包括品質度量的雙模態成像的製作方法

2023-12-11 15:52:07 2

專利名稱：包括品質度量的雙模態成像的製作方法
包括品質度量的雙模態成像
以下涉及發射成像領域、醫療成像領域、雙模態成像領域和相關領域。
諸如正電子發射斷層攝影(PET)或單光子發射計算機斷層攝影(SPECT)的發射成 像技術需要向對象施予放射性物質(例如，放射性藥劑)，並基於發射測量生成對象中的放 射性物質的分布的映射圖。這樣的技術能夠有利地提供功能信息，並且能夠用在諸如功能 心臟成像的應用中。
發射成像是諸如透射計算機斷層攝影(CT)或磁共振(MR)成像的解剖學成像技術 的補充，因為前者提供了與後者所描繪的關於解剖學結構的功能信息。此外，已經認識到， CT或MR圖像提供的解剖學信息能夠提供衰減(或者，等價地，吸收)映射圖，以負責來自對 象中的放射性物質的發射的衰減(或者，等價地，吸收)。CT直接測量衰減，並且因此將CT圖 像轉換為衰減映射圖是直截了當的(例如，校正CT中所使用的X射線的吸收與PET中所使 用的511keV光子之間的差異)。為了從MR圖像導出衰減映射圖，基於組織類型的識別用衰 減值適當地替代MR圖像的體素。該後一方案還可以用於從CT圖像構建吸收映射圖。使用 這樣的衰減映射圖，能夠說明衰減對發射數據的作用，從而重建出更加精確的發射圖像。
如果解剖學圖像與發射圖像很好地空間對齊，那麼基於相應的解剖學圖像針對吸 收校正發射圖像是有利的。然而，發射圖像和解剖學圖像之間的錯位可能導致針對吸收校 正的發射圖像中存在偽影。在心臟成像(或者其他的軀幹區域的成像)的說明性實例中，如 果吸收校正將肺體素錯誤地識別為組織體素或反之，則可能產生顯著的偽影。這是因為肺 區域(大部分是空氣)的吸收比組織的吸收低得多。組織/骨體素的錯誤識別也類似地是有 問題的。
在典型的臨床實踐中，醫師需要患者的PET或SPECT圖像。從放射科醫師或其他成 像技術人員對所需的成像過程進行規劃，繼而執行，所述人員既執行成像數據採集，又執行 接下來的圖像重建處理(後者是結合計算機等執行的)。通常，放射科醫師或其他成像技術 人員在不進行吸收校正的情況下執行初始發射圖像重建，並通過圖像融合技術等對未校準 的發射圖像和解剖學圖像(或由其生成的衰減映射圖)進行目測比較。如果匹配是相近的， 那麼放射科醫師或其他成像技術人員將繼續使用解剖學圖像進行衰減校正重建，以生成衰 減映射圖。如果存在相當大的錯位，那麼放射科醫師或其他成像技術人員例如可以通過移 動解剖學圖像使之與發射圖像更好地對準而執行一定的人工圖像配準，之後使用配準的衰 減映射圖執行衰減校正的重建。
如果放射科醫師或其他成像技術人員所做的人工圖像配準工作較差，或者在存在 顯著的錯位時完全忽略了執行人工圖像配準，那麼最終的衰減校正發射圖像可能包含顯著 的偽影。另一方面，如果採集狀態的發射和解剖學圖像數據集已經得到了良好的對準，那麼 即使不執行圖像配準，最終的圖像也可能具有高的品質。
醫師最後接收最終衰減校正的發射圖像用於臨床觀察。醫師附加到這一圖像上的 臨床價值依賴於醫師對其可靠性的評估。然而，圖像的可靠性取決於(至少部分地)衰減校 正的精確性，醫師沒有評估該準確性的基礎。
以下提供了本文中公開的新的改進的裝置和方法。
根據一個公開的方面，一種方法包括從所採集的對象的解剖學圖像數據集生成 衰減映射圖；重建所採集的對象的發射圖像數據集以生成發射圖像，所述重建包括使用所 述衰減映射圖校正對象中的發射福射的衰減；計算對所述衰減映射圖和所述發射圖像的對 準進行量化的品質保證度量的值；以及將所述發射圖像與所計算的品質保證度量一起顯示 或列印。
根據另一個公開的方面，一種包括數據處理電子設備的裝置被配置為執行包括以 下內容的方法從針對對象採集的解剖學圖像數據集生成衰減映射圖；重建所採集的對象 的發射圖像數據集以生成發射圖像，所述重建包括使用所述衰減映射圖校正對象中的發射 輻射的衰減；計算對所述衰減映射圖和所述發射圖像的對準進行量化的品質保證度量的 值；以及構建包括所述發射圖像和表示所計算的品質保證度量的元數據的數據單元。
根據另一個公開的方面，一種存儲介質存儲了可以由數據處理電子設備運行的指 令，用於執行包括以下內容的方法通過重建從對象採集的發射圖像數據集而生成初始發 射圖像；從從對象採集的解剖學圖像數據集生成衰減映射圖，所述生成包括將以下中的一 個與所述初始發射圖像配準(i)從所述解剖學圖像數據集重建的解剖學圖像和(ii)所述 衰減映射圖，所述配準包括執行全局剛性配準，之後是對感興趣區域的局部非剛性配準；以 及重建所述發射圖像數據集以生成衰減校正的發射圖像，所述重建包括使用所生成的衰減 映射圖對對象中的發射輻射的衰減進行校正。
