CN105263407B - 使用磁共振成像的对骨组织的探测 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种医学装置(300、400、500)，包括：用于从成像区(308)采集磁共振数据(342)的磁共振成像系统(302)；用于控制所述医学装置的处理器(330)；存储机器可执行指令(350、352、354、356)的存储器(336)。所述指令的运行令所述处理器：使用指定大于400μβ的回波时间的回波序列(340)来采集(100、200)所述磁共振数据；使用所述磁共振数据来重建(102、202)磁共振图像；通过使所述磁共振图像阈值化来生成(104、204)阈值化图像(346)，以在所述磁共振图像中强调骨结构并且抑制组织结构；并且通过对所述阈值化图像应用背景去除算法来生成(106、206)骨增强图像。

Description

使用磁共振成像的对骨组织的探测
技术领域
本发明涉及磁共振成像，尤其涉及对骨组织的探测或成像。
背景技术
在正电子发射断层摄影(PET)以及其他核医学成像系统中，对由对象的身体对正电子发射放射性同位素的衰变引起的511keV伽马辐射的探测被重建成图像。为了准确地执行该过程，知晓电离辐射在对象内的空间相关性吸收是有益的。
已构建了组合式计算机断层摄影(CT)与PET扫描器，其使用低剂量CT来确定在511keV的衰减因数。这些扫描器具有在执行CT检查的同时使对象暴露于辐射的缺点。
也已构建了组合式磁共振成像(MRI)与PET扫描器。Eiber等人的杂志文章“Valueof a Dixon-based MR/PET attenuation correction sequence for the localizationand evaluation of PET-positive lesions”，Eur J Nucl Med Mol Imaging(2011)，第38卷，第1691-1701页公开了使用基于Dixon的MRI成像技术用于针对PET的衰减校正。
发明内容
本发明在独立权利要求中提供了一种医学装置和计算机程序产品。在从属权利要求中给出了实施例。
如本领域技术人员将认识到的，本发明的各方面可以被实现为装置、方法或计算机程序产品。因此，本发明的各方面可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例(包括固件、驻留软件、微代码等)或组合软件与硬件方面的实施例的形式，它们在本文中全部可以统称为“电路”、“模块”或“系统”。此外，本发明的各方面可以采取实现在一个或多个计算机可读介质中的计算机程序产品的形式，所述一个或多个计算机可读介质上包含计算机可执行代码。
可以使用一个或多个计算机可读介质的组合。所述计算机可读介质可以为计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。本文中使用的“计算机可读存储介质”涵盖可以存储可由计算设备的处理器运行的指令的任意有形存储介质。所述计算机可读存储介质可以被称作计算机可读永久性存储介质。所述计算机可读存储介质也可以被称作有形计算机可读介质。在一些实施例中，计算机可读存储介质也可以能够存储能够被计算设备的处理器访问的数据。计算机可读存储介质的范例包括，但不限于：软盘、磁性硬盘驱动、固态硬盘、闪存、USB拇指驱动、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、光盘、磁光盘、以及处理器的寄存器文件。光盘的范例包括压缩盘(CD)和数字通用盘(DVD)，例如CD-ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW或DVD-R盘。术语计算机可读存储介质也指能够由计算机设备经由网络或通信链路访问的各种类型的记录介质。例如数据可以在调制解调器上、在互联网上或在局域网上被检索。包含在计算机可读介质上的计算机可执行代码可以使用任意合适的介质被传输，包括但不限于无线、电话线、光纤线缆、RF等，或前面这些的任意合适的组合。
