CN102265307A - 混合式核/mr成像中使用透射数据的mr 分割 - Google Patents

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Abstract

当校正核图像(例如，PET或SPECT)中的衰减时，使用受检者(60)的MR图像数据(14)生成基于MR的衰减校正(AC)图(16)。然后将受检者(60)置于具有放射性点源或线源(18，18′)的核成像装置中，在对患者成像时从所述成像装置测量透射数据。为了分辨基于MR的AC图(16)中空气体素和骨骼体素之间的模糊性，根据AC图生成估计的透射数据(24)并将所述估计的透射数据与来自点源或线源的测量到的透射数据(22)进行比较。针对估计的和测量到的透射数据迭代地计算误差，并细化AC图(16)的衰减值以使误差最小化。使用经细化的AC图(32)校正所收集核数据(41)中的衰减，将其重建成患者的经衰减校正的图像(99)。

Description

混合式核/MR成像中使用透射数据的MR 分割
本创新具体应用于解剖成像系统，具体涉及组合式PET-MR成像，但本创新还可以应用于其他核成像系统等。然而，应当认识到，所述技术还可以应用于其他成像系统、其他成像方案、其他图像分析技术等。
在正电子发射断层摄影(PET)成像中，通常使用衰减图校正PET数据中的衰减。在组合式PET计算机断层摄影(CT)成像中，CT数据能够容易地生成针对PET数据的精确的衰减图。CT数据和图像基于被成像组织的辐射衰减性质。然而，在组合式PET磁共振(MR)成像中，MR图像描绘共振特性，通常是水合偶极子(H1)的共振特性，其不是患者的辐射衰减性质的函数。
PET扫描器通常与CT扫描器组合，或最近与MR扫描器组合。MR图像能够提供描绘解剖器官或相似组织类型的分割区域的图。例如，MR图像通常将骨骼显示为暗区，这可能在区分骨骼与空气时导致问题，因为空气也被显示为暗区。空气和骨骼具有非常不同的辐射衰减性质。骨骼结构通常包括在表面上的致密皮质骨或外壳以及内部的小梁骨。通常需要了解解剖结构从而在骨骼和空气区域之间进行区分。需要注意的是，如果皮质外壳与气穴相邻，MR图像会将两者显示成单一暗区。因此，可能会在衰减图中为皮质骨分配不正确的值(例如，与空气一致的值)，或反之亦然。有分割皮质骨区域的技术，但其并非始终可靠。
本申请提供了一种用于细化(refining)基于MR的衰减校正图以校正核图像中衰减的新的经改进的系统和方法，其克服了上述问题和其他问题。
根据一个方面，一种解剖图像校正系统，包括磁共振(MR)成像器，其在MR采集扫描期间采集受检者的MR图像数据；以及核扫描器，其在核采集扫描期间采集受检者的核图像数据并同时测量来自位于核扫描器检查区域中的辐射源的透射(transmission)数据。该系统还包括处理器，所述处理器根据MR图像数据生成衰减校正(AC)图，使用测量到的透射数据迭代细化AC图以生成经细化的AC图，并使用经细化的AC图针对衰减校正核图像数据。
根据另一方面，一种细化磁共振(MR)衰减校正(AC)图的方法，包括根据受检者的MR图像数据生成衰减校正(AC)图；从辐射源穿过受检者发送辐射，所述辐射源设置于受检者外部；以及从穿过受检者发送的辐射测量透射数据。该方法还包括根据AC图生成估计的透射数据；以及通过基于测量到的透射数据和估计的透射数据的比较调节AC图以生成经细化的AC图。
根据另一方面，一种PET扫描器，包括辐射探测器的环；固定安装在辐射探测器的环内部的辐射源；以及处理器，所述处理器被编程以执行根据权利要求1所述的方法，从而生成经细化的衰减校正(AC)图。PET扫描器还包括重建算法，其利用经细化的AC图校正来自辐射探测器的PET数据并将经校正的PET数据重建为经衰减校正的PET图像。
根据另一方面，一种用于细化衰减校正图以校正核图像中的衰减的设备，包括用于根据受检者的MR图像生成衰减校正(AC)图的模块；用于穿过受检者发送辐射的模块，用于发送辐射的所述模块设置于受检者外部；以及用于从穿过受检者发送的辐射测量透射数据的模块。该设备还包括根据AC图生成估计的透射数据的模块；以及通过基于测量到的透射数据和估计的透射数据的比较调节AC图以生成经细化的AC图的模块。