一個優點在於發射圖像和衰減映射圖之間的更加精確的對準，以及作為結果的更 加精確的衰減校正發射圖像的生成。
另一優點在於提供了醫師可以對衰減校正的發射圖像的臨床價值進行評估的合理基礎。
在閱讀並理解了下述具體實施方式
後，其他優點對於本領域技術人員而言是顯而 易見的。


圖1示意性地示出了被配置為執行衰減校正的發射(例如，PET)成像的混合成像 系統。
圖2示意性地示出了包括由圖1的系統適當地執行的衰減校正的發射圖像重建過程。
圖3示意性地示出了用於將衰減映射圖配準到發射圖像的適當配準過程的說明 性範例。
圖4示意性地示出了針對圖3的配準過程中所採用的局部非剛性配準的適當的非 剛性網格扭曲方法的說明性範例。
圖5示意性地示出了針對圖3的配準過程中所採用的局部非剛性配準的適當方法。
參考圖1，示出了一種被配置為執行衰減校正發射(例如，PET)成像的混合成像設 施的說明性範例。所述說明性設施採用混合PET/CT成像系統10，在圖示的實施例中，所述 系統10為GEMINI PET/CT成像系統(可從荷蘭埃因霍溫的皇家飛利浦電子股份有限公司 獲得)。該混合PET/CT成像系統10包括發射計算機斷層攝影(CT)掃描機架12和正電子 發射斷層攝影(PET)掃描機架14。由於公共的直線對象傳送系統16被布置為將成像對象 傳送到CT或PET掃描機架12或14中的任一者內，故混合PET/CT成像系統10是一種「混合」系統。所述CT掃描機架12裝備有X射線管18和對X射線敏感的輻射探測器組件20。 通過CT掃描機架12的局部剖面圖示出了內部部件18、20。PET掃描機架14容納有PET輻 射探測器組件22 (通過PET掃描機架14的局部剖面圖示意性地部分示出)，該PET輻射探 測器組件22在PET掃描架14內被布置為環形圈。PET輻射探測器組件22對正電子湮滅事 件發射的51 IkeV輻射敏感。
在所述說明性實施例中，發射圖像是通過PET掃描機架14採集的PET圖像。然 而，所述發射圖像可以是適當的採集硬體採集的其他類型的發射圖像，例如，由伽瑪照相機 採集的單光子發射計算機斷層攝影(SPECT)圖像。類似地，在所述說明性實施例中，解剖學 圖像是CT掃描機架12採集的CT圖像。然而，解剖學圖像可以是適當的採集硬體採集的其 他類型的解剖學圖像，例如，磁共振掃描機採集的磁共振(MR)圖像。使用諸如所述說明性 混合PET/CT成像系統10的混合成像系統是有利的，因為其提高了使採集狀態的解剖學和 發射圖像數據集空間對準或者合理地接近空間對準的可能性。然而，預計發射和解剖學圖 像之間存在一定的錯位。一種錯位來源是對象運動，其可能會達到某種不可忽略的程度，因 為發射成像數據集採集通常要用幾分鐘到幾十分鐘，而解剖學成像數據集的採集通常要用 幾秒鐘到幾分鐘。這些相對長的時間周期使得對象很可能在所述圖像數據集採集的一個或 兩者的期間發生移動。
儘管混合成像系統(例如，所圖示的混合PET/CT成像系統10，或者混合PET/MR成 像系統，或者混合SPECT/CT成像系統等)是有利的，但是也預期使用獨立的成像系統來採集 解剖學成像數據集和發射成像數據集。例如，可以使用獨立的MR掃描機採集MR圖像，使用 並排的伽瑪照相機採集SPECT圖像。
所述混合成像設施還包括圖示的計算機24或者其他控制和數據處理電子設備， 其對所述混合成像系統10加以控制，以獲得共同對象的CT圖像數據集和PET圖像數據集。 所述計算機24或其他控制和數據處理電子設備對這些數據集進行重建，從而分別生成CT 圖像和PET圖像，所述PET圖像包括使用從所述CT圖像生成的衰減映射圖執行的衰減校 正。作為說明性計算機24的替代或者作為其附加，所述控制和數據處理電子設備可以包括 其他硬體或者相關軟體或固件，例如專用集成電路(ASIC)或其他專用硬體、通過設置在所 述混合成像設施中的工作站訪問的遠程伺服器等。此外，所公開的數據處理方法可以實現 為存儲了指令的存儲介質，所述指令可通過圖示的計算機24或者其他數據處理電子設備 運行，以執行所公開的數據處理方法。通過說明性範例，這樣的存儲介質可以包括硬碟驅動 或其他基於磁的存儲介質、光碟或其他基於光的存儲介質、隨機存取存儲器(RAM)、只讀存 儲器(ROM)、閃速存儲器或其他電子存儲介質等。
