專利名稱：一種低劑量x線ct圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種醫(yī)學(xué)影像的圖像重建方法，具體來(lái)說(shuō)是指一種低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法。
背景技術(shù)：
X線CT圖像的質(zhì)量與輻射劑量密切相關(guān)，輻射劑量越高，圖像質(zhì)量就越好,然而，過(guò)高劑量的X射線照射又會(huì)誘發(fā)癌癥、白血病或其他遺傳性疾病。以最少的劑量獲得最佳的CT影像診斷效果是CT成像領(lǐng)域研究的重要目標(biāo)之一。在其他掃描參數(shù)不變的情況下，直接降低X射線低毫安秒(Low-mAs)就可以實(shí)現(xiàn)低劑量CT成像，然而此時(shí)由于探測(cè)數(shù)據(jù)中將引入大量噪聲，直接導(dǎo)致重建圖像的嚴(yán)重退化，繼而影響臨床診斷。大量實(shí)驗(yàn)證明，對(duì)于低劑量CT圖像重建，基于統(tǒng)計(jì)建模的重建方法優(yōu)于傳統(tǒng)濾波反投影方法。重要的是，基于統(tǒng)計(jì)建模的重建方法可以引入目標(biāo)圖像的先驗(yàn)信息，以保證重建圖像的質(zhì)量。但是，傳統(tǒng)的統(tǒng)計(jì)建模方法中僅引入圖像自身的局部鄰域的約束作為先驗(yàn)信息，未能考慮同一病人先前掃描圖像所能提供的先驗(yàn)信息，同時(shí)傳統(tǒng)先驗(yàn)依賴的圖像局部鄰域內(nèi)的像素灰度信息，無(wú)法有效的區(qū)分邊緣信息和噪聲，導(dǎo)致重建圖像出現(xiàn)過(guò)平滑或階梯狀效應(yīng)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，新 構(gòu)建的非局部均值先驗(yàn)為各類基于統(tǒng)計(jì)建模的CT圖像重建模型提供正則化項(xiàng)，可以實(shí)現(xiàn)LowmAs掃描協(xié)議下低劑量CT圖像的優(yōu)質(zhì)重建。本發(fā)明的上述目的可以通過(guò)以下的技術(shù)措施來(lái)實(shí)現(xiàn)一種低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，包括以下步驟，其中本申請(qǐng)文件中相同的符號(hào)代表相同的含乂 (I)獲取成像對(duì)象在標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像；(2)獲取同一成像對(duì)象在低劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像的投影數(shù)據(jù)，并同時(shí)獲取相應(yīng)的校正參數(shù)及系統(tǒng)矩陣，其中，低劑量射線的射線劑量為標(biāo)準(zhǔn)劑量射線的射線劑量的1/7至1/20，線積分投影數(shù)據(jù)是指對(duì)數(shù)變換后的投影數(shù)據(jù)p，獲取的校正參數(shù)是指X線入射光子
數(shù)N0 ；(3)根據(jù)步驟(2)中的線積分投影數(shù)據(jù)滿足的統(tǒng)計(jì)特性，構(gòu)建用于CT醫(yī)學(xué)圖像重建的數(shù)學(xué)模型；(4)利用步驟⑴中的標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的醫(yī)學(xué)圖像構(gòu)建先前標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像導(dǎo)引的非局部正則化先驗(yàn)，并采用最大后驗(yàn)估計(jì)方法進(jìn)行模型轉(zhuǎn)化，結(jié)合步驟(3)得到的數(shù)學(xué)模型構(gòu)建用于重建圖像的帶先驗(yàn)約束項(xiàng)的目標(biāo)函數(shù)；其中，所述非局部正則化先驗(yàn)構(gòu)建的具體過(guò)程為(41)在標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像內(nèi)選擇一個(gè)包含圖像幾何信息的大方形鄰域Ni，在大方形鄰域內(nèi)選擇一個(gè)小方形鄰域，該小方形鄰域的中心位于像素點(diǎn)m處；在待重建圖像中選擇一個(gè)與上述小方形鄰域大小相同的小方形鄰域，該小方形鄰域的中心位于像素點(diǎn)i，其中，像素點(diǎn)i和平掃圖像中大方形鄰域中心點(diǎn)幾何位置相對(duì)應(yīng)；(42)通過(guò)相似性測(cè)度計(jì)算兩個(gè)小方形鄰域的距離，相似性測(cè)度的方法采用兩像素點(diǎn)m、i鄰域內(nèi)所有像素點(diǎn)灰度值的加權(quán)歐幾里德距離的反比例函數(shù)；利用兩像素點(diǎn)m、i間相似性，正則化先驗(yàn)項(xiàng)的權(quán)值Wnbi定義為
