计算机断层重建

计算机断层重建（精选7篇）

计算机断层重建 第1篇

1资料与方法

1.1一般资料

收集2010年3月~2013年3月因盆部肿瘤收入中国医科大学附属盛京医院并且接受手术切除治疗的患者。 术前1周行64排螺旋增强CT扫描, 扫描前未行栓塞及穿刺活检等其他侵入性检查和治疗;术后病理均证实为盆部原发性肿瘤, 手术记录完整。 经筛选, 符合上述条件的患者共计13例患者, 平均年龄44岁, 其中侵袭性血管黏液瘤3例, 平滑肌瘤1例, 良性畸胎瘤3例, 神经鞘瘤2例, 脂肪肉瘤1例, 平滑肌肉瘤2例, 血管肌纤维母细胞瘤1例。 2例患者为体检发现, 就诊时未诉明显异常;其余11例患者均表现为腹痛、腰痛、排尿困难、大便变形等非特异性症状。

1.2扫描参数及数据保存

本研究所用图像为采用东芝Aquilion one 64排螺旋CT设备对患者进行扫描后所得, 扫描范围为第3腰椎与第4腰椎之间平面至股骨中上部, 扫描方式为沿横断面在动脉期及静脉期连续跟踪扫描, 扫描条件为选择软组织窗, 管电压120 kV, 电流采用自动毫安秒, 扫描层厚0.5 mm, 扫描层距0.5 mm;造影剂注射方式为经右侧肘前静脉以5 mL/s流率用双筒高压注射器注射优维显 (370 mgI/mL) 80 mL, 再以3.0 mL/s流率静脉注射0.9%生理盐水30 mL。 原始数据重建的层厚0.5 mm, 间隔0.5 mm, 矩阵512×512。 扫描数据以Dicom 3.0标准格式直接存储。

1.3方法

1.3.1二维图像的导入及定位首先将所有Dicom格式的二维原始图像导入Mimics中, 选取相对应的解剖方位, 转换为指定的MCS格式, 在Mimics软件中自动形成盆腔冠状面、 矢状面和垂直面的三视图, 此过程中, 可根据需要, 选择其中一个视图进行处理。

1.3.2骨性结构数字模型的建立骨组织的阈值为226~3071 Hu[10], 利用tool里的profile line功能可精确确定阈值的范围, Mimics软件会自动选取所有该阈值内的全部图像。然后使用编辑功能去除无关的边缘杂点和冗余数据, 经过区域增长, 进一步完善选区。最后利用calculate 3D功能构建出腰椎、骨盆及股骨等骨骼结构的三维数字模型。

1.3.3动脉数字模型的建立由于CTA血管造影技术已利用高密度造影剂使动脉显影, 故可将血管的阈值界定在193~3071 Hu之间。再经区域增长、3D计算便可建立骨骼及动脉的三维模型。 再运用Mimics软件中的Boolean operations功能, 剪除骨骼结构的三维模型, 并使用二维图像编辑功能去除无关边缘杂点和冗余数据, 经区域增长, 便可生成不含骨性结构的孤立动脉数字模型。

1.3.4皮肤及皮下脂肪数字模型的建立首先将皮肤的阈值界定在-718~-177 Hu之间, 界定脂肪的阈值在-205~-51 Hu之间, 经区域增长分割出皮肤及皮下脂肪, 对于两者重合的部分, 通过二维图像的编辑处理, 去除无关边缘杂点和冗余数据, 用Mimics三维修改工具优化分割出的三维数字模型。

1.3.5膀胱、子宫、肠管及瘤体数字模型的建立膀胱、 子宫、肠管及瘤体的水平位显示良好, 界线清楚, 在软组织窗的二维图像中分别手动分割出膀胱、肠管及瘤体, 子宫于矢状位与周围组织解剖明确, 需要加工的数据量少, 二维图像上分割出子宫, 经编辑处理, 建立膀胱、子宫、肠管及瘤体三维数字模型。

1.3.6三维图像的后期处理新建的三维图像比较粗糙, 可以通过软件自带的模拟切割功能进行美化, 对于较粗大的突出可以用面切割, 而对于较细的边缘可用曲线切割进行图像处理, 以减少点及边缘的角度从而使边缘平滑。 在进行后期处理的过程中, 首先应当设定适当的边缘角度、迭代次数和公差, 以对图像进行第一次平滑的修正。 修正后的图形表面, 实际上是由许多三角平面构成的, 然后将处理好的三维图像导入有限元分析中, 通过使用软件提供的减少三角形面片的功能, 并适当的设置各个参数, 以优化三角面片。 最后通过Remesh功能, 去除非等边三角形, 再将处理完的三维图形导入Mimics软件, 依据不同部位的灰度值建立灰度与密度的关系, 从而将模型的各部分赋以材质, 至此, 真正的三维实体模型便建立起来了[11]。