由操作混合成像系統10以及計算機24和數據處理電子設備的人類放射科醫師或 其他成像專業人員對採集和圖像重建過程進行配置、啟動和執行。人類放射科醫師或其他 成像專業人員查看計算機24或其他控制和數據處理電子設備的顯示器26，在所述顯示器 上可以顯示最終的衰減校正的發射圖像或者在重建操作過程中生成的各種中間圖像。
繼續參考圖1，計算機24或其他控制和數據處理電子設備包含一組30重建模塊， 所述重建模塊使用從解剖學圖像生成的衰減映射圖協同地執行衰減校正的發射圖像重建。 為此，解剖學圖像重建模塊32對解剖學(例如，CT)圖像數據集進行重建以生成解剖學(例 如，CT)圖像。重建模塊32可以採用任何適當的重建技術，例如，濾波反向投影、迭代反向投影等。衰減映射圖轉換模塊34將解剖學(例如，CT)圖像轉換成衰減映射圖。在圖示的 範例中，CT圖像表示X射線的衰減，因而針對PET圖像重建而實施的到衰減映射圖的轉換 要求調整CT圖像的體素值，以反映PET成像中使用的放射性物質(例如，放射性藥劑)的發 射在51 IkeV能量上的衰減。作為另一範例，為了從MR圖像導出衰減映射圖，使用在基於組 織類型的識別的發射(例如，PET)成像中測得的發射輻射的衰減值適當地替代MR圖像的體 素。也可以使用該後一方案從CT圖像重建吸收圖。
還提供了發射圖像重建模塊42對發射(例如PET)圖像數據集進行重建，以生成發 射(例如PET)圖像。重建模塊42也可以採用任何適當的重建技術，例如，迭代反向投影。提 供衰減校正子模塊44對投影(或反向投影)進行調整，以負責在重建過程中由對象造成的發 射的衰減。然而，如果所述衰減映射圖未與發射圖像數據集很好地對準，那麼這樣的衰減校 正可能帶來更多的圖像劣化而不是改善。因此，首先在不使用衰減校正子模塊44的情況下 調用發射圖像重建模塊42，以生成沒有衰減校正的初始發射圖像。
將初始發射圖像和衰減映射圖輸入到衰減映射圖對準和配準模塊50內，該衰減 映射圖對準和配準模塊50執行對發射圖像和衰減映射圖的圖像分割以便於對準。通過(一 個或多個)品質保證(QA)度量計算模塊52對分割的圖像進行分析，該(一個或多個)品質保 證(QA)度量計算模塊52將生成在文中被稱為(一個或多個)QA度量的一個或多個定量評 估，所述定量評估指示衰減映射圖與發射圖像的對準程度。如果認為對準太差，使得衰減映 射圖不能被衰減校正子模塊44使用，那麼衰減映射圖對準和配準模塊50將執行配準算法， 從而使衰減映射圖與發射圖像配準。在這一配準過程中，使用QA度量作為評估配準的品質 因數。
一旦獲得了令人滿意的對準的衰減映射圖，那麼發射圖像重建模塊42就執行第 二發射圖像重建，這次是調用衰減校正子模塊以執行衰減校正。優選地由放射科醫師或其 他成像技術人員查看最終的具有衰減校正的發射圖像，以進行視覺查看和核定。一旦通過 核定，那麼DICOM格式化模塊56就用適當的格式對具有衰減校正的最終發射圖像進行格 式化，在所述說明性實施例中，所述格式為DICOM格式(其中，「DIC0M」代表由美國維吉尼亞 州羅斯林的醫療成像技術聯盟管理的「醫療數字成像和通信」標準)。儘管DICOM是優選標 準，但是也可以使用其他成像格式。DICOM格式化模塊56將具有衰減校正的最終發射圖像 格式化為DICOM格式，所述DICOM格式包括提供關於所述圖像的選定的元數據的DICOM報 頭。所述DICOM格式化模塊56包括生成所述圖像的衰減校正發射圖像重建中所使用的衰 減映射圖的(一個或多個)QA度量。將具有(一個或多個)QA度量標記的格式化的最終衰減 校正發射圖像適當地存儲在圖片存檔及通信系統(PACS)60內。任選地，將用(一個或多個) QA度量標記的帶標記最終衰減校正發射圖像額外地或者替代地存儲到本地工作站或者其 他適當的存儲位置上。
之後的某時，將通知要求PET成像的醫師已經完成了成像，並提供圖像。在所述說 明性實施例中，醫師在其辦公室62內從PACS60檢索到圖像，並將所述圖像顯示在他或她的 辦公室計算機64上，一起顯示的還有與圖像存儲在一起的(一個或多個)QA度量。替代地， 放射科醫師或其他成像技術人員可以列印出最終衰減校正發射圖像的硬拷貝，(一個或多 個)QA度量也將被列印在所述硬拷貝片子上，並且可以將這一硬拷貝轉發給醫師(在這種情 況下，可以任選地省略格式化模塊56和PACS60)。在任一實施例中，醫師有供查看的圖像，還有供查看的(一個或多個)QA度量。因此，醫師能夠在考慮(一個或多個)QA度量定量指 示的衰減校正的品質的情況下，為圖像指配適當的臨床權重。
