使用成像方法来确定流体速度的制作方法
【专利摘要】描述了一种用于使用调查对象(O)的成像方法来确定待调查区域(VOL)中的流体的速度(vfld)的方法(100)，该成像方法优选是计算机断层摄影。在该方法(100)中，定义待调查区域(VOL)的多个分别间隔开的子区域(ROI1，ROI2)，所述流体正在流经这些子区域。产生用于多个分别间隔开的子区域(ROI1，ROI2)的时间相关的图像数据(BD(t))。而且，在用于分别间隔开的子区域(ROI1，ROI2)的时间相关的图像数据(BD(t))的基础上在每种情况下使用多个时间相关的强度值(μ(t))来确定时间/密度曲线(ZDK1，ZDK2)。附加地，在时间/密度曲线(ZDK1，ZDK2)中确定时间位移(Δt)。最后，基于在时间/密度曲线(ZDK1，ZDK2)中确定的时间位移(Δt)来确定流体速度(vfld)。还描述了一种流体速度确定设备(70)。而且，描述了一种计算机断层摄影系统(1)。
【专利说明】
使用成像方法来确定流体速度
技术领域
[0001] 本发明涉及一种用于使用调查对象的成像方法(优选地，计算机断层摄影)来确定 待映射体积中的流体速度的方法。附加地，本发明涉及一种流体速度确定设备。更进一步 地，本发明涉及一种计算机断层摄影系统。
【背景技术】
[0002] 现代成像方法经常用来生成可以用于可视化所映射的调查对象的二维或三维图 像数据，而且还用于其它应用。
[0003] 成像方法经常基于捕获X射线辐射，其中，生成所谓的投影测量数据。例如，投影测 量数据可以通过使用计算机断层摄影系统(CT系统)来获取。在CT系统中，X射线源和相对布 置的X射线检测器的组合通常绕着调查对象（以下在不失一般性的情况下被称为患者)所在 的测量空间转动，所述组合被布置在台架上。就此而言，转动中心(还被称为"等中心"）与在 Z方向上延伸的所谓的系统轴(还被称为Z轴)重合。在一个或多个转动期间，患者被暴露于 来自X射线源的X射线辐射，投影测量数据或X射线投影数据通过使用相对放置的X射线检测 器而被捕获。
[0004] 尤其地，所生成的投影测量数据取决于X射线检测器的设计。X射线检测器通常具 有大部分以常规像素阵列的形式进行布置的多个检测单元。检测单元在每种情况下生成撞 击检测单元的任何X射线辐射的检测信号，根据X射线辐射的强度和光谱分布在某些时间点 对该信号进行分析，以便获得关于调查对象的结论并且生成投影测量数据。
[0005] 很长一段时间，是这种情况："唯一"的解剖结构通过使用CT成像以图像形式再现。 另一方面，很长一段时间通过计算机断层摄影进行功能成像是不可能的，尤其是部分由于 患者过高剂量的摄取。然而，由于技术的进步，提高了功能成像的机会，并且发现它们在过 去几年中进入临床常规中。
[0006] 现代CT系统允许记录用于功能成像的四维图像数据。取决于记录技术，在还与患 者的纵轴重合的z方向上（即，在系统轴的方向上)待映射区域的尺寸可以与在固定的台位 置的情况下使用的检测器的宽度相对应，或尺寸基本上大于周期性移动的患者台的情况。 存在分析以这种方式捕获的图像数据的各种方法。例如，所产生的图像数据可以被可视化 为四维图像数据。就此而言，时间点和血液流过血管的水平可以以颜色来表示。因此，如果 血管区域基本上稍后提供血液，则可以以图形方式表示，例如，以三维图像表示。而且，还可 以执行薄壁组织(即，功能组织)的功能分析。
[0007] 在功能成像的情况下，还对确定流体速度并且尤其还有血流速度感兴趣。
[0008] -方面，关于血流速度的知识可以帮助发现和/或表征病理（例如，狭窄）。另一方 面，它使得能够在由造影剂支持的CT扫描(诸如例如，血管造影)的情况下优化获取参数。
[0009] 血流速度的识别对于医学测量方法（诸如例如，磁共振断层摄影（MRT)和超声 (US))早已是可能的。在通过使用磁共振断层摄影来标识血流速度的情况下，人体组织通过 磁场被放入到特定的电磁状态中。然后从例如由于血流（"磁共振测速"）而导致的磁化改变 中标识血液的速度。造影剂并不总是这些方法所必需的。
[0010] 另一方面，在血流速度通过使用超声波方法标识的情况下，使用了多普勒效应，其 中，声波的频率偏移表示血流速度的水平。在该方法的情况下没有任何造影剂是所必需的， 并且以类似方式，还存在用来经由多普勒效应测量血流速度的光学方法(例如，使用激光）。
[0011] 另一方面，到目前为止，由于技术约束导致在CT成像的情况下血流速度和其它流 体速度的确定只可达到有限的范围。