计算机可读信号介质可以包括传播数据信号，所述传播数据信号具有包含在其中(例如在基带中或作为载波的部分)的计算机可执行代码。这样的传播信号可以采取多种形式中的任一种，包括，但不限于，电磁、光学，或它们的任意合适的组合。计算机可读信号介质可以为不是计算机可读存储介质但能够通信、传播或传输程序以供指令运行系统、装置或设备使用或与指令运行系统、装置或设备相连的任意计算机可读介质。
“计算机存储器”或“存储器”为计算机可读存储介质的范例。计算机存储器为可直接由处理器访问的任意存储器。“计算机存储装置”或“存储装置”为计算机可读存储介质的另外的范例。计算机存储装置为任意非易失性计算机可读存储介质。在一些实施例中，计算机存储装置也可以为计算机存储器，反之亦然。
本文中使用的“处理器”涵盖能够运行程序或机器可执行指令或计算机可执行代码的电子部件。对包括“处理器”的计算设备的引用应被解释为可能包含多于一个处理器或处理核。处理器例如可以为多核处理器。处理器也可以指在单个计算机系统内或分布在多个计算机系统上的处理器的集合。术语计算设备也应被解释为可能指多个计算设备的集合或网络，每个计算设备包括一个或多个处理器。计算机可执行代码可以由多个处理器运行，所述多个处理器可以在相同的计算设备内或者可以甚至跨多个计算设备上分布。
计算机可执行代码可以包括令处理器执行本发明的方面的机器可执行指令或程序。用于执行针对本发明的各方面的操作的计算机可执行代码可以以一种或更多种编程语言的任意组合来编写并且被编译成机器可执行指令，所述一种或更多种编程语言包括诸如Java、Smalltalk、C++等等的面向对象的编程语言以及诸如“C”编程语言或类似编程语言的常规程序化编程语言。在一些实例中，所述计算机可执行代码可以为高级语言的形式或者为预编译的形式，并且连同在运行时生成机器可执行指令的解读器一起使用。
所述计算机可执行代码可以完全在用户的计算机上、部分在用户的计算机上、作为独立的软件包、部分在用户的计算机上并且部分在远程计算机上或整体在远程计算机或服务器上运行。在后一种情境中，所述远程计算机可以通过包括局域网(LAN)或广域网(WAN)的任意类型的网络被连接到用户的计算机，或者可以(例如，通过使用互联网服务提供商的互联网)进行对外部计算机的连接。
本发明的各方面是参考根据本发明的实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品的流程图示和/或框图来描述的。应理解，当适用时，能够通过形式为计算机可执行代码的计算机程序指令来实施流程图、图示和/或框图中的每个框或一部分框。还应理解，当互不排斥时，可以组合不同的流程图、图示和/或框图中的框的组合。这些计算机程序指令可以被提供给通用计算机、专用计算机或产生机器的其他可编程数据处理装置的处理器，使得经由计算机或其他可编程数据处理装置的处理器运行的指令创建用于实施在流程图和/或一个或多个框图框中指定的功能/动作的单元。
这些计算机程序指令也可以被存储在计算机可读介质中，所述计算机可读介质能够指示计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备以特定的方式来运行，使得在计算机可读介质中存储的指令产生包括指令的产品，所述指令实施在流程图和/或一个或多个框图框中指定的功能/动作。
所述计算机程序指令也可以被加载到计算机、其他可编程数据装置或其他设备上，以引起一系列操作步骤在计算机、其他可编程装置或其他设备上被执行，以产生计算机实施的过程，使得在计算机或其他可编程装置上运行的指令提供用于在流程图和/或一个或多个框图框中指定的功能/动作的过程。