繼續參考圖1，並進一步參考圖2，描述了包括衰減校正的發射圖像重建過程。在 操作100中，調用解剖學圖像重建模塊32，從而從針對對象採集的解剖學圖像數據集重建 解剖學(例如，CT)圖像。在相似的操作102中，調用發射圖像重建模塊42從而從針對對象 採集的發射圖像數據集重建初始發射(例如，PET)圖像。在不進行衰減校正的情況下執行 重建操作102，因而可以在沒有可用的衰減映射圖的情況下執行所述操作。由於在操作102 中不執行衰減校正，因而本文中又將所得到的初始發射圖像稱為未校正的發射(例如，PET) 圖像。在操作104中，調用衰減映射圖生成模塊34以將解剖學圖像轉換成衰減映射圖，例 如通過用表示51 IkeV衰減值(就PET而言)的對應值替代表示x射線衰減值的CT圖像值衰 減映射圖。例如，操作104可以基於組織類型向體素分配衰減值，其中，基於CT體素值和/ 或分割操作110的結果識別組織類型。
在操作110、112中，對相應的解剖學和未校正的發射圖像進行分割以識別感興趣 特徵。在一個說明性範例中，假定所述成像是心臟成像，感興趣特徵包括心肌層、肺野(所包 含的大部分是空氣)和外部身體輪廓。實際上可以採用任何適當的分割過程，例如，區域生 長算法、基於閾值的分割、基於模型的分割、利用圖形用戶界面的人工分割或者它們的各種 組合等。如果將所述分割自動化的話，那麼其可以是全自動的或者半自動的(其中，放射科 醫師或其他成像技術人員對自動分割結果進行檢查並任選地對其進行校正，並且還可以任 選地定義區域生長的種子，或者提供針對分割算法的其他「初始值」)。由衰減映射圖對準和 配準模塊50適當地執行分割操作110、112。
在操作120中，調用QA度量計算模塊52以計算一個或多個品質保證(QA)度量的 值。可以使用各種(一個或多個)QA度量。在一個說明性範例中，計算對發射圖像的特徵延 伸到衰減映射圖的對應特徵以外的最大距離進行量化的最大偏移QA度量的值。在心臟成 像的說明性範例中，也預期替代的最大偏移QA度量，其中，最大偏移QA度量的值將發射圖 像的心肌層特徵延伸到衰減映射圖的肺野特徵內的最大距離進行量化。這一作為替代的最 大偏移QA度量表明，如果衰減映射圖將心肌組織誤識為肺野的部分或相反，那麼相當高的 偽影將傾向於導致衰減校正發射圖像。
另一種預期的QA度量是差異QA度量。差異QA度量的值對延伸到衰減映射圖的 相應特徵之外的發射圖像的特徵的部分(例如，百分比或分數)進行量化。對於心臟成像這 一說明性範例而言，差異QA度量值將延伸到衰減映射圖的相應心肌層特徵之外的發射圖 像的心肌層特徵的百分比或分數值進行適當的量化。
所述(一個或多個)QA度量，例如，最大偏移QA度量和差異QA度量提供了對衰減 映射圖與未校正的發射圖像的對準的定量評估。在一些實例中，所述(一個或多個)QA度 量可以指示對準是令人滿意的。例如，當在使用具有相同的或相關聯的對象坐標系的混合 成像系統並且對象在數據集採集過程中基本上保持不動的情況下採集發射圖像數據集和 解剖學圖像數據集時，可能就是這樣。在這樣的情況下，不調用圖配準操作122，最終衰減映 射圖124與轉換操作104輸出的衰減映射圖等同。
然而，在某些情況下，所述(一個或多個)QA度量可能指示衰減映射圖和未校正的 發射圖像之間的對準不令人滿意。其原因可能在於對象的移動，使用不同的以及不相關聯的成像系統採集解剖學圖像數據集和發射圖像數據集，等等。在這樣的情況下，執行圖配 準操作122，從而使衰減映射圖與未校正的發射圖像空間地配準，從而生成最終衰減映射圖 124。基本上可以使用任何類型的剛性配準或者任何類型的非剛性配準執行配準操作122。 所述配準可以是自動化的、人工的或者半自動化的。在本文中公開的一些實施例中，配準是 兩步配準，即採用第一全局性剛性配準，繼之以第二局部非剛性配準。例如，第二配準步驟 可以採用網格扭曲，其中，將所述扭曲網格局部化到所述心肌特徵上(在心臟成像這一說明 性範例中)。在通過操作122配準之後，處理流程返回至所述(一個或多個)QA度量計算操 作120以使用更新的(即經配準的)衰減映射圖重新計算所述(一個或多個)QA度量。
實際上，在一些迭代配準實施例中，使用在操作120中計算的(一個或多個)QA度 量作為將要通過配準進行優化的品質因數，在這種情況下，在迭代配準過程的每次迭代之 後，處理流程返回至操作120，從而對所述(一個或多個)QA度量進行更新。例如，在手動迭 代配準方案中，用戶對衰減映射圖進行手動調整(例如，偏移和/或旋轉)，之後點擊CTI接 口按鈕(或者提供某一其他用戶輸入)以令計算機24重新執行操作120，以更新所述(一個 或多個)QA度量的值，由此對手動調整產生的對準的改進(如果有的話)進行評估。可以對 這一過程進行迭代重複，從而手動地降低所述(一個或多個)QA度量值，由此改進衰減映射 圖的對準。