[0012] 在CT成像的情况下，时间分辨率非常有限，并且附加地，取决于台架的转动速度。 这使得更难以确定血流速度，尤其是如果覆盖范围（即，Z方向上（即，在系统轴的方向上）的 检测器尺寸)很小。换言之，流体速度测量的准确性取决于检测器在z方向上的尺寸大小怎 样:检测器越小，准确性就越差。附加地，在基于作为时间的函数的只有几个测量值的血流 速度的测量结果的情况下，伪像和相当不利的信/噪比使其更难以在那些测量值的基础上 确定血液流速。而且，非等距扫描和作为z位置的函数的扫描由于必需分析未彼此同步的数 据点，所以使其更难以确定流体速度。
【发明内容】
[0013] 因此，本发明的目的是开发一种用于确定待调查身体的区域中的流体速度的方 法，该方法还可以在常规CT机器帮助下足够准确地应用。
[0014] 该目的借助于根据权利要求1的用于确定流体速度的方法、借助于根据权利要求 13的流体速度确定设备、以及借助于根据权利要求14的计算机断层摄影系统来实现。
[0015] 在用于使用调查对象的成像方法(优选地，计算机断层摄影)来确定待成像体积中 的流体速度的本发明的方法中，定义待调查区域的多个分别间隔开的子区域，流体正在流 经这些子区域。为了定义子区域，通常提前进行用于成像方法的成像系统的设置，例如，在 提前所确定的关于待记录子区域的位置的信息的基础上。出于这个目的，可以例如提前记 录概述图像，其中，可以更宽泛地识别患者的身体结构。定义分别间隔开的待记录子区域之 后，使用成像方法来记录用于多个分别间隔开的子区域的时间相关的图像数据。在时间相 关的图像数据的基础上，在每种情况下使用用于分别间隔开的子区域的多个时间相关的强 度值来确定时间/密度曲线。换言之，在每种情况下，时间/密度曲线表示在每种情况下在用 于一个所分配的子区域的成像方法期间捕获的时间相关的强度值。在时间/密度曲线确定 期间，分配给相应的子区域的强度值可以在相应的子区域的表面上进行平均，并且可以在 这些平均强度值的基础上来确定时间/密度曲线。
[0016] 更进一步地，在相对于彼此分配给不同子区域的时间/密度曲线中确定时间位移。 由于不同子区域被布置在不同位置，所以还创建了用于所分配的时间/密度曲线的时间位 移简档(profile)。更准确地说，时间位移取决于子区域之间的间距和流体速度。相反，可以 基于在时间/密度曲线中确定的时间位移还有各个时间/密度曲线所分配的子区域之间的 已知的间距来计算流体速度。
[0017] 本发明的流体速度确定设备包括区域定义单元，其用于定义待调查区域的多个分 别间隔开的区域，流体正在流经这些子区域。本发明的流体速度确定设备还包括图像数据 捕获单元，其用于产生用于多个分别间隔开的子区域的时间相关的图像数据。这种类型的 图像数据捕获单元通常具有用于捕获原始数据或投影测量数据并且在所捕获的原始数据 的基础上重建图像数据的功能。本发明的流体速度确定设备还包括曲线确定单元，其用于 在每种情况下在用于分别间隔开的子区域的时间相关的图像数据的基础上使用多个时间 相关的强度值来确定时间/密度曲线。形成本发明的流体速度确定设备的一部分还可以是 用于确定时间/密度曲线中的时间位移的位移确定单元、以及用于基于在时间/密度曲线中 确定的时间位移来确定流体速度的速度确定单元。
[0018] 本发明的计算机断层摄影系统涵盖本发明的流体速度确定设备。
[0019] 本发明的计算机断层摄影系统附加地涵盖例如投影数据获取单元。投影数据获取 单元包括X射线源和用于从对象中获取投影测量数据的检测器系统。更进一步地，本发明的 计算机断层摄影系统还包括重建单元，其用于重建所捕获的投影测量数据和附加地本发明 的流体速度确定设备，其中，在本发明的计算机断层摄影系统的情况下，重建单元优选地形 成流体速度确定设备的一部分。
[0020] 在绝大多数情况下，本发明的流体速度确定设备的基本组件可以以软件组件的形 式实现。这个尤其涉及区域定义单元、图像数据获取单元的部件、曲线确定单元、位移确定 单元和速度确定单元。然而，原则上，这些组件还可以部分地以软件支持的硬件(例如，FPGA 等)的形式实现，尤其是，如果牵涉到特别快的计算。同样地，所需的接口可以被实现为软件 接口，例如，如果牵涉到仅仅从其它软件组件中输入数据。但是它们还可以被实现为使用硬 件构建的接口，其借助于合适的软件而被激活。
[0021] 本发明的流体速度确定设备可以尤其地形成CT系统的用户终端或控制设备的一 部分。
[0022] 主要基于软件的实现方式的优点是，还可以借助于软件更新以简单方式改型先前 所使用的控制设备，以便根据本发明的方式进行操作。为此，该目的还借助于具有计算机程 序的对应的计算机程序产品来实现，该计算机程序能够直接被加载到计算断层摄影系统的 控制设备的存储器设备中，该计算机程序产品包含程序段以便当程序在控制设备中执行 时，执行本发明的方法的所有步骤。如果合适，则这种类型的计算机程序产品可以除了计算 机程序之外还包括附加的元件(诸如例如，文档)和/或附加的组件、还有硬件组件(诸如例 如，出于使用该软件的目的的硬件键(加密狗等））。