權(quán)利要求
1.一種低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，包括以下步驟 (1)獲取成像對(duì)象在標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像； (2)獲取同一成像對(duì)象在低劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像的投影數(shù)據(jù)，并同時(shí)獲取相應(yīng)的校正參數(shù)及系統(tǒng)矩陣，其中，低劑量射線的射線劑量為標(biāo)準(zhǔn)劑量射線的射線劑量的1/7至1/20 ； (3)根據(jù)步驟(2)中的投影數(shù)據(jù)滿足的統(tǒng)計(jì)特性，構(gòu)建用于CT醫(yī)學(xué)圖像重建的數(shù)學(xué)模型； (4)利用步驟(I)中的標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的醫(yī)學(xué)圖像構(gòu)建先前標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像導(dǎo)引的非局部正則化先驗(yàn)，并采用最大后驗(yàn)估計(jì)方法進(jìn)行模型轉(zhuǎn)化，結(jié)合步驟(3)得到的數(shù)學(xué)模型構(gòu)建用于重建圖像的帶先驗(yàn)約束項(xiàng)的目標(biāo)函數(shù)；其中，所述非局部正則化先驗(yàn)構(gòu)建的具體過(guò)程為 (41)在標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像內(nèi)選擇一個(gè)包含圖像幾何信息的大方形鄰域Ni,在大方形鄰域內(nèi)選擇一個(gè)小方形鄰域，該小方形鄰域的中心位于像素點(diǎn)m處；在待重建圖像中選擇一個(gè)與上述小方形鄰域大小相同的小方形鄰域，該小方形鄰域的中心位于像素點(diǎn)i，其中，像素點(diǎn)i和平掃圖像中大方形鄰域中心點(diǎn)幾何位置相對(duì)應(yīng)； (42)通過(guò)相似性測(cè)度計(jì)算兩個(gè)小方形鄰域的距離，相似性測(cè)度的方法采用兩像素點(diǎn)m、i鄰域內(nèi)所有像素點(diǎn)灰度值的加權(quán)歐幾里德距離的反比例函數(shù)；利用兩像素點(diǎn)m、i間相似性，正則化先驗(yàn)項(xiàng)的權(quán)值Wnbi定義為^ (叫)={u C:c G nj, Hnd(nJ = {jff cenj 其中，u (Iii)代表待重建圖像U中像素點(diǎn)i處相似鄰域的灰度數(shù)組，UndOO代表標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的醫(yī)學(xué)圖像U nd中像素點(diǎn)m處相似鄰域的灰度數(shù)組，，n,和nm表示以像素點(diǎn)i和像素點(diǎn)m為中心的鄰域，c為像素點(diǎn)表示的索引，h為計(jì)算像素點(diǎn)間權(quán)值量的指數(shù)函數(shù)衰減的控制系數(shù)； (43)由上述(42)得到的權(quán)值矩，構(gòu)建如下形式的非局部先驗(yàn)R(M) =wn,A^Ni表示圖像域內(nèi)像素點(diǎn)i處的方形鄰域,Wnbi表示正則化先 i驗(yàn)項(xiàng)的權(quán)值，V( )表示正則化先驗(yàn)項(xiàng)的勢(shì)函數(shù)； (5)對(duì)步驟(4)中構(gòu)建的用于CT圖像重建的目標(biāo)函數(shù)采用迭代算法進(jìn)行求解，完成低劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像的重建。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，其特征在于所述步驟(I)中標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的醫(yī)學(xué)圖像為臨床標(biāo)準(zhǔn)毫安秒掃描協(xié)議下通過(guò)濾波反投影方法重建的醫(yī)學(xué)圖像。