最終衰減映射圖124 (或者是在調用配準操作122的情況下獲得的或者是在未調 用該操作的情況下獲得的)作為QA度量計算操作120的最後一次(可能是唯一的一次)執 行的輸入，以生成對(最終)衰減映射圖124與未校正的發射圖像的對準的進行量化的(一個 或多個)QA度量值126。在操作130中，再次調用發射圖像重建模塊42，從而對發射圖像數 據集進行重建，但是這次包括通過調用衰減校正子模塊44而提供的衰減校正結合(最終)衰 減映射圖124，從而針對發射衰減的投影(或反向投影)進行校正。重建操作130的輸出是 具有衰減校正的最終發射圖像。
具有衰減校正的最終發射圖像(一般而言)與操作102生成的初始的未校正的發射 圖像的區別在於最終發射圖像包括衰減校正。然而，不能期望這一衰減校正能夠充分地影 響衰減映射圖和發射圖像之間的對準。因此，還希望對最終衰減映射圖124和未校正的發 射圖像的對準進行量化的(一個或多個)QA度量值126來對最終衰減映射圖124與具有衰 減校正的最終發射圖像的對準進行量化。因此，在操作132中，將最終的發射圖像格式化為 具有DICOM報頭的DICOM格式，所述報頭含有包括所述(一個或多個)QA度量值126的關於 最終發射圖像的元數據。(更一般而言，操作132通過將最終的發射圖像格式化為包括含有 與發射圖像相關的元數據的圖像元數據結構的格式來生成數據單元，其中，所述格式化將 表示所計算出的(一個或多個)QA度量值126的元數據包含到圖像元數據結構中)。
替代地，可以在第二次重建操作130之後，使用最終衰減映射圖130和具有衰減校 正的最終發射圖像作為輸入額外地執行一次操作120，以生成更加準確地表示最終衰減映 射圖130和最終發射圖像之間的對準的(一個或多個)QA度量值。之後將通過對操作120 的這一最後一次執行計算出的(一個或多個)QA度量值與通過操作132的具有DICOM格式 的最終圖像存儲到一起。
將具有被標記為元數據的QA度量值126的DICOM格式(或者其他格式)的最終發射 圖像存儲到PACS60內(或者更一般而言存儲到圖像存儲器中)，醫師以後可以從PACS60 (或其他圖像存儲器)檢索所述圖像，醫師然後使用所述的最終發射圖像來執行臨床分析136並 參考所標記的QA度量值來評估可靠性。替代地，可以將最終發射圖像列印成硬拷貝，QA度 量值126也一起被列印在硬拷貝片子上，並且將所述硬拷貝實體地遞送給之後執行臨床分 析136的醫師。在任一種情況下，將認識到，在大多數實施例中，臨床分析136將在之後的 某時，在與放射實驗室或者其他執行包括(一個或多個)QA度量計算操作120的成像的機構 不同的位置執行。是通過將QA度量值126與最終圖像標記在一起來使得醫師能夠容易地 可以使用這些值執行臨床分析136的。
對於說明性最大偏差和差異QA度量而言，兩種度量的小的值都將指示發射數據 的準確衰減校正的充分的對準。這些說明性QA度量的較大值指示，醫師應當認識到可能存 在偽影。在將發射和解剖學圖像數據集存儲在PACS60或其他位置(或者將諸如無損失重建 圖像的等價信息存儲於其內)的一些實施例中，醫師可以要求重複重建，所述重建可以在不 進行衰減校正的情況下進行，也可以在進行衰減校正的情況下進行但是具有更好的衰減映 射圖配準。
在圖2的說明性範例中，將解剖學圖像轉換為衰減映射圖，之後計算120 (—個或 多個)QA度量，並在適當時執行配準122。但是，也預期計算(一個或多個)QA度量並使用 解剖學圖像適當地執行配準，之後對經配準的解剖學圖像進行轉換以生成衰減映射圖。在 這樣的實施例中，所述解剖學圖像(未轉換)被分割並充當(一個或多個)QA度量計算操作 120的輸入，並且配準(如果執行的話)的作用在於對解剖學圖像剛性地和/或非剛性地調 整。在這些替代性實施例中，一旦得到最終解剖學圖像(在適當的情況下具有配準調整)，那 麼就應用轉換模塊34生成衰減映射圖。
參考圖3，提供了另一說明性範例，其具體示出了用於執行配準操作122的適當的 兩步全局剛性/局部非剛性配準方案。在該範例中，假定發射圖像數據集為SPECT圖像數 據集，而解剖學圖像數據集還是CT圖像數據集。該範例假定存在(未校正的)分割的衰減映 射圖150和分割的初始發射圖像152。該範例中對準的評估(或者與之等價的錯位的檢測) 開始於提取發射圖像152內的表示心臟的區域。在該範例中，衰減映射圖150的分割包括 識別「安全區域」，其表示衰減映射圖預計心臟定位於其內的內部區域(根據在該處發現的 衰減映射圖值)。