[0023] 为了传送到控制设备和/或为了存储在控制设备上或中，使用计算机可读介质(例 如，记忆棒、硬盘、或一些其它可传送的或永久安装的数据介质，其上存储有能够由控制单 元的算术和逻辑单元读取并且执行的计算机程序的程序段）。例如，出于该目的，该算术和 逻辑单元可以涵盖一个或多个交互操作的微处理器等。
[0024] 从属权利要求和随后的描述分别包含本发明的特别有利的实施例和发展。就此而 言，特别地，一个权利要求类别中的权利要求可以与另一个权利要求类别中的从属权利要 求类似地进行发展。附加地，还可以在本发明的情景中将不同示例性实施例和权利要求的 各种特征组合成新示例性实施例。
[0025] 在用于确定流体速度的本发明的方法的一个实施例中，流体包括流经待调查区域 中的血管的血液，或流体包括流经待调查区域中的薄壁组织的造影剂。术语"血管"可以被 理解为血管的一段、血管或血管系统。造影剂习惯上用来使得调查对象的身体中的流体运 动可见。造影剂还可以提前被施用到待调查对象，即例如，在成像和确定速度之前。薄壁组 织涉及与间质组织相对的功能组织，其包括支撑组织。
[0026] 在本发明的方法的优选实施例中，提前记录待调查区域的内存储信息位置图示 (topogram)，并且在内存储信息位置图示的基础上定义分别间隔开的子区域。内存储信息 位置图示是再现待调查对象的轮廓和广泛结构的简单概述记录。然后基于该内存储信息位 置图示，可以定义各个图像记录区域，其在使用CT系统进行实际测量期间被再现为图像。
[0027] 在本发明的方法中，分别间隔开的子区域优选位于如在成像系统的z方向上（即， 在系统轴的方向上)观察到的内存储信息位置图示的各种层中。在该实施例中，流体在Z方 向上流动或至少具有z分量。可以在多个层中以例如它位于成像系统（例如，CT系统）的z轴 上这样的方式捕获笔直的血管作为图像。在尤其容易实现的该实施例中，可以立即从这些 层相互的间距中确定所定义的子区域所在的所定义的子区域彼此之间的流体所行进的路 径。
[0028] 出于产生图像数据的目的，在本发明方法的特别实用的变型中，尤其地，如果所使 用的成像方法牵涉基于计算机断层摄影的方法，则首先在一段时间内捕获投影测量数据， 然后投影测量数据被重建成时间相关的图像数据。
[0029] 如果时间相关的强度值包括衰减值，则它是特别优选的。如果所使用的成像方法 牵涉基于计算机断层摄影的方法，则尤其是这种情况。在计算机断层摄影的情况下，由X射 线源发射的X射线被吸收并且通过待映射区域衰减，然后由检测器捕获，来自该检测器的信 号与由待映射区域所造成的衰减相关。
[0030] 在本发明的方法的变型中，该变型在应用中特别有利，基于时间相关的强度值借 助于均衡计算来确定时间/密度曲线。这种类型的均衡计算可以基于参数化模型函数，例 如，其使用均衡计算被调整到所捕获的强度值。例如，均衡计算可以根据最小二乘法来实 现。
[0031] 在本发明方法的特别有利的实施例中，可以在时间/密度曲线的预先确定的时间 间隔中的一段或整体时间/密度曲线的基础上来确定时间/密度曲线中的时间位移。原则 上，由于在这种情况下与测量有关的所有信息还包括在时间位移的计算中，所以在整体时 间/密度曲线的基础上计算时间位移是选择的方法。然而，如果不同时间/密度曲线在部件 上彼此差别很大，则还可以值得做的是把过程约束到其中除了时间位移之外各个时间/密 度曲线的发散很小的一个时间段。
[0032] 在用于确定流体速度的本发明的方法的特殊变型中，时间/密度曲线中的时间位 移被确定如下:首先，在均衡计算的基础上，确定中心时间/密度曲线，为其分配的子区域位 于其它子区域之间的中心。位于中心的子区域应该被理解为相对于其它子区域像至于通过 子区域的流体的路径而言至少不会位于待流经的子区域链的起点或终点的一个子区域。如 果流体所流经的几乎相同数目的子区域位于这个子区域之前和这个子区域之后，则它是尤 其优选的。
[0033] 随后，针对其它子区域的z位置，实现中心时间/密度曲线的空间位移和时间位移， 例如，通过作为位置和时间的函数的在z轴和表示分配给各个子区域的衰减值的图表的时 间轴的方向上的位移。就此而言，空间位移在每种情况下简单地与中心子区域的z值到另一 子区域的z值的位移相对应。在没有中心时间/密度曲线的情况下发生到其它子区域的位置 的位移，一旦被发现，其形式就发生改变，换言之，这牵涉到纯粹平移。优先地，在时间方向 上以最小化的方式执行位移，即，它是在时间方向上执行，以使分配给各个子区域的衰减值 和所位移的中心时间/密度曲线之间的差值最小。在这些位移的基础上定义分配给各个子 区域的各个时间/密度曲线。例如，时间位移可以在所描述的平移的情况下被指定为中心时 间/密度曲线的最大值的时间位移。如果时间/密度曲线可作为参数化曲线，则可以在时间/ 密度曲线的对应的参数的基础上直接读出时间位移。