2结果

通过上述方法, 成功建立了盆部原发肿瘤及周围结构三维数字模型, 几何外型逼真, 视觉效果良好, 直观生动, 实体感强, 并可以根据观察需要进行任意切割组合 (图1~9, 见封三) , 并可更改伪彩、透明度及大小。 另外利用3D工具可以对肿瘤的直径、体积等数据进行测量, 并可通过计算得知肿瘤与周围任意结构的位置的定量关系, 如肿瘤与皮肤、血管的距离及所成角度等。 本研究所收集的13例盆部原发肿瘤患者的病理类型、增强CT表现、空间解剖关系详见表1。

通过手术证实, 所有肿瘤的大小、走向、和血管的关系等基本与术前模型提供的信息一致。三维模型清晰地显示了肿瘤与周围血管及器官的解剖关系, 在术前对肿瘤的相关数据完成采集, 从而帮助临床医师选择合适的手术入路, 并推演手术过程可能遇到的问题, 制订更加完善的手术方案。

另外由于重建模型的三维立体效果, 操作者可通过观察重建模型的走向、与周围结构的关系, 大致判断肿瘤与腹膜的关系及肿瘤根部所在。本研究中3例侵袭性血管黏液瘤及1例平滑肌瘤患者, 经三维模型重建后提示肿瘤位于腹膜外位, 治疗方案选择腹膜外探查术, 术中证实了术前的诊断, 肿瘤切除完整。总的来说, 基于CTA的盆部原发肿瘤的三维模型重建具有实用强、可操作性高的优势。其可以详实、准确地显示肿瘤与周围组织结构的空间关系, 帮助临床医师在实施侵入性操作前对活体状态下的肿瘤组织、肿瘤周边血供情况及肿瘤基底部情况形成直观的认识, 从而协助其优化手术方案, 并充分保护盆部重要器官及大血管。 同时, 该模型可清晰显示盆部各器官及组织结构的解剖关系, 并可从任意角度进行旋转及缩放观察, 另外, Mimics所提供的export功能还可将重建模型输出为AVI格式的视频资料, 从而为建立数字化教学平台提供可视化教学资源。

3讨论

3.1基于CTA的盆部原发肿瘤三维重建的可行性

目前, 用于人体器官的三维重建的影像材料一般通过以下方法获取:①机械切削组织切片的扫描影像; ②CT断层数据;③MRI断层数据。 例如, “虚拟中国人男性一号”[12], 就是利用切片组织的扫描影像进行三维重建的, 但这种方法所获取的彩色图片不能直接用于重建, 标本切割及图像采集过程对硬件要求极高, 信息处理量繁重, 成本昂贵, 且尸体标本难以还原真实人体结构, 故临床应用价值不高。 Balan[13]的研究表明, MRI具有良好的软组织分辨率和多平面成像能力, 对盆部病变诊断准确率较高, 但该方法检查时间长, 且对体内有金属植入的患者禁忌, 故也有一定的局限性。 然而, 增强CT的组织分辨率接近于MRI[13], 亦可提供肿瘤的位置及与周边脏器、血管等毗邻关系等信息, 且经过对典型CT表现进行分析后还可对肿瘤性质进行初步判断[14]。 近年来, 随着增强CT在临床中应用日益增多, 及医学图像获取[15,16]及可视化技术的快速发展, 基于CT影像的医学建模方法已成为骨骼三维模型重建中的主流[17]。 故与其他两种图像采集模式相比, 基于CTA的盆部原发肿瘤的三维重建在临床中有着更广泛的应用。

3.2三维模型重建对盆部原发肿瘤诊疗的意义

盆部原发肿瘤起病隐匿, 早起症状不典型, 患者常因无自觉不适而延误就诊, 故此类肿瘤通常体积较大[18], 而且其病理类型复杂, 以恶性居多, 多可因生长过快而对周围器官产生压迫及推挤, 使盆部器官及组织失去正常的结构及解剖位置关系。 此外, 盆部原发肿瘤形态各异, 组织起源不明, 与周围组织关系不清, 术前多难以明确诊断。手术医师仅能够依靠临床经验及平面的影响资料虚构肿瘤的形态, 缺乏生动、直观的影像信息支持。