一个优点在于改善了衰减校正图的精确度。
另一优点在于分辨出了基于MR的衰减校正图中骨骼和空气体素之间的模糊。
在阅读并理解了下述详细说明的情况下，本领域技术人员将认识到本创新的更多优点。
本发明可以具体化为不同的部件或部件布置，以及具体化为不同的步骤和步骤安排。附图仅用于图示说明各个方面，而不应解释为是对本发明的限制。
图1图示说明了根据本文所述的各方面便于使用点源或线源对MR衰减图进行微调的系统。
图2图示说明了根据本文所述的一个或多个方面，核成像装置中的点源位置。
图3A图示说明了测量到的点源透射数据和相应数据落入其中的多个直方图组合(bin)之间的图解关系。
图3B图示说明了处理器使用射线追踪算法生成的模拟或估计的点源透射数据和相应模拟的数据落入其中的多个直方图组合之间的图解关系。
图3C图示说明了测量到的点源透射数据值和模拟的透射数据值之间的差异和相应差异数据落入其中的多个直方图组合的图解关系。
图4图示说明了根据本文所述的各方面生成经细化的AC图以校正核图像中衰减的方法。
图5图示说明了示范性医院系统，其可以包括多个成像装置，诸如生成成像数据的MR成像装置和核扫描器，由独立或共享的重建处理器重建成像数据以生成3D图像表示。
图1图示说明了根据本文所述的各方面便于使用点源或线源对MR衰减图进行微调的系统10。MR成像或扫描装置12生成受检者的解剖结构或其他感兴趣体积的基于MR的图像14，可以根据图像14分割出身体轮廓以及轮廓、肺、软组织、骨骼结构等以生成MR衰减校正(AC)图16。在对象(例如感兴趣体积或患者)边界外，但在核成像装置20的检查区域内，放置一个或多个辐射源18，例如点源。利用核成像装置20，诸如PET扫描器或单光子发射计算机断层摄影(SPECT)扫描器测量点源衰减或透射数据22。应当注意的是，在其中之一表示未被吸收(透射)的辐射总量的部分的意义上，衰减和透射彼此互为倒数。从数学意义上讲，可以使用任一个。本文将使用“透射”数据，但也应当理解，透射数据包括透射和衰减信息两者。从单个静止点源，可以生成对象或患者的2D投影核图像23。同时，使用利用MR衰减图16穿过对象体积进行投影的射线追踪技术或算法26来模拟估计的透射数据24。由比较器28比较测量到的点源透射数据22和模拟的透射数据24，并通过在衰减图上执行的迭代微调算法30使差异最小化。于是可以使用测量到的点源透射数据优化次最优的MR衰减图16以生成经细化(例如，最优的)MR衰减图32。
在将MR图像分割成不同组织类型时，可以估计每种组织类型和对应的辐射衰减性质。根据MR图像和针对每部分(segment)估计的透射值，可以沿穿过受检者的任何射线计算估计的透射。计算沿实际收集到的点源透射中的每条射线估计的透射。通过比较沿对应射线估计的和实际测量到的透射，可以确定估计的透射值中的误差。应当指出，多条射线通过不同的分割区域以及公共分割区域，但在每个区域中路径长度不同。可以容易地验证估计为空气和骨骼的区域。此外，可以通过迭代地调节衰减因子，直到沿始于点源的射线的估计的和实际测量到的透射之间的匹配是最优的，从而细化针对每个分割区域的衰减/透射值。
类似地，不能优化不可能在预选阈值内的数据可以指示患者的运动。可以允许迭代地调节身体轮廓和作为整体的内部区域的位置或身体轮廓内内部区域的位置从而优化拟合和/或探测患者的运动。
应当认识到，根据各种实施例，MR成像装置12和核成像或扫描装置20可以是分立的成像装置或可以是组合式或双模式成像装置。例如，对于双模式成像器而言，使用MR成像模式扫描受检者，并且然后在已经将点源定位在成像装置中之后使用核成像(例如，PET或SPECT)模式重新扫描。通过这种方式，可以使扫描之间受检者的运动最小化。此外，在这一实施例和其他实施例中，点源的位置可以保持恒定和/或可以预确定，使其在核成像扫描之间一致，以便于从其中探测透射数据。