[0034] 最后，在分配给相应的时间/密度曲线的空间和时间位移的基础上确定中心时间 位移。就此而言，优选地，可以基于在每种情况下所进行的空间位移和时间位移来执行均衡 计算。例如，假设速度随时间恒定，则可以在时间位移和空间位移之间假设线性关系。在这 种情况下，通过将参数化直线调整到所确定的时间位移和空间位移来产生时间/密度曲线 中的中心时间位移。再次，可以通过使用均衡计算来实现这种调整。通过以这种方式继续， 在确定流体速度期间可以把多个子区域考虑在内，其通常增加确定流体速度的准确性。
[0035] 可以尤其简单地通过计算分别间隔开的子区域之间的间距和在分配给相关子区 域的时间/密度曲线中确定的时间位移的商来确定流体速度。如果例如只有两个分别间隔 开的子区域已经被定义，则通过两个子区域之间的间距除以分配给子区域的两个时间/密 度曲线中的时间位移来得出流体速度。在这一点上，间隔应该被认为是两个相关子区域之 间的被考虑流体所行进的路径。如果流体的速度待被计算的流体正在流经的血管具有笔直 的取向，则该定义与欧几里得间距相对应。然而，如果存在具有弯曲取向的血管，则间距与 沿着血管的中心线的对应的线积分相对应。
[0036] 例如，可以在团注追踪方法的情景中产生多个分别间隔开的子区域的时间相关的 图像数据。这种类型的方法通常用来确定用于造影剂支持的成像程序的开始时间点。这种 类型的团注追踪方法正常情况下包括:通过使用医学成像来监测预期造影剂所流经的区 域，并且确定造影剂移动通过该区域时的时间点。如果随后在团注追踪期间监测多个区域， 而非仅一个区域，则可以基于在测量期间所捕获的数据来确定造影剂的速度。因此，可以提 前确定例如在造影剂到达位于距离监视区域一段距离的调查区域时的时间点，并且因此可 以确定用于成像程序的开始时间点并且提前非常精确地进行计算。
【附图说明】
[0037] 在下文中，通过参照所附附图，在示例性实施例的基础上再次对本发明进行详细 地描述。这些包括以下内容：
[0038] 图1是图示了根据本发明的示例性实施例的用于确定流体速度的方法的流程图， [0039]图2是多个待映射子区域的定义，
[0040] 图3是多个造影剂曲线的时间简档，
[0041] 图4是包含在沿着CT系统的z轴的z方向上取向的动脉和位于z轴上的各种位置处 的多个待映射子区域的腿部的透视图，
[0042] 图5是包含如图4所示的被分配给待映射子区域的多个时间/密度曲线的图，
[0043]图6是图示了在图5中表示的时间/密度曲线的最大值在位置/时间平面中的分布、 以及还有时间/密度曲线中的中心时间位移的确定的图，
[0044]图7是表示根据本发明的示例性实施例的流体速度确定设备的框图，
[0045]图8是根据本发明的示例性实施例的计算机断层摄影系统的示意图示。
【具体实施方式】
[0046]图1示出了根据本发明的示例性实施例的用于确定流体速度的方法100的流程图。 在步骤I. I中，首先，记录患者的待调查区域V 0 L的内存储信息位置图示T P，例如，在C T系统 的帮助下。然后，在步骤I. II中，定义内存储信息位置图示TP(参见图2)中的待映射子区域 ROI1, ROI2,速度待被确定的流体正在流经这些子区域。
[0047]在步骤I. III中，执行CT图像记录，在测量周期内捕获来自待映射子区域ROI1，ROI2 的投影测量数据PMD。
[0048]在步骤I. IV中，从投影测量数据PMD重建时间相关的图像数据BD(t)。可以通过使 用例如基于滤波背投影的重建方法来执行重建。
[0049] 在步骤I .V中，在所重建的时间相关的图像数据BD(t)或所述数据所包括的衰减值 μ( t)的基础上确定时间/密度曲线ZDK1，ZDK2。在衰减值μ( t)的基础上确定时间/密度曲线可 以通过在每种情况下例如使用待映射子区域ROI1, ROI2的每个子区域的衰减值y(t)的单独 "拟合"来实现。在该情景中，"拟合"旨在指代通过使用应用于所测量的衰减值μ(υ的均衡 计算来确定时间/密度曲线ZDK 1,ZDK2。例如，可以为该"拟合"指定曲线族，即，用于（多个)时 间/密度曲线的每个相应的或者两者共同的参数化函数。在该情景中标识用于相应的时间/ 密度曲线ZDKi，ZDK 2的函数的参数，使得与相应的参数化函数相对应的整体发散(例如，用于 待拟合的曲线的衰减值y(t)的间距的平方和)无论什么情况都是最小。可以例如借助于理 论考虑和/或在实验数据的基础上建立用于时间/密度曲线的参数化函数。