本文中使用的“用户接口”是允许用户或操作者与计算机或计算机系统交互的接口。“用户接口”也可以被称为“人机接口设备”。用户接口可以向操作者提供信息或数据和/或从操作者接收信息或数据。用户接口可以使得来自操作者的输入能够被计算机接收并且可以将输出从计算机提供给用户。换言之，所述用户接口可以允许操作者控制或操纵计算机，并且所述接口可以允许计算机指示操作者的控制或操作的效应。对数据或信息在显示器或图形用户接口上的显示是向操作者提供信息的范例。通过键盘、鼠标、轨迹球、触摸板、指点杆、图形输入板、操纵杆、游戏手柄、网络摄像头、头戴式受话器、变速杆、转向盘、踏板、有线手套、跳舞毯、遥控器和加速度计对数据的接收全部都是使得能够从操作者接收信息或数据的用户接口部件的范例。
本文中使用的“硬件接口”涵盖使得计算机系统的处理器能够与外部计算设备和/或装置交互和/或控制外部计算设备和/或装置的接口。硬件接口可以允许处理器将控制信号或指令发送到外部计算设备和/或装置。硬件接口也可以使得处理器能够与外部计算设备和/或装置交换数据。硬件接口的范例包括但不限于：通用串行总线、IEEE 1394端口、并行端口、IEEE 1284端口、串行端口、RS-232端口、IEEE-488端口、蓝牙连接、无线局域网连接、TCP/IP连接、以太网连接、控制电压接口、MIDI接口、模拟输入接口以及数字输入接口。
本文中使用的“显示器”或“显示设备”涵盖适于显示图像或数据的输出设备或用户接口。显示器可以输出视觉、音频和或触觉数据。显示器的范例包括但不限于：计算机监视器、电视屏幕、触摸屏、触觉电子显示器、盲文屏幕、阴极射线管(CRT)、存储管、双稳态显示器、电子纸、矢量显示器、平板显示器、真空荧光显示器(VF)、发光二极管(LED)显示器、电致发光显示器(ELD)、等离子体显示面板(PDP)、液晶显示器(LCD)、有机发光二极管显示器(OLED)、投影仪和头戴式显示器。
医学图像数据在本文中被定义为使用医学成像扫描器采集的二维或三维数据。医学成像扫描器在本文中被定义为适于采集关于患者的物理结构的信息，并构建二维或三维医学图像数据的集的装置。医学图像数据能够被用于构建对医师的诊断有用的可视化。该可视化能够使用计算机来执行。
磁共振(MR)数据在本文中被定义为由磁共振装置的天线在磁共振成像扫描期间对由原子自旋发出的射频信号所记录的测量结果。磁共振数据为医学图像数据的范例。磁共振成像(MRI)图像在本文中被定义为是对所述磁共振成像数据内包含的解剖数据的重建的二维或三维可视化。该可视化能够使用计算机来执行。
核医学成像数据为医学图像数据的另一范例。本文中使用的核医学成像数据涵盖由核医学成像系统记录的数据。核医学成像数据可以被重建成图像。本文中使用的核医学成像系统涵盖能通过探测放射性同位素的核衰变来确定放射性同位素在对象内的空间相关性浓度的医学成像系统。
在一个方面中，本发明提供一种医学装置，包括用于从成像区采集磁共振数据的磁共振成像系统。所述医学装置还包括用于控制所述医学装置的处理器。医学装置还包括存储机器可执行指令的存储器。所述指令的运行令所述处理器使用指定大于400μs的回波时间的脉冲序列采集所述磁共振数据。本文中使用的脉冲序列为由所述磁共振成像系统以特定序列执行以采集所述磁共振数据的命令的序列。所述回波时间通常在本领域被缩写为TE。所述回波实质上是在对所述磁共振数据的所述采集期间从所述对象接收到的射频信号。
所述指令的运行还令所述处理器使用所述磁共振数据来重建磁共振图像。所述指令的运行还令所述处理器通过使所述磁共振图像阈值化生成阈值化图像，以在所述磁共振图像中强调骨结构并抑制组织结构。所述指令的运行还令所述处理器通过对所述阈值化图像应用背景去除算法来生成骨增强图像。指定大于400μs的回波时间的脉冲序列的使用具有以下效果：骨结构不生成在所述回波期间被接收到的磁共振图像信号。骨结构然后将表现为如同在成像期间组织不存在或在所述对象以外一样。阈值化所述图像选择出不具有从它们而来的大的MR信号的那些区。这然后将包括骨组织以及还有在所述对象以外的空气或区域。背景去除算法可以然后被用于去除例如明显在所述对象以外的区。该实施例可以具有提供一种容易且快速的识别骨组织的可能位置的方式的益处。