系统10包括存储器34，存储器34存储MR图像数据14、次最优AC图16、测量到的点源数据22、模拟或估计的点源透射数据24和经细化的AC图32。存储器附加地存储用于生成模拟的透射数据24的射线追踪算法26、比较器28(例如，用于将模拟的数据与测量到的点源数据进行比较的计算机可执行指令)、以及用于在生成经细化的AC图32时细化AC图16的迭代微调算法30。
此外，系统10包括处理器36，处理器36分析存储器34中存储的数据并执行存储器中存储的算法以生成新的数据以将其存储在存储器34中。例如，处理器执行一个或多个MR重建算法38以根据在受检者的MR扫描期间采集的原始MR数据40重建MR图像14。类似地，处理器可以执行一个或多个核图像重建算法39以根据在受检者的核扫描期间采集的原始核扫描数据41重建投影核图像23。此外，处理器执行射线追踪算法以生成估计的透射数据24，执行比较器28以确定估计的数据24和测量到的点源透射数据22之间的差异，并执行迭代微调算法30，以便根据原始AC图16生成经细化的AC图32。应当认识到，可以将如本文使用的“算法”解释为表示永久存储到存储器34中并由处理器36执行的一条或多条计算机可执行指令。
因此，采用系统10以在有受检者的核成像检查区域中放置点源(或线源)。在一个范例中，辐射的点源或线源是与用于生成受检者的PET图像的PET同位素具有不同能量的放射性同位素，以便在成像同位素之间和在点源或线源之间进行区分。PET探测器探测来自点源或线源的辐射、使用能量区分算法42(例如，存储在存储器34中并由处理器36执行)从PET数据分离来自点源或线源的辐射，并将所述辐射用于生成透射辐射数据，特别是穿过受检者的投影。通过使用两个或更多辐射源，或通过相对于患者旋转辐射源，容易地生成三维辐射衰减图。可以暂时将点源或线源插入机架或核成像装置20或患者支撑物结构中，或可以永久性固定。例如，可以在患者支撑物或界定内膛的结构中的预选已知位置处界定接收结构。源的已知位置便于分析投影数据。备选地，可以通过分析投影数据确定源的位置。
根据另一实施例，从诸如MR扫描器12的解剖成像设施导出衰减图。在实践中可以应用多个点源18以实现更好的性能。然而，在以下范例中，描述了具有单一点源的PET/MR组合。根据该范例，使用MR扫描器12生成对象或患者的MR图像。确定身体轮廓和其他内脏器官边界。识别并标记已知基本或完全为软组织的区域。无特征的区域，诸如包括空气的肺组织和骨骼组织保留未标记状态。
生成(例如，采集核图像数据)同一对象或患者的核图像(例如，PET或SPECT)。同时，打开不同的能量窗口以从适当位于患者或对象的边界外部但在核成像器机架中检查区域内的辐射点源18接收计数。例如，标准的能量窗口用于SPECT成像，能量窗口和“单”(“singles”)模式用于PET成像。点源的能量高于用于对患者或对象成像的放射性同位素(例如，当以511keV对PET数据成像时，137Cs为662keV)生成的发射数据。身体轮廓或外形还便于将点源辐射与散射区分开。此外，使用能量高于PET辐射的点源便于区分点源辐射与PET辐射散射，因为点源辐射不与较低能量的PET辐射散射交叠。采集来自源的数据并将其积累到存储于存储器34中的直方图或投影中。例如在生成AC图16时由处理器向经分割的MR图像的已知面积分配衰减系数。使用射线追踪算法构建数学模型以通过基于MR的衰减图16生成估计的投影数据24，基于MR的衰减图与外部点源(参见图2)具有相同的几何特征。备选地为未知区域分配空气或骨骼值，直到通过衰减图16估计的或模拟的数学投影数据24密切匹配点源的测量到的透射数据22。可以使用经适当分割并具有针对空气和骨骼组织各种模糊区域适当分配的值的经细化的AC图32来执行核图像23的衰减校正。一旦确定了空气和骨骼区域，任选地优化针对各种软组织区域的衰减因子。