[0050] 在步骤I. VI中，在所确定的时间/密度曲线ZDK1，ZDK2的基础上确定时间/密度曲线 ZDK1，ZDK2之间的时间位移Δ t。然后，在步骤I. VII中，在以下公式的基础上计算流体速度
Vfld：
[0051]
[0052] 其中，d是两个不同子区域ROI1,ROI2之间的间距。如已经描述的，这里所使用的定 义意义上的间距与在步骤I. II中定义的两个子区域之间的流体路径的长度相对应。已经给 出关于在一般情况下如何能够确定血流速度或流体速度Vfid的全面描述。然而，反过来，还 可以从该全面描述中（间接地)推导出其它变量，诸如例如，压力（例如，一般处于所调查的 血管中）。
[0053]图2从z方向的视角示出了调查对象的待调查区域V0L。更进一步地，可以识别在水 平方向上走行的血管PG的端部PG1,PG2,该端部形成与z方向成直角（即，在纸张平面上)放置 的待映射层的一部分。两个端部PG 1，PG2彼此距离待测量间距d。如已经若干次提及的，间距 应该被理解为两个端部PG 1, PG2之间的流体的流动路径。可以在图2中识别两个待映射子区 域ROI1, ROI2,包括速度待被确定的血液正在流经的血管PG的两个端部PG1, PG2。如结合图1 所图示的方法100所描述的，在从这些子区域ZDK1,ZDK 2捕获投影测量数据(PMD)之前，在内 存储信息位置图示的记录的基础上定义这两个待映射子区域ROI1, ROI2,在该方法100期间 从该PMD重建图像数据，反过来，在该图像数据的基础上，在该方法100期间确定血流速度 Vfld 〇
[0054]图3示出了把造影剂注射到血管系统中之后，例如与血管系统的两个不同点（即， 用于例如被布置在患者的血管系统的不同血管段(参见图2)的两个不同的第一子区域ROI1 和第二子区域ROI2)处的造影剂浓度相对应的衰减值y(t)的时间简档。已经通过使用CT系 统基于在血管PG中测量的衰减值y(t)(参见图2)来准备该图，衰减值y(t)表示例如在相应 的子区域R〇Ii，R〇I 2上平均的衰减值y(t)。在图3中，两个子区域!^!，!^冲的衰减值以⑴ 的时间简档借助于时间/密度曲线ZDK 1, ZDK2以图形方式图示。更确切地说，所示出的时间/ 密度曲线ZDK1，ZDK 2是借助于均衡计算拟合于所捕获的图像数据或衰减值的曲线。
[0055]在图3所示的时间/密度曲线ZDK1，ZDK2的时间简档可以被解释如下：心脏以平均速 度vnd每单位时间心输出量是恒定的血管系统栗送血液。例如，在第一时间点七注射造影剂 之后，在第一子区域ROI1中系统的血管的第一端部PG 1*的造影剂浓度(参见图2)首先增加。 这种改变与图3中的第一时间/密度曲线ZDK1上升相对应，其用实线图示。之后，血管的第一 端部PG冲的造影剂浓度再次降低。一定时间滞后〖 2-^之后，从第二时间点〖2起，造影剂浓 度也在第二子区域ROI2的位置处系统中的血管PG的第二端部PG 2增加。这种行为在图3借助 于被示为间断线的第二时间/密度曲线ZDK2表示。从第三时间点t 3起，两个时间/密度曲线 ZDK1,ZDK2大致平行走行直到第四时间点t4。在这个特殊的情况下，这个区域最适合于确定 时间/密度曲线ZDK 1, ZDK2的时间位移。从第五时间点以开始，第一时间/密度曲线ZDK1下降， 即，对应的衰减值μ( t)随时间t减小。在第六时间点U，两个时间/密度曲线ZDK1，ZDK2相交， 然后下降到CT图像记录结束时的第七时间点t 7。尤其对于第三时间点t3和第四时间点t4之 间的时间间隔，可以很好地确定两条曲线之间的时间位移A t。
[0056]图4至图6示出了根据第二示例性实施例的流体速度确定。在结构方面，该途径与 方法100相对应，然而，在确定时间/密度曲线还有确定时间位移期间，该途径在细节上稍微 不同。
[0057]图4以透视图的形式示出了调查对象(在这种情况下，腿部）中的待调查区域V0L。 可以识别具有动脉AR的腿部B的一段或该动脉AR的一段。纯粹出于简化的目的，动脉AR在z 方向上的Z轴上走行，即，在系统轴的方向上。还在五个不同Z位置ΖΓ··Ζ5处借助于间断线示 出五个层SfS5,例如，在这些层中，在内存储信息位置图示的基础上定义五个待映射区域 ROIr^ROL·，在每种情况下，动脉AR走行通过这些区域。在以下成像期间以图像形式捕获五 个所定义的层Sr·· S5S布置在它们内部的子区域。