在第一全局配準操作160中，執行剛性偏移(任選地還包括剛性旋轉)，從而優化衰 減映射圖150和初始發射圖像152中的身體輪廓的匹配。隨後是第二配準步驟162，其執行 對內部心臟區域進行對準的局部非剛性配準(對於心臟成像的說明性範例而言)，同時保持 這一局部心臟區域之外的其餘圖像部分不變。在一些適當的實施例中，局部非剛性配準採 用彈性形變或扭曲算法，所述算法對心臟區域內的衰減映射圖的形狀進行校正，從而使心 髒區域接近肺或胸廓，但不與之發射幹擾。第二配準步驟162的輸出是空間配準的分割衰 減映射圖164，將其適當地輸入回(一個或多個)QA度量計算操作120，從而對(配準的)對準 進行評估，並且還在重建操作130中的衰減校正當中使用其。
在一些實施例中，可以在第一配準步驟160中導出配準匹配度量時排除第二配準 步驟162中關注的心臟區域。否則，根據所應用的配準方法，心臟區域可能對全局配準162 的品質產生相當大的影響，因為心臟區域內的局部失配可能引入很高的負面匹配評分貢 獻。但是，一旦導出了剛性配準的參數，就全局地應用全局配準160，也就是說，在第一配準160中執行的剛性偏移或旋轉包括在配準匹配參數的計算當中排除的心臟區域。換言之，在 操作160中，在計算剛性偏移和/或旋轉的大小/方向時可以任選地排除心臟區域，但是全 局地應用實際的剛性偏移/旋轉，包括對心臟區域的剛性偏移/旋轉。
繼續參考圖3，將更為詳細地描述所述說明性兩步配準以及先前的分割的一些實 施例。首先考慮發射圖像152，在對心臟的左心室進行分割之前，任選地限定分割處理的區 域以避免無意中對附近的「熱」區(即發射圖像中具有高發射的區域)，例如肝臟或膽囊，進 行分割。為了實現這一空間預選，可以將分段線性曲線擬合至表示每一軸向片層中的累積 發射活動函數，並分析所述線性段之間的轉折點的(特性)位置。通過這樣的方案，能夠找到 含有心臟作為最熱區域的軸向片層。從這一片層內的心臟體素之一開始對整個心臟(左心 室)進行分割，例如，使用區域生長算法，使用體素值作為所需的閾值參數的指標。替代地， 可以使用基於模型的分割算法或者其他分割算法。
考慮到衰減映射圖的下一分割，可以應用基於典型衰減值的範圍分類器的閾值分 割以導出內部「安全」區域的二元掩碼，所述區域表示心臟預計定位於其中的內部區域。為 了導出適當的閾值，將高斯函數適當地擬合至由整個衰減映射圖生成的直方圖的最右峰值 (表示較大的灰度值)。然後可以導出針對所述軟組織區域的識別的範圍分類器，例如從這 一高斯峰的半峰寬(FWHM)直接導出。為了進一步僅選擇相關的內部身體部分，排除位於胸 廓以外的組織，任選地採用某種進一步處理。例如，基於肺部總是由外部的軟組織包圍的這 一假設，可以生成肺野圖像以更加準確地界定所述安全區域。使用其作為額外的標準以去 除外部軟組織，並且能夠由已知的肺的位置導出其間的心肌層的位置。此外，任選地對中間 結果應用形態學操作，從而在去除小的縫隙或者不連續性的同時保持安全區域的拓撲連貫 性。一旦完成了前述分割處理(或者其他適當的分割處理)，就執行全局剛性配準步驟160。
為提供心臟錯位的更加準確的規範，通過對由兩部分構成的心臟的體素(所述體 素是由不處於所述安全區域內的發射數據檢測到的)進行定位而對指示第二步驟162的錯 位的體積區域進行量化。可以對這些體素的總數量或者百分比進行量化(對應於差異QA度 量)，或者可以對其他特性進行量化，例如特定空間分布的度量(例如，通過最大偏移QA度量 表示)。將這樣的QA度量適當地用作錯位程度的一個或多個指標。
繼續參考圖3，並進一步參考圖4，將闡述用於執行局部非剛性配準操作162的一 些區域性扭曲或形變方案。圖4示出了由恆定邊界170界定的局部區域，在該區域內執行 通過區域性扭曲的非剛性配準。示出了矩形局部區域，但是也預期圓形、橢圓形、不規則或 者其他局部區域幾何結構。為觸發變形調整，識別出最佳拖曳矢量172。可以由在安全區 域以外(OSR)檢測到的所有心臟體素所代表的(曲線)區域的(外)表面法線導出最佳拖曳矢 量172的方向。任選地，應用形態學濾波，以確保曲面區域不含有任何孔。之後，(自動)指 定圍繞心臟的區域R，其限定隨後衰減映射圖形變或扭曲生效的空間區域。在這一區域內， 通過彈性的方式改變衰減值以產生非剛性配準。