在一个实施例中，所述脉冲序列为T1加权脉冲序列。
在另一实施例中，所述脉冲序列为T1加权Dixon脉冲序列。所述磁共振图像为所谓的同相图像。这将水和脂肪组织两者示为彼此同相。所述指令的运行还令所述处理器根据所述磁共振数据重建脂肪图像和水图像。然后有三个图像，脂肪图像、水图像和同相图像。这些对Dixon脉冲序列而言是典型的。所述指令的运行还令所述处理器使用所述脂肪图像、所述水图像和所述骨增强图像来生成组织分类图。Dixon方法对于分出脂肪和水图像是有用的。当与骨增强图像组合时，能够创建有效标出大多数水、脂肪或骨组织的图。
在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器通过将所述组织分类图投影到选定二维平面上生成组织图数字重建射线造影(DRR)图像。关于骨、脂肪和水组织的位置的信息是三维已知的。然而，医师习惯于看X射线类型的图像。在该实施例中，所述三维数据被投影到二维平面上，以使对医师或其他健康照护专业人员而言更容易解释。在该实施例的变型中，直接视觉射线造影图像能被存储在存储器中和/或被显示在显示器上。
在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器使用所述组织分类图生成电子密度图。这例如可以对辐射治疗规划有用。
在另一实施例中，所述医学装置还包括放疗模拟系统。所述指令的运行还令所述处理器接收治疗参数。所述治疗参数例如可以为由医师或其他健康照护专业人员形成的处置计划或指令，以指定要利用放疗处置的对象的一部分。所述指令的运行还令所述处理器使用利用所述治疗参数和所述电子密度图的放疗模拟来生成放疗处置计划。该实施例可以是有益的，因为所述电子密度图是使用关于对象内的实际脂肪、水和骨组织的知识来创建的。这可能达到对所述电子密度图的更为准确的计算以及由此关于电离辐射的衰减将如何在所述对象内发生的更多的指示。这可能造成针对对象的更为准确的放疗处置计划。
在另一实施例中，所述医学装置还包括被集成到所述磁共振成像系统中的核医学成像系统。本文中使用的核医学成像系统为通过探测放射性核素的衰变来对对象的内部解剖结构进行成像的成像系统。所述指令的运行还令所述处理器使用所述组织分类图来生成描述由所述对象对伽马辐射的衰减的空间相关性组织衰减图。对组织的类型的指示能够被用于确定所述组织将如何衰减所述伽马辐射。所述指令的运行还令所述处理器使用所述核医学成像系统来采集核医学成像数据。所述指令的运行还令所述处理器使用所述核医学成像数据和所述空间相关性组织衰减图来重建核医学图像。通过所述磁共振成像确定的所述空间相关性组织衰减图被用于更准确地构建所述核医学图像。
在另一实施例中，所述核医学成像系统为正电子发射断层摄影系统。
在另一实施例中，所述核医学成像系统为单光子发射计算机断层摄影系统。
在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器在生成所述阈值化图像之前，对所述磁共振图像应用对比反转滤波。所述骨组织将仅生成噪声信号，并且因此将具有比例如水或脂肪组织低得多的信号。通过反转它，所述噪声变成更大的信号，并且所述水和或脂肪组织具有低的信号。通过然后使用消除在某个值以下的一切的阈值，从所述图像去除脂肪和水组织，仅留下噪声以及还有骨组织。
在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器使用解剖图集来对所述骨增强图像进行滤波以去除伪影。通过使用图像处理技术，解剖图集能够被配准到所述骨增强图像。其也可以被配准到未经处理的磁共振图像，由此创建也到所述骨增强图像的配准。一旦被配准到所述骨增强图像，所述解剖图集能够被用于识别区域是否可能为骨组织。这可以被用于更准确地在噪声与骨组织之间进行区分。