[0058] 图5图示了借助于时间/密度曲线ZDKr"ZDK5在五个不同的z位置Ζ1···ζ5(以及许多 其它的ζ位置)处如图4所示的待映射的五个区域ROICL·的CT记录的衰减值y(z，t)。这些 时间/密度曲线在时间方向上稍微位移。时间/密度曲线创建例如如下:首先，通过使用均衡 计算来确定用于第三ζ位置Z 3的中心时间/密度曲线ZDK3，即，参数化模型曲线被拟合到所测 量的衰减值μ(ζ，t)。然后，该中心时间/密度曲线ZDK 3在ζ方向上被位移到其它位置Z1，Z2， Z4，Z5中的每个位置，并且在时间方向上附加地位移，使得中心时间/密度曲线ZDK3 = ZDKm显 示了最佳拟合到存在于相应的位置的衰减值。在每种情况下，通过使用简单的数字最小化 或对应的均衡计算来实现最佳时间位置。以这种方式位移的中心时间/密度曲线ZDK m最终 形成相应的其它时间/密度曲线ZDK1，ZDK2，ZDK 4，ZDK5。因此，除了不同时间位置和ζ位置之 外，该实施例中的五个时间/密度曲线ZDK 1，ZDK2，ZDK4，ZDK5?以相同的方式实现。
[0059]在图6中图示了图5中所图示的五个时间/密度曲线ZDKr-ZDK5的时间位移，其从上 面示出了图5的图，即，如从表示衰减值y(z，t)的轴的方向观察到的。关于各个时间/密度曲 线，在图6中的图中标记它们的最大值MzDKr"MzDK5。这些最大值在时间方向上偏移并且借助 于最佳拟合线RGm进行近似，其可以通过使用均衡计算在所捕获的数据的基础上确定。时间 位移A t = ti-ts与第一时间/密度曲线ZDK1和第五时间/密度曲线ZDK5之间的间距Δ z = Z5-Zi相对应，该位移可以从最佳拟合线RGm被读出。最后，从两个位移值A z，△ t的商中得出流 体速度Vf Id:
[0060] 门、 (2)
[0061] 图7示出了流体速度确定设备70。例如，如图8所示，该流体速度确定设备70可以形 成CT系统1的控制设备的一部分。流体速度确定设备70包括区域定义单元，其用于定义速度 Vfid待被确定的流体正在流经的多个分别间隔开的子区域ROIhROL·。该区域定义单元71获 得关于子区域ROII，ROI2的定义或位置(例如，从用户的输入或以自动的方式）的信息，并且 以一定形式传递该信息以供激活单元23(参见图8)处理。激活单元23然后在所获得的信息 的基础上控制CT系统的测量设备（参见图8)，使得映射预先确定的子区域ROI 1, ROI2或记录 用于子区域的投影测量数据。
[0062]除了这个之外，流体速度确定设备70还包括图像数据捕获单元78,其在该实施例 中具有投影测量数据捕获单元72,该单元捕获在成像程序期间生成的投影测量数据PMD。更 进一步地，图像数据获取单元78包括重建单元73，其被设置成在所捕获的投影测量数据PMD 的基础上重建用于多个分别间隔开的子区域ROI1, ROI2的时间相关的图像数据BD(t)。所确 定的图像数据BD (t)被传递到输出接口 77，其从该输出接口 77被转发到所连接的单元(诸如 例如，存储器单元或终端）。附加地，所重建的图像数据BD(t)还被传递到曲线确定单元74， 其在用于分别间隔开的子区域ROI 1, ROI2的时间相关的图像数据BD(t)的基础上确定与多个 时间相关的强度值μ (t)相对应的时间/密度曲线ZDK1，ZDK2。然后指的是时间/密度曲线 ZDK1，ZDK2的数据被传递到位移确定单元75，其从该数据中确定了时间/密度曲线ZDK 1，ZDK2 中的时间位移A t。指的是所确定的时间位移△ t的数据随后被转发到速度确定单元76,其 基于在时间/密度曲线ZDK1，ZDK2中确定的时间位移△ t来确定流体速度Vfid。最后，流体速度 Vfid的值被传递到先前所提及的输出接口 77,该信息从该输出接口 77被转发到所连接的单 元(诸如例如，存储器单元或终端）（参见图8)。
[0063]图8示出了计算机断层摄影系统1，其包括图7所示的流体速度确定设备70。就此而 言，CT系统1基本上由通常扫描仪10组成，其中，在台架11上，包含检测器16和与该检测器16 相对定位的X射线源15的投影数据获取单元5绕着测量空间12转动。位于扫描仪10前方的是 患者支撑设备3或患者台3,患者0躺在其上的其上部2可以被位移到扫描仪10以便相对于检 测器系统16移动患者0通过测量空间12。扫描仪10和患者台3借助于控制设备20激活，从该 控制设备处通过包含控制接口的通常激活单元23得到获取控制信号AS，以便以常规方式根 据所指定的测量协议来激活整体系统。关于在本发明的方法100的情景中的图像记录，指的 是待映射子区域ROIl，R〇I2的数据要么直接借助于用户的输入要么间接通过本发明的流体 速度确定设备70(还参见图7)被传递到激活单元23。在螺旋获取的情况下，患者0沿着与纵 向走行通过测量空间12的系统轴z相对应的z方向的运动和X射线源15的同时转动在测量程 序期间产生X射线源15相对于患者0的螺旋路径。并行地，就此而言，检测器16总是与X射线 源15相对存在，以便捕获投影测量数据PMD，该投影测量数据PMD然后用于重建体积和/或层 图像数据。同样地，顺序测量方法也是可能的，其中，Z方向上的固定位置横穿并且然后在转 动、部分转动或多个转动的过程中到达相关的Z位置，捕获所需的投影测量数据PMD，以便在 该z位置处重建截面图像或由多个z位置的投影数据来重建图像数据。原则上，还可以在其 它CT系统上采用本发明的方法，例如，具有多个X射线源和/或检测器和/或具有形成完成的 环的检测器。例如，本发明的方法还可以应用于具有非移动患者台和在z方向上移动的台架 (所谓的滑动台架)的系统上。