繼續參考圖3和圖4並進一步參考圖5，在通過操作162藉助扭曲或形變執行非剛 性配準的一個適當實施例中將遵循以下步驟。在步驟180中，計算心臟在與拖曳矢量正交 的平面上的投影的形狀(或「陰影」)(通過S表示)。在步驟182中，將陰影S再次反向投影 到心臟上，以識別出界定屬於心臟傳播前沿(HPF)174的那些心臟體素的閉合曲面形狀。通 過圖4中的灰色陰影指示屬於HPF174的體素。在步驟184中，確定在使用拖曳矢量172使陰影S通過一個(由R表示的)區域時跨越的所有這些體素所定義的體積(由V表示)。在步 驟186中，計算將HPF移動到拖曳矢量的方向內的最佳(例如，最小)範圍，使得之後使新的 或者調適的安全區域完全覆蓋發射圖像中的心臟。在步驟188中，根據下述算法對區域R內 的每一體素分類，並使其根據其相對於HPF的位置以及體積V發生移動(A)將處於HPF174 的前面的體素176沿拖曳矢量172的方向進行壓縮；(B)根據在步驟(4)中確定的最佳範圍 將屬於HPF174的體素沿拖曳矢量172的方向移動；以及(C)將處於HPF174的後面的體素 178沿拖曳矢量172的方向拉伸。為了在執行步驟188時保持相鄰結構之間的平穩過渡，也 將體積V外的像素拖曳到拖曳矢量172的方向內。然而，它們移動範圍根據，例如其與體積 V的表面的距離，單獨設定。可以使用各種函數來設置這一(徑向)距離依賴性，例如，線性 函數、反曲函數或類高斯曲線函數。在步驟190中，通過適當的內插導出區域R的新的(標 準網格)衰減值。
在變型方案中，將所述非剛性區域修改和對周圍體素位置的影響表示為三維彈性 體模型。在另一變型方案中，將整個安全區域(和衰減映射圖)沿介質背部(media-dorsal) 方向移動，直到心臟邊界恰好開始超過引向軟錯位的邊界區域，因而出現0SR。然後按照操 作162拖動0SR，但是沿相反的方向，從而導致了安全區域的收縮。
預期各種額外的或者替代的針對所述配準處理的預處理步驟。例如，在提取安全 區域之前可以任選地執行對衰減映射圖中的條紋偽影的校正。由於可能為會將條紋偽影 局部地誤解為一種或多種不正確的組織類型，從而在非剛性配準操作162中導致非生理失 真，因而這一操作可能是有利的。一些適當的條紋校正算法包括拓撲或中值算法、濾波算 法、基於直方圖分析的局部衰減值的調整、基於霍夫變換的條紋校正方案等。
本申請描述了一個或多個優選的實施例。通過閱讀並理解前面詳細的說明，本領 域技術人員可以進行修改和變型。旨在將本申請理解為包括所有這樣的修改和變型，只要 它們落在所附權利要求及其等價物的範圍之內。
權利要求
1.一種方法，包括從所採集的對象的解剖學圖像數據集生成衰減映射圖；重建所採集的所述對象的發射圖像數據集以生成發射圖像，所述重建包括使用所述衰減映射圖校正所述對象中的發射輻射的衰減；計算對所述衰減映射圖和所述發射圖像的對準進行量化的品質保證度量的值；以及將所述發射圖像與所計算的品質保證度量一起顯示或列印。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，所述生成衰減映射圖包括重建所述發射圖像數據集以生成初始發射圖像；以及將以下中的一個與所述初始發射圖像配準(i)從所述解剖學圖像數據集重建的解剖學圖像和(ii)所述衰減映射圖。
3.根據權利要求2所述的方法，其中，所述配準包括執行全局剛性配準；以及在所述全局剛性配準之後執行感興趣區域的局部非剛性配準。
4.根據權利要求3所述的方法，其中，所述執行局部非剛性配準包括執行網格扭曲配準。
5.根據權利要求2-4中任一項所述的方法，其中，所述配準包括在所述配準中採用所述品質保證度量作為品質因數。
6.根據權利要求1-5中任一項所述的方法，其中，所述計算包括計算對所述發射圖像的特徵延伸到所述衰減映射圖的相應特徵以外的最大距離進行量化的最大偏差品質保證度量的值。
7.根據權利要求1-5中任一項所述的方法，其中，所述計算包括計算對所述發射圖像的心肌層特徵延伸到所述衰減映射圖的肺野特徵內的最大距離進行量化的最大偏差品質保證度量的值。
8.根據權利要求1-7中任一項所述的方法，其中，所述計算包括計算對所述發射圖像的特徵延伸到所述衰減映射圖的相應特徵之外的部分進行量化的差異品質保證度量的值。
9.根據權利要求1-7中任一項所述的方法，其中，所述計算包括計算對所述發射圖像的心肌層特徵延伸到所述衰減映射圖的相應心肌層特徵之外的部分進行量化的差異品質保證度量的值。