3.根據(jù)權(quán)利要求I所述的低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，其特征在于所述步驟(3)中的統(tǒng)計(jì)分布特性為 (a)對(duì)數(shù)變換后的線積分投影數(shù)據(jù)滿足近似高斯分布對(duì)數(shù)變換前投影數(shù)據(jù)滿足近似泊松分布，對(duì)應(yīng)的數(shù)學(xué)重建模型中數(shù)據(jù)項(xiàng)為(y-HiO' E ^1(Y-Hu);其中，U表示待重建圖像，H為系統(tǒng)矩陣；7表示本發(fā)明步驟(2)中獲得的對(duì)數(shù)變換后的投影數(shù)據(jù)表示對(duì)角線元素為of的對(duì)角矩陣，of表示相應(yīng)于i探測(cè)單元的方差； (b)對(duì)數(shù)變換前投影數(shù)據(jù)滿足近似泊松分布，對(duì)應(yīng)的數(shù)學(xué)重建模型中數(shù)據(jù)項(xiàng)為+ +;;)，其中，y表示所述步驟(2)中獲得的對(duì)數(shù)變換前的投影數(shù)據(jù)，h表示成像過(guò)程X線球管中的曝光光子數(shù)，r,表示相應(yīng)的背景噪聲。
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，其特征在于所述步驟(5)中的迭代算法為梯度下降法或共軛梯度下降法或超松弛迭代算法。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，其特征在于所述梯度下降法的具體實(shí)現(xiàn)過(guò)程為第一步，首先基于上一步迭代獲得的重建圖像及標(biāo)準(zhǔn)劑量射線下的醫(yī)學(xué)圖像獲得待重建圖像的逐像素點(diǎn)正則化先驗(yàn)項(xiàng)的權(quán)值量Wnbi，以作為下一步迭代之用；第二步，在第一步獲取的權(quán)值量基礎(chǔ)上，利用梯度下降算法進(jìn)行迭代重建；第三步，交替進(jìn)行第一、二步迭代直至收斂，獲得最終重建的低劑量射線下的CT醫(yī)學(xué)圖像。
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了一種低劑量X線CT圖像的非局部正則化先驗(yàn)重建方法，包括(1)利用X線CT成像設(shè)備采集病人先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像；(2)利用X線CT成像設(shè)備在Low-mAs掃描協(xié)議下采集病人的CT投影數(shù)據(jù)，并同時(shí)獲取相應(yīng)的校正參數(shù)及系統(tǒng)矩陣；(3)根據(jù)步驟(2)中獲得的投影數(shù)據(jù)滿足的統(tǒng)計(jì)分布，構(gòu)建用于圖像重建的數(shù)學(xué)模型；(4)利用步驟(1)中的標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像構(gòu)建先前標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像導(dǎo)引的非局部正則化先驗(yàn)，并采用最大后驗(yàn)估計(jì)方法進(jìn)行模型轉(zhuǎn)化，結(jié)合步驟(3)得到的數(shù)學(xué)模型構(gòu)建用于重建圖像的目標(biāo)函數(shù)；(5)對(duì)步驟(4)中構(gòu)建的用于CT圖像重建目標(biāo)函數(shù)采用迭代算法進(jìn)行求解，完成圖像重建。本發(fā)明可以實(shí)現(xiàn)Low-mAs掃描協(xié)議下低劑量CT圖像的重建。
文檔編號(hào)G06T11/00GK102737392SQ20121018697
公開(kāi)日2012年10月17日 申請(qǐng)日期2012年6月7日 優(yōu)先權(quán)日2012年6月7日
發(fā)明者張華 , 張?zhí)N婉, 邊兆英, 陳武凡, 馬建華, 高楊, 黃靜 申請(qǐng)人:南方醫(yī)科大學(xué)