在另一实施例中，所述解剖图集为概率图集。通过此，概率图集具有每个特定体素是否为骨组织的概率。通过将所述概率图集配准到所述骨增强图像，同时在配准之后所述图集指示所述骨增强图像中的体素是或不是骨的概率，所述骨增强图像通过所述解剖图集而被滤波。所述指令的运行还令所述处理器通过在所述概率在所述预定概率以下时，将所述骨增强图像中的所述体素设置为指示不是骨组织的预定值，来对所述骨增强图像进行滤波。
在另一实施例中，所述解剖图集包括指示所述骨组织的位置的可变形模型。在该实施例中，所述可变形模型为表示对所述对象所预期的典型解剖结构的模型。所述模型然后被变形或拟合到实际的骨增强图像或所述磁共振图像。所述模型可以然后被用于直接检查某物可能是或不是骨组织。所述指令的运行还令所述处理器在所述体素在由所述可变形模型指定的所述骨组织的位置之外时，将所述骨增强图像中的体素设置为指示不是骨组织的预定值。
在另一实施例中，所述指令的运行还令所述处理器通过将所述骨增强图像投影到选定的二维平面上来生成骨增强数字重建射线造影图(DRR)图像。该实施例可以是有益的，因为所述三维骨增强图像被投影到平面上，这以在形式上类似于常规X射线所预期的来绘制所述数据。这可以便于由医师或其他健康照护提供者对所述数据的使用，以恰当地解释所述骨增强图像中的所述数据。所述DRR图像也能例如被存储在存储器中和/或被显示在显示器上。
在本发明的另一方面中，提供一种计算机程序产品，包括用于由控制所述医学装置的处理器运行的机器可执行指令。所述医学装置包括用于从成像区采集磁共振数据的磁共振成像系统。所述指令的运行还令所述处理器使用指定大于400μs的回波时间的脉冲序列来采集所述磁共振数据。所述指令的运行还令所述处理器使用所述磁共振数据来重建磁共振图像。所述指令的运行还令所述处理器通过使所述磁共振图像阈值化来生成阈值化图像，以在所述磁共振图像中强调骨结构并抑制组织结构。所述指令的运行还令所述处理器通过对所述阈值化图像应用背景去除算法来生成骨增强图像。
在本发明的另一方面中，提供一种医学装置，其包括用于控制所述医学装置的处理器。所述医学装置还包括用于存储机器可执行指令的存储器。所述指令的运行还令所述处理器接收指示特定组织类型的位置的医学图像。所述指令的运行还令所述处理器将所述医学图像配准到指示所述特定组织类型的所述位置的解剖图集。所述指令的运行还令所述处理器将所述医学图像中的体素设置为指示所述特定组织类型不存在的预定值。这在所述特定组织类型在所述位置以外时进行。
在另一实施例中，所述特定组织类型为骨组织。
在另一实施例中，所述医学装置还包括用于从成像区采集磁共振数据的磁共振成像系统。所述指令的运行还令所述处理器使用超声回波时间脉冲序列来采集所述磁共振数据。所述指令的运行还令所述处理器使用所述磁共振数据来重建所述医学图像。在该实施例中，MRI系统被用于使用专为探测骨或皮质骨组织而设计的脉冲序列来采集磁共振数据。所述医学图像由所述磁共振成像系统提供。然后使用所述解剖图集滤波可能包含骨组织的所述医学图像，以去除事实上不是骨组织的组织。
要理解，本发明的前述实施例中的一个或多个可以被组合，只要被组合的实施例互不排斥。
附图说明
下文中，将仅通过举例的方式并参考附图来描述本发明的优选的实施例，在附图中：
图1示出图示方法的流程图；
图2示出图示另外的方法的流程图；
图3图示医学仪器的范例；
图4图示医学仪器的另外的范例；
图5图示医学仪器的另外的范例；
图6示出用于从T1Dixon脉冲序列来生成骨增强图像和组织分类的工作流的范例；
图7示出如何仅使用磁共振成像来生成电子密度图和DRR的工作流；
图8示出图示另外的方法的流程图；
图9示出图示另外的方法的流程图；
图10图示医学仪器的另外的范例；
图11图示医学仪器的另外的范例；
图12示出基于磁共振的电子密度图的DRR；
图13示出使用与图12相同数据的DRR，除了已执行了使用解剖滤波器的伪影探测与消除以外；并且
图14图示电子密度图到概率图集的配准的方法。
附图标记列表