另外对于该类疾病的诊疗缺乏有效的辅助检查, 临床上多以探查手术为主, 包括开腹探查、阴式探查、 骶尾入路探查及开腹与阴式联合等。 众所周知, 探查术切口大, 目的性差, 病灶寻找困难, 手术切除范围不清, 手术时间长, 出血多, 副损伤大, 而且手术成败很大程度上依赖于术者经验。此类患者术后往往由于未能自根部完整切除肿瘤, 而短期复发, 预后欠佳。

盆部原发肿瘤的三维数字模型可在术前提供:肿瘤的位置、形态、与周围组织血管的空间关系。操作者通过精确地肿瘤重建, 对可能存在的盆部组织解剖变异进行清晰的呈现, 协助临床医师确定手术最佳的路径及切口的位置, 推演术中可能遇到的问题, 明确肿瘤根部所在, 从而确定切除范围。 最终帮助术者决定最佳的治疗方案, 避免盲目的探查手术, 减少不必要的损伤、出血, 缩短手术时间。

3.3盆部原发肿瘤重建的教学及科研意义

基于CTA的盆部原发肿瘤及其周围结构的三维重建, 使活体状态下透视肿瘤成为可能。 该模型具有明显的三维立体感, 可根据操作的需要, 调整模型的透明度, 并可进行自由切割, 测量肿瘤与任意位置的距离, 全程观察血管走向、分支情况, 以帮助人们认识盆部原发肿瘤的解剖结构;同时, 数字化模型的无限次使用的特点可帮助学生模拟活体状态下肿瘤的真实状况, 进行虚拟操作, 减少动物模型的浪费, 从而克服了传统解剖教学的空洞枯燥及病态条件下难以还原人体真实解剖的不足, 是对传统教学材料的完善和补充, 为年轻医师的成长提供了一个良好的学习平台。

摘要：目的 探索基于计算机断层血管造影 (CTA) 二维图像的盆部原发肿瘤及其周围结构的三维模型重建方法, 为术前明确诊断、制订个体化的手术方案、指导手术路径及评估预后提供更加全面、直观的影像学信息。方法 对证实为盆部原发肿瘤患者行动静脉期64排螺旋CT扫描, 形成格式为标准Dicom 3.0的CT连续断层图像, 利用计算机三维图像重建软件Mimics建立盆部原发肿瘤及其周围结构的三维数字化模型。结果 该方法的使用, 可成功建立活体盆部原发肿瘤及其周围结构的三维模型, 包括骨盆、盆部动脉、瘤体、子宫、膀胱、肠管、皮肤及皮下软组织, 从而从解剖上完全还原其相对结构。结论 多排螺旋CT扫描技术、血管造影及Dicom 3.0标准格式的应用使模型的建立更为精确、方便。该模型可以真实反映肿瘤与邻近结构的解剖关系, 对于盆部原发肿瘤的诊疗具有重要指导意义;另外, 该数字化模型可为盆部解剖结构的教学及手术培训提供详尽的资料, 为建立可视化医疗教学平台提供帮助。

医学断层图像的三维重建系统 第2篇

关键词：医学断层图像,三维重建系统,医疗诊断

近些年,借助于计算机图形学等技术的医学图像三维重建应用日益广泛,医学诊断与治疗的手段也在不断进步[1],例如:虚拟外科手术系统、计算机辅助外科手术系统等。通过这些手段,外科医生手术时可以精准定位,手术创伤被减少,成功率得到提升[2]。如果只是通过医生自己描述,护士、患者等其他人有时会很难理解医生手术关键点。因此,在正式手术前,借助计算机进行模拟手术,有利于医生、护士以及患者的沟通。除了这方面,在学校教学上也有很多好处,比如没有临床经验的学生、刚刚入职经验不丰富的医生使用虚拟手术系统,都可以为他们自己带来很多益处。

医学断层图像的三维重建系统的前提和基础是三维重建。二维切片和三维医学图像相比较,三维医学图像具有更丰富的机体内部信息[4],可以立体逼真的显示出人体器官以及人体组织,在临床实践中给医生实现信息可视化以及信息信息化,并且在医疗诊断以及治疗等许多方面的应用具有很高价值。本文详细介绍了开发的医学断层图像三维重建系统的设计思想以及实现。