图2图示说明了根据本文所述的一个或多个方面定位于核成像装置20中的点源18。将感兴趣体积(例如，对象、患者)60置于核成像装置20的机架64界定的成像区域中的台或患者支撑物62上。感兴趣体积具有可能是骨骼组织或空气的模糊区域66(例如，肺组织、空气或空气穴等)，使用感兴趣体积的MR图像可能无法容易地将其区分开。因此，将点源18靠近感兴趣体积定位在台62上并发射辐射透射线68，由安装到机架64上的核探测器70探测辐射透射线68。在一个实施例中，机架64是可旋转的机架，并且核探测器70绕检查区域旋转以探测透射线68以及从被施予到感兴趣体积中的放射性同位素采集核扫描数据，以便生成其核图像。
在另一实施例中，在检查区域周围间隔分布具有不同透射能量的两个或更多点源18、18′，以生成完整视场。通过这种方式，生成两个或更多线的积分以便于解决MR图像数据中骨骼和空气体素之间的模糊性问题。
在另一实施例中，核探测器70是PET探测器，并在重建PET图像时使用本文所述的经细化的AC图校正所采集的PET数据中的衰减。
在另一实施例中，核探测器70是单正电子发射计算机断层摄影(SPECT)探测器，并在重建SPECT图像时使用本文所述的经细化的AC图校正所采集的SPECT数据中的衰减。
图3A图示说明了测量到的点源透射数据22和相应的数据落入其中的多个直方图组合之间的图解关系71。结合估计的点源透射数据24(图3B)使用测量到的点源透射数据22迭代地细化AC图，直到其可以用于PET衰减校正。
图3B图示说明了由处理器36使用射线追踪算法26(图1)生成的模拟的或估计的点源透射数据24和相应的模拟数据落入其中的多个直方图组合之间的图解关系72。将估计的点源透射数据24与测量到的点源数据22进行比较，以确定AC图是否可在重建PET图像时用于校正PET扫描数据中的衰减。
图3C图示说明了测量到的点源透射数据值和模拟的透射数据值之间的差异和相应差异数据落入其中的多个直方图组合的图解关系74。在处理器36执行图1的比较器28时确定该差异值。利用对AC图的每次迭代调节，都减小了差异值。一旦估计的透射数据和测量到的透射数据之间的差异值充分小(例如，低于预定阈值)，就存储经细化的AC图以用于PET衰减校正。
图4图示说明了根据本文所述的各方面生成经细化的AC图以校正核图像中的衰减的方法。在78，生成受检者的MR图像。在80，根据受检者的经分割的MR图像生成AC图。在82，将受检者置于核扫描器(例如，PET或SPECT)检查区域中，使点源定位于受检者外部和检查区域内部。点源发射比向受检者施予的放射性同位素(例如，511keV)具有更高能量的γ(gama)射线，例如137Cs(例如，大约为662keV)。备选地，将较低的能量(例如，低于511keV)用于点源，例如133Ba(例如，大约360keV)。
在84，使用核扫描器测量来自点源的透射数据，并生成受检者的核图像数据。例如，工作在单模式下的PET扫描器可以同时测量点源透射数据与核同位素发射数据，例如，如图3A所示。在86，使用射线追踪技术在AC图上导出或估计透射数据，例如，如图3B所示。在88，确定来自84的透射数据和来自86的投影数据之间的差异，如图3C所示。在90，计算表示在88确定的差异的误差因子，诸如均方根(rms)误差等。
在92，使用在90确定的因子修改衰减图，并且该方法返回到86，用于生成下一投影数据、与测量到的透射数据进行比较、确定差异和生成rms因子。一旦获得了两个rms误差值，在94对它们进行比较。在96，确定是否已经找到最小rms误差。如果没有，该方法返回到92。如果已经找到了最小rms误差，在97保存经细化的衰减图，用于校正在84生成的受检者的核图像中的衰减。在98，使用在97存储的AC图重建在84生成的核图像数据，以生成经衰减校正的核图像(例如，PET或SPECT)。
参考图5，示范性医院系统100可以包括多种成像装置，诸如MR成像装置12、核扫描器20(例如，PET或SPECT)等，其生成成像数据，由独立或共享的重建处理器102重建成像数据以生成3D图像表示。通过网络104向中央存储器106或本地存储器108传送图像表示。