200 第一项
300 医学装置
302 磁共振成像系统
304 磁体
306 磁体的膛
308 成像区
310 磁场梯度线圈
312 磁场梯度线圈电源
314 射频线圈
316 收发器
318 对象
320 对象支撑体
326 计算机系统
328 硬件接口
330 处理器
332 用户接口
334 计算机存储装置
336 计算机存储器
340 脉冲序列
340’T1 加权Dixon脉冲序列
340” 超短回波时间脉冲序列
342 磁共振数据
344 磁共振图像
344’ 同相图像
346 阈值化图像
348 骨增强图像
350 控制模块
352 图像重建模块
354 图像处理模块
356 背景去除模块
400 医学装置
402 脂肪图像
404 水图像
406 组织分类图
408 DDR图像
410 解剖图集图像滤波器模块
500 医学装置
502 核医学成像探测器
504 核医学成像电子设备
506 放射性同位素
508 伽马射线
510 空间相关性组织衰减图
512 核医学成像数据
514 核医学图像
516 组织衰减图生成模块
600 同相图像
602 对同相图像的预处理
604 阈值化
606 背景去除
608 DDR骨图像
610 脂肪图像
612 水图像
614 组织分类图
616 DDR组织分类图
700 MR图像采集
702 回波1
704 回波2
706 Dixon重建
708 同相图像
710 水图像
712 脂肪图像
714 组织分类与电子体密度分配
716 骨增强图像
718 骨概率图集
720 ED密度图
722 滤波
724 经滤波的骨增强图像
726 经滤波的ED图
1000 医学装置
1002 医学图像
1004 经滤波的医学图像
1006 基于解剖图集的滤波器模块
1100 医学装置
1102 经滤波的图像
具体实施方式
在这些附图中，相似的附图标记是等价的元件或执行相同的功能。在功能等价时，在较后的附图中将不必讨论之前已经讨论过的元件。
图1示出图示方法的流程图。在步骤100中，使用磁共振成像系统利用指定大于400μs的回波序列的脉冲序列来采集磁共振数据。接下来在步骤102中，使用磁共振数据重建磁共振图像。然后在步骤104中，通过阈值化磁共振图像来生成阈值化图像，以在磁共振图像中强调骨结构并抑制组织结构。在阈值化图像之前，也可以执行诸如反转图像的其他预处理步骤。最终在步骤106中，通过对阈值化图像应用背景去除算法来生成骨增强图像。例如，背景去除算法能去除图像中明显为噪声或不是骨组织的部分。例如在对象以外的区域也将生成类似于来自骨的信号的噪声。
图2示出图示方法的另一范例的流程图。步骤200与步骤100相同。接下来的步骤202也与图1中的步骤102相同。步骤204与图1中的步骤104相同，并且步骤206与图1中的步骤106相同。磁共振图像为T1加权图像，其为所谓的同相图像。其示出水和脂肪信号两者。接下来的步骤为步骤208，并且该步骤为从磁共振数据重建脂肪图像和水图像。被用于采集磁共振数据的脉冲序列为T1加权Dixon脉冲序列。最终在步骤210中，使用脂肪图像、水图像和骨增强图像来生成组织分类图。
图3示出医学装置300的范例。医学装置300包括磁共振成像系统302。磁共振成像系统302包括磁体304。磁体304为超导圆柱型磁体304，其具有通过其的膛306。不同类型的磁体的使用也是可能的，例如也有可能使用分裂式圆柱形磁体和所谓的开放式磁体两者。分裂式圆柱形磁体类似于标准圆柱形磁体，除了低温恒温器被分裂成两个部分，以允许对磁体的等平面的访问，这样的磁体例如可以与带电粒子束治疗联合使用。开放式磁体具有两个磁体段，一个在另一个之上它们之间具有一足以容纳对象的空间：类似于亥姆霍兹线圈的两个部分区域的布置。开放式磁体是流行的，因为对象较少受约束。在圆柱形磁体的低温恒温器里面有超导线圈的集合。在圆柱形磁体304的膛306里面有成像区308，其中的磁场强且均匀，足以执行磁共振成像。