1三维重建方法

1.1医学断层图像的获取

医学图像是通过使用CT扫描仪器、核磁共振仪等医疗影像设备对人体进行扫描得到的。现如今,常见的DICOM、BMP、TIFF等许多种数据的格式普遍适用于医疗影像设备的存储。目前基于DI-COM协议上的标准格式是医学图像领域中较为通用的数据格式。

DICOM医学图像的读取即将其读入到VTK是对医学图像进行三维重建至关重要的步骤,也是首要解决的问题。VTK类库目前存在的版本中,存在专门读取DICOM医学图像的类。vtk Image Source类的很多子类,例如vtk DICOMImage Reader(),vtk Volume Reader()都可以完成读取DICOM医学图像这项工作,其可以读取一张或者多张图片。VTK中还有vtk JPEGReader、vtk BMPReader、vtk TIFFReader等多种图像格式的读取类,方便读取JPEG、BMP、TIFF格式的图像。

1.2三维重建原理

三维重建系统的关键是三维重建技术,三维重建方法主要分为两种:一种是面绘制方法;另一种是体绘制方法。第一种,顾名思义面绘制就是对表面进行重建,利用计算机图形学这一技术将物体表面构建出的几何模型显示出来。另一种,体绘制则是不需要构建结合模型,它是使用三维数据场将三维图像产生显示在屏幕上。

比较面绘制和体绘制两种方法,它们都是显示三维数据场。在绘制效果、算法时间上、交互性能等方面的结果因为基本方法不同而存在着很大不同。

面绘制最大的特点是从三维数据场中构造三角面片,采用曲面造型技术,生成等值面。虽然全部的数据场细节不能由面绘制构造的三维可视化图形表现出来,但是该方法可以抽取一个或者多个等值面,成像比较清晰,可以通过利用图形硬件实现加速绘制,因此有利于实时交互。

体绘制最大的特点是采用光照模型将三维空间的离散数据直接转换为最后的立体图像。因此,保留了三维数据场中的许多细小结构,效果更接近实物。体绘制目前最大问题是计算量大,以至于计算时间长、实时性差。只是在成像质量方面体绘制会好于面绘制。

1.2.1面绘制-移动立方体法

本文使用面绘制方法中经典的移动立方体法(Marching Cubes)[3]。MC算法的基本原理是将二维图像数据当作是一个三维的数据场,将数据场中的体素挨个处理,将其各个顶点的值同指定的阈值相比较,使这个体素内部等值面的构建形式筛选出,拟合曲面是通过某种拓扑形式将三角面片连接起来形成的,最终得到由各个体素的等值面连接起来形成的整体等值面,即是物体的表面。MC算法流程图如图1所示。

1.2.2体绘制-光线投射法

体绘制的原理是通过分类给每个体素的不透明度和颜色属性赋予相应的值,然后在三维数据场中,模拟体素对光线的反射、发射以及投射作用,最后将图像合成。目前常用的体绘制算法有光线投射(Ray Casting)算法、溅射法(Splatting)、错切变形(Shear-Warp)、基于纹理映射算法[4],其中以光线投射算法最为经典。

光线投射算法是基于图像空间为序的经典体绘制算法,其基本思想是从视线处发出一条射线,它经过2D的图像平面投影到3D的体数据上。射线经过2D图像的像素值由累加这条射线经过的每个体单元的颜色值和不透明度所决定。该算法原理图如图2所示,对颜色值和不透明度进行合成,合成方式可以是由前到后以及由后到前[5]。

2三维重建系统

2.1技术背景介绍

该系统采用的是C/S形式,运用所学过的理论知识,按照软件工程的开发流程来实现三维重建系统。对于本系统所使用的集成开发环境Microsoft Visual Studio2013,它拥有强大的语法提示以及自动纠错等功能。并结合Open GL(Open Graphics Library)图形函数库,实现三维图形的开发。采用My SQL数据库服务器软件,其对小型应用系统是非常理想的。三维重建系统运行环境为PC端Windows操作系统,其数据来源主要是CT、MRI等医学图像数据。

2.2系统体系结构

经过对医学断层图像三维重建系统的需求进行分析,一个完整的医学断层图像三维重建系统应具备基本功能如以下几部分:

(1)符合DICOM3.0标准的医学断层图像的输入与输出;