[0064] 由检测器16获取的投影测量数据PMD(以下还被称为原始数据)通过原始数据接口 72传递到控制设备20上，该原始数据接口 72在该实施例中形成流体速度确定设备的一部 分。如果合适，则合适预处理(例如，滤波和/或射束硬化校正)之后，在根据本发明的示例性 实施例的流体速度确定设备70中以上文所描述的方式对该原始数据进行进一步的处理。在 该示例性实施例中，流体速度确定设备70主要以软件(除了到连接到它的单元的接口之外） 的形式在处理器上的控制设备20中实现。
[0065] 指的是由流体速度确定设备70确定的流体速度Vfid的数据以及还有所捕获的图像 数据BD被存放在控制设备20的存储器22中和/或以通常的方式在控制设备20的屏幕上输 出。然而，这些数据还可以通过未在图8中示出的接口被馈送到连接到计算机断层摄影系统 1(例如，放射信息系统(RIS))的网络中，并且存放于可访问那里的大容量存储设备中或输 出到连接到那里的打印机或拍摄站。因此，可以根据需要对数据进行进一步处理，然后存储 或输出。
[0066] 附加地，还在图8中的图中示出了造影剂注射设备25,在该设备的帮助下，为患者P 提前（即，在本发明的方法100之前)注射造影剂，通过使用计算机断层摄影系统1以图像形 式捕获该造影剂的行为。
[0067] 可以在大多数情况下或者完全以合适的处理器上的软件元件的形式实现流体速 度确定设备70的组件。尤其地，在软件方面，还可以完全实现这些组件之间的接口。所有需 要的是存在对其中数据可以合适地放到中间存储装置中、再次被调用并且随时被更新的合 适的存储器区域的访问能力。
[0068] 总之，应当再次指出，上文所描述的方法和设备仅仅构成本发明的优选示例性实 施例，并且本发明可以在不偏离由权利要求指定的本发明的范围的情况下由本领域的技术 人员一定程度上进行变化。在用于记录医学图像数据的计算机断层摄影系统的基础上主要 对该方法和流体速度确定设备进行了解释。然而，本发明不局限于计算机断层摄影，也不局 限于医学领域的应用；相反，本发明还可以在原则上适用于其它成像系统(诸如例如，磁共 振断层摄影系统），并且还适用于图像的记录用于其它目的。为了完整起见，应当指出，不定 冠词"一"或"一个"的使用并不排除所讨论的特征还可以存在多个的可能性。类似地，术语 "单元"并不排除所述单元包括其可以在适当时在空间上分布的多个组件的可能性。
【主权项】
1. 一种用于使用调查对象(0)的成像方法来确定待调查区域(VOL)中流体的速度(Vfld) 的方法(100)，所述成像方法优选是计算机断层摄影，所述方法(100)包括以下步骤： -定义待调查区域(V0L)的多个分别间隔开的子区域(ROIhROIs)，所述流体正在流经这 些子区域， -产生用于所述多个分别间隔开的子区域(ROLROh)的时间相关的图像数据(BD(t))， -在用于所述分别间隔开的子区域(ROI^ROL·)的所述时间相关的图像数据(BD(t))的 基础上在每种情况下使用多个时间相关的强度值(y(t))来确定时间/密度曲线（ZDL， ZDK2)， -在所述时间/密度曲线(ZDKi，ZDK2)中确定时间位移（△ t)， -基于在所述时间/密度曲线(ZDK^ZDfc)中确定的所述时间位移（△ t)来确定所述流体 速度(Vfld)。2. 根据权利要求1所述的方法（100)，其中所述流体包括血液和/或流经所述待调查区 域(V0L)中的血管的造影剂，或者所述流体包括流经所述待调查区域(V0L)中的薄壁组织的 造影剂。3. 根据权利要求1或2中的一项所述的方法（100)，其中提前记录所述待调查区域(V0L) 的内存储信息位置图示，并且在所述内存储信息位置图示的基础上定义所述分别间隔开的 子区域(R0Ii，R0I 2)。4. 根据权利要求1-3中的一项所述的方法（100)，其中所述分别间隔开的子区域(ROh， R〇I2)位于如在所述成像系统的z方向上观察到的所述内存储信息位置图示的各种层中。5. 根据权利要求1-4中的一项所述的方法（100)，其中出于产生图像数据的目的，首先 在一段时间内捕获投影测量数据(PMD)，并且然后将所述投影测量数据(PMD)重建成时间相 关的图像数据(BD(t))。6. 