在与网络连接的站110，操作员使用用户界面124将选定的3D患者MR衰减图移动到中央存储器106和本地存储器108或在二者之间移动。视频处理器116在显示器122的第一观察窗1181中显示选定的衰减图(或MR图像)。在第二观察窗1182中显示核图像。第三观察窗1183可以显示衰减图和核图像的重叠。例如，可以允许用户将MR衰减图中的界标与核图像中的对应结构或界标配准。例如，操作员通过接口124(例如，使用鼠标、指示笔或其他适当的用户输入装置)选择与衰减图图像中的界标对应的核图像界标。备选地，可以由处理器116中的程序自动对准衰减图。用户界面124中的处理器36(图1)然后执行校正算法并推断出在衰减图中的模糊区域中填充时要采用的适当组织类型(例如，骨骼或空气)。
然后可以使用经细化的衰减图重建经衰减校正的核图像，可以在其他应用中使用该图像。例如，治疗规划站130可以使用经衰减校正的PET图像制订治疗规划。一旦规划得令操作员满意，在适于自动化流程的情况下，就能够将规划的治疗传递到实施规划过程的治疗装置132。其他站可以在各种其他规划过程中使用经衰减校正的PET图像。
在另一实施例中，观察窗1183中显示的重叠图像是可调节的从而相对于核图像对MR图像加权，或反之亦然。例如，可以调节机械式的或呈现在显示器122上并利用输入装置操纵的滑动条或旋钮(未示出)来改变MRI图像或核图像的权重。在一个范例中，操作员可以将观察窗1183中的图像，从纯粹MR图像数据(如观察窗1181中所示)，经过MR和核图像数据的多个和/或连续组合，调节成纯粹的核图像数据(如观察窗1182中所示)。例如，可以离散地或连续地从0:1到1:0调节MR图像数据与核图像数据的比例。作为另一种选择，可以用灰度级显示MR图像并可以对核图像进行彩色化。MR图像中的解剖学界标有助于将核图像关联到受检者。
已经参考若干实施例描述了本创新。在阅读并理解了前述详细说明的同时，本领域技术人员可以想到修改和变型。这意味着，应当将本创新推断为包括所有此类落在权利要求或与其等价的范围内的修改和变型。

Claims (18)

1.一种解剖图像校正系统(10)，包括：
磁共振(MR)成像器(12)，所述磁共振成像器在MR采集扫描期间采集受检者(60)的MR图像数据(14)；
核扫描器(20)，所述核扫描器在核采集扫描期间采集所述受检者(60)的核图像数据(23)，并同时测量来自置于所述核扫描器(20)的检查区域中的辐射源(18)的透射数据(22)；以及
处理器，所述处理器：
根据所述MR图像数据(14)生成衰减校正(AC)图(16)；
使用测量到的透射数据(22)迭代地细化所述AC图(16)以生成经细化的AC图(32)；以及
使用所述经细化的AC图(32)针对衰减校正所述核图像数据(23)。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器(36)：
在所述AC图(16)上执行射线追踪算法(26)以生成估计的透射数据(24)；
执行比较(28)，所述比较确定所述估计的透射数据(24)和所述测量到的透射数据(22)之间的差异；以及
执行对所述AC图中的衰减值的调节，以减小所述估计的透射数据和所述测量到的透射数据之间的差异。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述处理器(36)计算均方根(rms)误差值以使所述估计的透射数据(24)和所述测量到的透射数据(22)之间的所述差异最小化。
4.根据权利要求2所述的系统，其中，在确定使所述差异最小化了之后，所述处理器(36)将所述经细化的AC图(32)存储到存储器(34)中。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述核扫描器(20)是正电子发射断层摄影(PET)扫描器。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述PET扫描器从向所述受检者(60)施予的并具有大约511keV能量水平的放射性同位素发射的辐射采集数据，并且其中，所述辐射源(18)是能量水平与大约511keV不同的放射性材料。
7.根据权利要求1所述的系统，其中，所述辐射源(18)安装在以下中的至少一个上面或内部的固定位置：