(2)不同格式医学断层图像转换;

(3)支持常见算法;

(4)医学断层图像的交互操作。

三维重建系统包括数据管理、二维图像预处理、三维重建三部分主要模块。三维重建系统的框架图如图3所示。

第一部分,图详解析模块。目前,存储医学图像使用的是DI-COM数据格式,本系统支持DICOM、JPEG、BMP以及STL格式的医学图像的输入输出,可以自行选择对DICOM数据进行转码,因此给系统读取带来了方便。

第二部分,预处理模块。通过扫描得到的输入输出数据通常是一组图像序列,在扫描过程中由于一些外界因素,以至于影响到这些图像序列的结果,因此需要对这些断层图像进行去噪等预处理方法;然后对处理后的每一幅图像进行分割,得到感兴趣的部分。

第三部分,三维重建模块。预处理后得到的数据通过该三维重建模块重建出一个全方位立体模型,通常使用面绘制或者体绘制算法可以实现这部分。并且实现将器官分类根据选项进行重建,可以快速直接的进行三维重建。

第四部分,交互操作模块。操作人员可以通过这一模块对重建后得到的三维模型进行旋转缩放等操作,提供了丰富的观察角度。

2.3系统的实现

医学断层图像的三维重建系统主界面如图4所示,包括菜单栏、工具栏。实现了数据格式转换、图像预览、三维重建、三位测量等功能。

在三维重建过程中,实现了基于RC算法的体绘制和基于MC算法的面绘制。技术人员从医疗影像设备中得到一个序列的CT数据,可以对该数据进行去噪分割、三维重建等交互处理,得到重建结果可以用来进行辅助诊疗。如图5、图6所示,分别为面绘制和体绘制结果。

通过Open GL函数库将重建后结果显示出来,可以旋转、移动、放大以及缩小等效果,技术人员可以对三维重建结果进行观察,对三维结果中病灶区或者感兴趣区域切割出来。

2.4系统特点

医学断层图像的三维重建系统的完成为医生在临床诊断带来了便利,该系统实现了对人体器官以及人体组织的三维重建,将病灶区立体的呈现出来。本系统具有以下特点:(1)辅助医生从任意角度观察三维重建后的结果,为医生提供病灶区的详细信息即空间位置、大小等等;(2)对于医护人员来说,可以提前进行术前模拟,并制定出有利的手术规划,减小手术的风险性;(3)对于缺少临床经验的学生,在教学以及实践方面都带来了益处;(4)可以和3D打印技术相结合,将病灶打印出来,进一步直观真实的观察,并且在假肢这方面也有帮助。

结束语

计算机图像处理技术其中一个应用是医学图像的三维重建,它能够将平面二维图像转变成为立体直观的三维图像,并将其显示在屏幕上。交互操作三维重建出来的模型,对医生起到很好的辅助作用。有利于对病灶区域进行分析并给出准确的诊疗方案;有利于医疗诊断的准确性与科学性的提升;有利于最优的治疗方案的制定;并且实现术前模拟;此外,在医学研究方面和解剖应用方面具有重要的意义。

参考文献

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[5]陈文文,姜富春,车翔玖.基于面绘制的医学序列图像三维重建[J].计算机工程与应用,2012,48(16):168-172.

[6]许婉璐,李彬,田联房.基于MC算法的高质量脊椎CT图像三维重建[J].计算机应用与软件,2013,30(6):80-83.

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计算机断层重建 第3篇

荧光分子断层成像是一种新兴的分子成像模式[1]。整个荧光断层图像的重建涉及正向和逆向两个过程[2]。正向过程即根据一定的光子输运模型得出组织边界测量的理论预测值。在逆向过程中, 对光学参数、荧光色素以及荧光染料的寿命参数设定一个初始值, 然后通过与实际测量值的比较, 对上述参数进行迭代更新, 直到满足一定的收敛准则为止。为提高图像重建的速度, 本文基于自适应网格进行图像重建, 并通过与传统方法比较, 证明了该方法的高效性。

1 荧光分子成像模型

采用扩散方程即辐射传输方程的P1来近似描述光子在组织中的传播行为[3]。用两个扩散方程来分别描述激发光子和发射光子在组织中的输运过程[4]:

其中第一个方程描述了激发光的传播过程, 用下标x表示, 第二个方程描述了荧光的产生和传播过程, 用下标m表示。∇是梯度算子, μax、μam是载色团的吸收系数, μaxf是荧光团的吸收系数, η是荧光量子产额, τ是荧光寿命, c是光在介质中的传播速度, , Sx是激发光源, Φx、Φm是光子密度, Dx、Dm是扩散系数。为了描述光子的输运行为, 给出通常使用的Robin边界条件:

其中n是边界的单位外法线矢量, bx、bm是Robin边界系数。

正向问题利用有限元方法 (Finite Element Method, FEM) 进行求解[5], 并对求解区域进行三角元网格剖分。剖分时, 需满足以下条件: (1) 不同三角形之间内部不重叠 (2) 任一顶点不是其它三角形边上的内点[5]。产生N个节点, 节点光子密度和形状函数分别为:

结合边界条件 (3) 和 (4) 式, 进行微分方程的数值求解。

2 基于自适应网格的重建

本文通过先验信息的引入实现自适应网格化。首先对重建区域进行均匀的网格化, 然后利用先验信息图, 在可能的异常区域进行网格加密, 也就是对感兴趣或可能存在病变的区域进行网格加密, 对其它区域则保持不变。精度的调整根据先验图像的像素方差:

其中, X为三角单元内的像素, D为三角单元内像素方差, E表示数学期望。

用该方式可提高异常区域的重建精度, 因此可以提高整个图像的重建精度。同时由于正常区域的网格没有加密, 因此有效控制了网格节点的数量, 从而保证较高的重建计算效率。

将非线性问题通过泰勒级数展开, 忽略高阶项, 转变为线性问题。线性化的逆向问题可由下式表述:

其中Δx是光学参数的变化, Δy是测量数据和预测数据的误差, J是雅可比矩阵, I是单位阵, λ是正则化参数。

3 实验结果与讨论

本文采用如图1所示的二维组织体模型进行数值模拟, 组织体异常区域的相应参数Dx=0.11cm, μax=0.035cm-1, Dm=0.13cm, μam=0.031cm-1, μaxf=0.04cm-1;正常区域的相应参数Dx=0.12cm, μax=0.08cm-1, Dm=0.13cm, μam=0.082cm-1, μaxf=0.004cm-1。本文对参数μaxf进行重建, 实验采用边界激发光源。

图2是本文引入的先验信息图, 基于该先验信息, 产生如图3所示的自适应网格。本文分别基于传统方法和自适应网格方法进行荧光图像重建。重建结果如图4和图5所示, 由此可知, 基于自适应网格的重建方法可获得较好的重建效果。

为了对重建质量作进一步评价, 这里引入了均方误差, 定义如下:

其中N是节点数, 和pi分别是真实值和重建值。

表1列出了两种方法的性能比较, 本文的方法在精度上具有明显优势, 因此大大提高了荧光分子断层图像重建的效率。

4 结语

本文基于自适应网格进行荧光分子断层图像重建, 该方法通过先验信息的引入来实现。基于上述思想, 利用有限元方法进行了二维数值模拟。实验结果表明, 与传统方法相比, 该方法使整个计算的精度大大提高, 从而有效提高了荧光分子断层图像的重建质量。

摘要：荧光分子断层成像涉及成像区域的网格化。基于先验信息产生自适应网格, 并基于自适应网格、利用有限元方法进行了二维数值模拟, 并将其结果与传统方法进行比较。实验结果表明, 该方法可提升荧光分子断层图像重建效率。

关键词：图像重建,有限元,自适应网格

参考文献

[1]E E GRAVES, J RIPOLL, R WEISSLEDER, et al.A submillimeter resolution fluorescence molecular imaging system for small animal imaging[J].Med.Phys, 2003 (30) .

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[3]A P GIBSON, J C HEBDEN, S R ARRIDGE.Recent advances in diffuse optical imaging[J].Phys, Med.Biol, 2005 (50) .

[4]F FEDELE, M J EPPSTEIN, J P LAIBLE, et al.Fluorescence photon migration by the boundary element method[J].Jounal of computational physics, 2005 (210) .