根据权利要求1-5中的一项所述的方法（100)，其中所述时间相关的强度值(μ(〇)包 括衰减值。7. 根据权利要求1-6中的一项所述的方法（100)，其中基于所述时间相关的强度值(μ (t))借助于均衡计算来确定所述时间/密度曲线(ZDh，ZDK2)。8. 根据权利要求1-7中的一项所述的方法（100)，其中在预先确定的时间间隔(t3，t4)中 所述时间/密度曲线（ZDK^ZDfc)的一段的基础上、或者在整体所述时间/密度曲线（ZDK!， ZDK2)的基础上来确定所述时间/密度曲线(ZDK!，ZDK2)中的所述时间位移（Δ t)。9. 根据权利要求1-8中的一项所述的方法（100)，其中在以下步骤的帮助下来确定所述 时间/密度曲线(ZDK!，ZDK2)中的所述时间位移（△ t): -在均衡计算的基础上，确定中心时间/密度曲线(ZDU，为其分配的所述子区域(R0I3) 位于其它子区域(如11，1?012，1?014，1?015)之间的中心， -针对其它子区域(如11，如12，如14，如15)的位置，实现所述中心时间/密度曲线(20〇 的空间位移和时间位移，以便分配给相应的子区域(如11，如12，如14，1?015)的所述强度值化 (zi，t)，μ(Ζ2，?)，μ(Ζ4，?)，μ(Ζ5，?))和所位移的中心时间/密度曲线(ZDKm)之间的差值最小， -基于在每种情况下进行的所述空间位移和所述时间位移来定义其它子区域(ROh， R0I2，R0l4，R0L·)中的每个子区域的相应的时间/密度曲线(ZDKhZDK^ZDKhZDKs)， -在分配给所述相应的时间/密度曲线(ZDKi，ZDK2，ZDK4，ZDK5)的所述时间位移和所述空 间位移的基础上来确定作为所述中心时间位移（△ t)的所述时间位移（Δ t)。10. 根据权利要求9所述的方法（100)，其中出于确定所述中心时间位移（△ t)的目的， 在分配给所述相应的时间/密度曲线(ZDh，ZDK2，ZDK4，ZDK5)的所述空间位移和所述时间位 移的基础上来实施均衡计算。11. 根据权利要求1-10中的一项所述的方法（100)，其中通过计算所述分别间隔开的子 区域(ROI^ROL·)之间的间隔（d，Δ z)和在所述时间/密度曲线(ZDK^ZDfc)中确定的所述时 间位移（△ t)的商来确定所述流体速度(Vfld)。12. 根据权利要求1-11中的一项所述的方法（100 )，其中在团注追踪方法的情景中产生 所述多个分别间隔开的子区域(ROIbROh)的所述时间相关的图像数据(mKt))。13. -种流体速度确定设备(70 )，包括： -区域定义单元（71)，用于定义待调查区域（V0L)的多个分别隔开的子区域（R0L·， R0I2)，所述流体正在流经这些子区域， -图像数据捕获单元(78)，用于产生用于所述多个分别间隔开的子区域(ROI^ROL·)的 时间相关的图像数据(BD(t))， -曲线确定单元(74)，用于在用于所述分别间隔开的子区域(ROI^ROL·)的所述时间相 关的图像数据(BD(t))的基础上在每种情况下针对多个时间相关的强度值(μ(〇)来确定时 间/密度曲线(ZDK^ZDfc)， -位移确定单元(75)，用于在所述时间/密度曲线(ZDh，ZDK2)中确定所述时间位移（△ t)， -速度确定单元(76)，用于基于在所述时间/密度曲线(ZDK^ZDKs)中确定的所述时间位 移（△ t)来确定所述流体速度(Vfld)。14. 一种计算机断层摄影系统（1)，包括根据权利要求13所述的流体速度确定设备 (70)〇15. -种具有计算机程序的计算机程序产品，所述计算机程序能够被直接加载到计算 机断层摄影系统（1)的控制设备(20)的存储器设备中，所述计算机程序产品包含程序段以 便当所述计算机程序在所述计算机断层摄影系统（1)的所述控制设备中被执行时，执行根 据权利要求1-12中的一项所述的方法的所有步骤。16. -种计算机可读介质，在所述计算机可读介质上存储有能够被算术和逻辑单元读 取并且执行的程序段，以便当所述程序段被所述算术和逻辑单元执行时，执行根据权利要 求1-12中的一项所述的方法的所有步骤。
【文档编号】A61B5/026GK106073811SQ201610274224
【公开日】2016年11月9日
【申请日】2016年4月28日 公开号201610274224.0, CN 106073811 A, CN 106073811A, CN 201610274224, CN-A-106073811, CN106073811 A, CN106073811A, CN201610274224, CN201610274224.0
【发明人】T·阿尔门丁格, T·弗洛尔, G·约斯特, H·皮奇, B·施密特
【申请人】西门子股份公司, 拜耳制药股份公司