10.根據權利要求1-9中的任一項所述的方法，其中，所述計算接收第一輸入，所述第一輸入包括所述發射圖像和通過在不進行衰減校正的情況下重建所述發射圖像數據集所生成的未校正的發射圖像這兩者之一，並且接收第二輸入，所述第二輸入包括從所述解剖學圖像數據集重建的解剖學圖像、所述衰減映射圖、從所述解剖學圖像數據集重建的並與所述發射圖像數據集配準的解剖學圖像以及與所述發射圖像數據集配準後的衰減映射圖之一。
11.根據權利要求1-10中任一項所述的方法，還包括將所述發射圖像和所計算的品質保證度量存儲到圖像存儲器內；以及在所述存儲之後，從所述圖像存儲器檢索所述發射圖像的實例和所計算的品質保證度量的實例；其中，所述顯示或列印包括將所檢索出的所述發射圖像的實例與所檢索出的所計算的品質保證度量的實例一起顯示。
12.根據權利要求1-10中任一項所述的方法，還包括將所述發射圖像格式化為存儲格式，所述存儲格式包括圖像元數據結構，所述圖像元數據結構含有關於所述發射圖像的元數據；在所述格式化期間，將表示所計算的品質保證度量的元數據包括到所述圖像元數據結構中；以及將所述發射圖像以所述存儲格式存儲到圖像存儲器內，所述存儲格式包括所述圖像元數據結構，所述圖像元數據結構含有表示所計算的品質保證度量的所述元數據。
13.根據權利要求1-12中任一項所述的方法，還包括使用透射計算機斷層攝影(CT)成像和磁共振(MR)成像之一採集所述對象的所述解剖學圖像數據集。
14.根據權利要求1-13中任一項所述的方法，還包括使用正電子發射斷層攝影(PET)成像和單光子發射計算機斷層攝影(SPECT)成像之一採集所述對象的所述發射圖像數據集。
15.一種裝置,包括數據處理電子設備(24)，其被配置為執行包括以下內容的方法從針對對象採集的解剖學圖像數據集生成衰減映射圖；重建針對所述對象採集的發射圖像數據集以生成發射圖像，所述重建包括使用所述衰減映射圖校正所述對象中的發射輻射的衰減；計算對所述衰減映射圖與所述發射圖像的對準進行量化的品質保證度量的值；以及構建包括所述發射圖像和表示所計算的品質保證度量的元數據的數據單元。
16.根據權利要求15所述的裝置，其中，所述生成衰減映射圖包括在不對衰減進行校正的情況下重建所述發射圖像數據集，以生成未校正的發射圖像；以及將以下中的一個與所述未校正的發射圖像進行配準(i)從所述解剖學圖像數據集重建的解剖學圖像和(ii)所述衰減映射圖，所述配準包括執行全局剛性配準，以及在所述全局剛性配準之後執行對感興趣區域的局部非剛性配準。
17.根據權利要求15-16中任一項所述的方法，其中，所述計算包括以下內容的至少一項計算對所述發射圖像的選定特徵延伸到所述衰減映射圖的選定特徵之外或之內的最大距離進行量化的最大偏差品質保證度量的值，以及計算對所述發射圖像的特徵延伸到所述衰減映射圖的相應特徵之外的部分進行量化的差異品質保證度量的值。
18.一種存儲了指令的存儲介質，所述指令可通過數據處理電子設備(24)運行，以執行包括下述內容的方法通過重建針對對象採集的發射圖像數據集而生成初始發射圖像；從針對對象採集的解剖學圖像數據集生成衰減映射圖，所述生成包括將以下中的一個與所述初始發射圖像配準(i )從所述解剖學圖像數據集重建的解剖學圖像和(ii )所述衰減映射圖，所述配準包括執行全局剛性配準，繼而執行對感興趣區域的非剛性配準；以及重建所述發射圖像數據集以生成衰減校正發射圖像，所述重建包括使用所生成的衰減映射圖對所述對象中的發射輻射的衰減進行校正。
19.根據權利要求18所述的存儲介質，其中，所述生成初始發射圖像包括通過在不對所述對象中的發射輻射衰減進行校正的情況下重建針對所述對象所採集的所述發射圖像數據集來生成所述初始發射圖像。
20.根據權利要求18-19中任一項所述的存儲介質，其中，所述執行局部非剛性配準包括執行網格扭曲配準。
全文摘要
針對對象採集解剖學圖像數據集和發射圖像數據集。從所述解剖學圖像數據集生成衰減映射圖。重建所述發射圖像數據集以生成發射圖像。所述重建包括使用衰減映射圖校正對象中的發射輻射衰減。計算對所述衰減映射圖和所述發射圖像的對準進行量化品質保證(QA)度量的值。將所述發射圖像與所計算的品質保證度量一起顯示或列印。在一些實施例中，在重建之前，通過執行全局剛性配準並繼之以感興趣區域的局部非剛性配準將所述衰減映射圖與所述發射圖像數據集配準。
文檔編號G06T11/00GK103069456SQ201180041016
公開日2013年4月24日 申請日期2011年8月17日 優先權日2010年8月25日
發明者A·達席爾瓦, H·海因斯, L·邵, H·梁, A·埃克斯納, A·格迪克 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司