计算机断层重建 第4篇

医学图像的三维重构显示分析技术, 是近年在生物医学工程领域最引人注目和发展最快的技术之一。随着新技术的不断涌现, 它成为人们探索生命奥秘, 以及疾病诊断治疗的重要手段。本书系统讨论了生物医学领域断层图像 (医学断层图CT、MRI等;光学显微镜生成的光学断层图像, 电子显微镜所生成的连轴切片图像;单颗粒技术所生成的切片图像) 的三维重建、显示、分割与分析等一系列相关的理论技术问题。通过改进、提高现有技术, 发展出对生物医学断层图像进行快速高质素三维重构显示, 以及实现对三维图像三维任意区域分割与定量分析技术。

依据这一系列技术手段, 应用到生命科学研究以及临床疾病的诊断治疗中。对CT等医学宏观图像进行重建、显示、分割、分析, 实现了计算机辅助整形外科手术模拟系统功能。对生物大分子如病毒、细胞器 (如线粒体以及花粉孢子) 进行重建、显示、分割、分析, 实现了三维显示体的任意区域的交互分割。对序列断层图像分析, 测量出了细胞膜的力学参量。

本书可以作为从事生物医学工程工作的相关人员以及生物医学工程专业的本科生、研究生的参考用书。

计算机断层重建 第5篇

医学图像的三维重构显示分析技术, 是近年在生物医学工程领域最引人注目和发展最快的技术之一。随着新技术的不断涌现, 它成为人们探索生命奥秘, 以及疾病诊断治疗的重要手段。本书系统讨论了生物医学领域断层图像 (医学断层图CT、MRI等;光学显微镜生成的光学断层图像, 电子显微镜所生成的连轴切片图像;单颗粒技术所生成的切片图像) 的三维重建、显示、分割与分析等一系列相关的理论技术问题。通过改进、提高现有技术, 发展出对生物医学断层图像进行快速高质素三维重构显示, 以及实现对三维图像三维任意区域分割与定量分析技术。

依据这一系列技术手段, 应用到生命科学研究以及临床疾病的诊断治疗中。对CT等医学宏观图像进行重建、显示、分割、分析, 实现了计算机辅助整形外科手术模拟系统功能。对生物大分子如病毒、细胞器 (如线粒体以及花粉孢子) 进行重建、显示、分割、分析, 实现了三维显示体的任意区域的交互分割。对序列断层图像分析, 测量出了细胞膜的力学参量。

本书可以作为从事生物医学工程工作的相关人员以及生物医学工程专业的本科生、研究生的参考用书。

计算机断层重建 第6篇

医学图像的三维重构显示分析技术, 是近年在生物医学工程领域最引人注目和发展最快的技术之一。随着新技术的不断涌现, 它成为人们探索生命奥秘, 以及疾病诊断治疗的重要手段。本书系统讨论了生物医学领域断层图像 (医学断层图CT、MRI等;光学显微镜生成的光学断层图像, 电子显微镜所生成的连轴切片图像;单颗粒技术所生成的切片图像) 的三维重建、显示、分割与分析等一系列相关的理论技术问题。通过改进、提高现有技术, 发展出对生物医学断层图像进行快速高质素三维重构显示, 以及实现对三维图像三维任意区域分割与定量分析技术。

依据这一系列技术手段, 应用到生命科学研究以及临床疾病的诊断治疗中。对CT等医学宏观图像进行重建、显示、分割、分析, 实现了计算机辅助整形外科手术模拟系统功能。对生物大分子如病毒、细胞器 (如线粒体以及花粉孢子) 进行重建、显示、分割、分析, 实现了三维显示体的任意区域的交互分割。对序列断层图像分析, 测量出了细胞膜的力学参量。

本书可以作为从事生物医学工程工作的相关人员以及生物医学工程专业的本科生、研究生的参考用书。

计算机断层重建 第7篇

关键词：Astonlish algorithm,FBP,OSEM,骨断层

1 引言

单光子发射断层成像(single photon emission computer tomography,SPECT)设备现已广泛运用到临床诊断中,其诊断价值不断提高。骨断层显像较全身骨平面显像能更清楚显示椎体、椎管及椎突,对脊柱病灶定位更为准确[1],所以临床上骨断层图像处理技术的准确应用变得尤为重要。本研究通过运用滤波反投影法(filtered back projection,FBP)[2]、有序最大期望值法(ordered subsets expectation maximization,OSEM)[3]和Astonlish法等3种断层图像处理技术,分析各方法在骨断层处理中显像质量的差异。

2 方法

2.1 材料

仪器为Philips 16排Precedence SPECT/CT,处理工作站采用Philips JETStream Work Space。

随机选取进行骨断层显像的患者42例,男性患者20例,女性患者22例,年龄35~72岁。

2.2 显像方法

静脉注射99mTc-MDP 30 m Ci。注射完毕后嘱咐患者30 min后开始喝水,在2 h内喝完1 000 m L,于3 h进行全身骨显像及断层显像,检查前排空小便。断层采集参数为360°采集,每帧图像采集15 s,共采集64帧。