患者支撑物(62)，所述受检者(60)在所述患者支撑物上被置于所述核扫描器(20)的机架(64)的所述检查区域中；以及
所述机架(64)。
8.一种细化磁共振(MR)衰减校正(AC)图的方法，包括：
根据受检者(60)的MR图像数据(14)生成衰减校正(AC)图(16)；
从辐射源(18)穿过受检者(60)发送辐射，所述辐射源设置于所述受检者外部；
从穿过所述受检者发送的所述辐射测量透射数据(22)；
根据所述AC图(16)生成估计的透射数据(24)；以及
通过基于所述测量到的透射数据(22)和所述估计的透射数据(24)的比较调节所述AC图(16)以生成经细化的AC图(32)。
9.根据权利要求8所述的方法，还包括：
生成正电子发射断层摄影(PET)数据；
利用所述经细化的AC图校正所述PET数据；以及
将所述经校正的PET数据重建为PET图像。
10.根据权利要求8所述的方法，还包括：
确定所述测量到的透射数据和所述估计的透射数据之间的第一误差；以及
调节所述AC图(16)以减小所述误差。
11.根据权利要求10所述的方法，还包括：
使用经调节的AC图确定第二估计的透射数据；
确定所述测量到的透射数据和所述第二估计的透射数据之间的第二误差；以及
进一步调节所述AC图(16)以进一步减小所述误差。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，确定所述误差包括：
迭代地确定均方根(rms)值并调节所述AC图(16)，直到所确定的rms值是最优的。
13.一种计算机可读介质(34)，在所述计算机可读介质上存储有软件，所述软件用于控制一个或多个计算机执行根据权利要求12所述的方法。
14.根据权利要求9所述的方法，其中，所述PET扫描器从向所述受检者(60)施予的并具有大约511keV能量水平的放射性同位素发射的辐射采集数据，并且其中，所述辐射源(18)是能量水平与大约511keV不同的放射性材料。
15.一种正电子发射断层摄影(PET)扫描器，包括：
辐射探测器(70)的环；
辐射源(18)，所述辐射源静止安装在所述辐射探测器的环内；
处理器(36)，所述处理器被编程以执行根据权利要求8所述的方法，以生成经细化的衰减校正(AC)图(32)；
重建算法(39)，所述重建算法利用所述经细化AC图(32)校正来自所述辐射探测器(70)的PET数据并将所述经校正的PET数据重建为经衰减校正的PET图像。
16.一种单光子发射计算机断层摄影(SPECT)扫描器，包括：
多个辐射探测器(70)；
辐射源(18)，所述辐射源静止安装在辐射探测器的检查区域内；
处理器(36)，所述处理器被编程以执行根据权利要求8所述的方法，以生成经细化的衰减校正(AC)图(32)；
重建算法(39)，所述重建算法利用所述经细化的AC图(32)校正来自所述辐射探测器(70)的SPECT数据并将所述经校正的SPECT数据重建为经衰减校正的SPECT图像。
17.一种用于细化衰减校正图以校正核图像中的衰减的设备，包括：
模块(12、36、38)，所述模块用于根据受检者(60)的MR图像数据(14)生成衰减校正(AC)图(16)；
模块(18)，所述模块用于发送穿过受检者(60)的辐射，用于发送辐射的所述模块设置于所述受检者外部；
模块(36、70)，所述模块用于测量来自穿过所述受检者发送的辐射的透射数据(22)；
模块(26、36)，所述模块用于根据所述AC图(16)生成估计的透射数据(24)；以及
模块(28、30、36)，所述模块用于通过基于所述测量到的透射数据(22)和所述估计的透射数据(24)的比较调节所述AC图(16)以生成经细化的AC图(32)。
18.一种细化衰减校正(AP)图(16)的方法，包括：
根据采集的磁共振(MR)图像数据(14)生成所述AC图(16)；
使用从放射性点源(18)探测到的透射数据在所述MR图像数据(14)中的骨骼体素和空气体素之间进行区分；以及
基于所探测的点源透射数据更新所述AC图(16)。
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