2.3 图像处理

对采集的数据各用以下3种方法进行图像处理,并由1名技师完成。滤波反投影法(FBP):Filter选择Butterworth和Prefilter,Cut Off 0.55,Order 5.0;有序最大期望值法(OSEM):3次迭代(three Iterations),子集数为8(8 Subsets);Astonlish法:Iterations 2,Subsets 16。所有处理后图像均以横断、冠状、矢状位显示。

2.4 图像评分

由3名主治医师对同一患者在运用3种处理方法后的图像进行双盲阅片,评价标准为断层图像总的清晰度及对病灶的总的检出率,并给予评分,“一般”为1分,“良”为2分,“优”为3分。

2.5 统计分析

运用Wilcoxon检验,P<0.000 1表示差异有统计学意义。

3 结果

从总的评分结果可以看出Astonlish算法分数最高(见表1)。对评分结果运用Wilcoxon检验,结果显示OSEM优于FBP(Z=-8.139 9、P<0.000 1);Astonlish优于FBP(Z=-8.211 3、P<0.000 1);Astonlish优于OSEM(Z=-8.075 8、P<0.000 1),也具有统计学意义。

运用FBP、OSEM和Astonlish等3种处理方法后,选取同一患者3种不同处理方法所得图像,从图像上来看,FBP图像重建可见放射状条纹伪影明显(如图1所示),OSEM重建在未牺牲图像分辨率的前提下,明显减少了放射状条纹伪影(如图2所示),而Astonlish法提高了图像的对比度和分辨率,使病灶显示更清晰(如图3所示)。

4 讨论

骨显像是一种灵敏度高但特异性较低的检查。病灶的部位、数目、大小和形态,常因扫描条件及图像后处理方法有较大差异[4],所以无论在骨平面显像还是骨断层图像,在注射条件和扫描条件相同的情况下,为了得到更加清晰的图像处理方法的选择显得尤为重要。在本文所述3种方法中,FBP属于滤波反投影法,具有处理速度快、对计算机的软硬件要求较低、早期应用较普遍等特点,但该方法处理后的图像分辨率较低,可见放射性条状伪影(尤其在高放射性处周围),影响周围骨组织的显示,特别是在低的放射性计数情况下,图像质量降低得更为明显。例如骶骨显示受到膀胱高放射性的不利影响[5]。OSEM是从最大似然期望法(maximum likelihood-expectation maximization,ML-EM)发展而来,具有ML-EM的优点,图像分辨率高,伪影少。由于现今计算机硬件技术的提高,其处理时间也已缩短,这种重建方法由于不使用任何滤波,因此可明显消除放射状条纹伪影。OSEM也是目前最为常用的一种图像处理技术。Astonlish图像重建技术是基于3维-有序子集最大期望值迭代法(3D-OSEM)[6]的算法,它重建图像时改变了放射性的分布,使病灶处的放射性计数增加,从而提高了图像的对比度和分辨率,同时还提高了图像的信噪比,对于细小的病变能够显示得更加清楚,其对计算机硬件的要求也更高。所以在Philips SPECT/CT上为了能得到更好的图像质量和分辨率及更好的检出病灶,Astonlish处理技术有其优越性和更广泛的运用。

参考文献

[1]Stark S A,Ohlsson J,Car lsson S.An evaluation of reconstructiontechniques and scatter correction in bone SPECT of the spine[J].Nu-clear Medicine Communications,2003,24:565-570.

[2]Blocklet D,Seret A,Popa N,et al.Maximum-likelihood reconstruc-tion with ordered subsets in bone SPECT[J].The Journal of NuclearMedicine,1999,40:1 978-1 984.

[3]陈英茂,田嘉禾.图像重建_有序子集最大期望值法[J].中华核医学杂志,2002,22(6):379.

[4]朱明,屈婉莹,赵洪山,等.全身骨显像操作技术对图像质量的影响[J].中华核医学杂志,2000,20(1):20.

[5]Wells R G,Farncombe T,Chang E,et al.Reducing bladder artifactsin clinical pelvic SPECT Images[J].The Journal of Nuclear Medicine,2004,45:1 309-1 314.