在磁体的膛306内也有一组磁场梯度线圈310，其被用于对磁共振数据的采集，以在磁体304的成像区308内对磁自旋进行空间编码。磁场梯度线圈310连接到磁场梯度线圈电源312。磁场梯度线圈310旨在是代表性的。通常，磁场梯度线圈310包含三组独立的线圈，用于在三个正交的空间方向上进行空间编码。磁场梯度电源向磁场梯度线圈供应电流。被供应到磁场梯度线圈310的电流被控制为时间的函数，并且可以是斜变的或脉冲的。
邻近成像区308的是射频线圈314，其用于操纵成像区308内的磁自旋的取向，以及用于接收来自也在成像区308内的自旋的射频发射。射频天线可以包含多个线圈元件。射频天线也可以被称作通道或天线。射频线圈314被连接到射频收发器316。射频线圈314和射频收发器316可以被分开的发射和接收线圈以及分开的发射器和接收器代替。应理解，射频线圈314和射频收发器316为代表性的。射频线圈314旨在也表示专用发射天线和专用接收天线。类似地，收发器316可以也表示分开的发射器和接收器。
磁场梯度线圈电源312和收发器316被连接到计算机系统326的硬件接口328。计算机系统326还包括处理器330。处理器330被连接到硬件接口428、用户接口432、计算机存储装置334以及计算机存储器336。
计算机存储装置334被示为包含脉冲序列340。脉冲序列指定大于400μs的回波时间。计算机存储装置334还示出已使用脉冲序列340采集到的磁共振数据342。计算机存储装置334还示出已从磁共振数据342重建的磁共振图像344。计算机存储装置334还示出已通过阈值化磁共振图像344以及可能地在阈值化之前执行其他图像处理任务而从磁共振图像344生成的阈值化图像346。计算机存储装置334被示为还包含从阈值化图像346产生的骨增强图像348。
计算机存储器336被示为包含控制模块。控制模块包含使得处理器330能够控制医学装置300的操作的计算机可执行代码。控制模块350例如使得处理器330能够经由硬件接口328来控制磁共振成像系统302以采集磁共振数据342。计算机存储器还被示为包含图像重建模块352。图像重建模块352能够从磁共振数据342重建磁共振图像344。计算机存储器336还被示为包含图像处理模块354。图像处理模块354使得处理器330能够执行基本的图像处理技术，例如反转图像、对图像取阈值、以及还有将各种类型的图像数据组合在一起。计算机存储器336还被示为包含背景去除模块356。这是定制计算机代码，其使得处理器330能够处理阈值化图像346以产生骨增强图像348。
图4示出与图3中示出的类似的医学装置400。在图4中所示的范例中，脉冲序列340’为T1加权Dixon脉冲序列而非指定大于400μs的回波时间的脉冲序列。磁共振图像344’为所谓的同相图像，不同于图3中所示的简单的磁共振图像相反。图像重建模块352被用于处理磁共振数据342以也从磁共振数据生成脂肪图像402和水图像404。计算机存储器334也被示为包含组织分类图406，其是通过组合脂肪图像402、水图像404和骨增强图像348来构建的。计算机存储装置334也示出DDR图像的范例。这例如为组织分类图406或骨增强图像348的2D投影。DDR图像408可以被显示在用户接口332上。计算机存储器被示为还包含解剖图集图像滤波器模块410。解剖图集图像滤波器模块在该范例中结合图像处理技术使用解剖图集，以从骨增强图像348去除不真的是骨的骨。
图5示出医学装置500的另外的范例。图5中所示的医学装置类似于图4中所示的，除了已增加有核医学成像探测器502和电子设备504以外。电子设备被连接到硬件接口328。探测器502和电子设备504旨在是代表性的并且例如可以为正电子发射断层摄影系统或SPECT系统。探测器502例如可以为带有准直器的一圈闪烁体，并且其具有光纤或其他管道用于将由闪烁体生成的光带到电子设备504。计算机存储装置334被示为额外地包含使用组织分类图406计算的空间相关性组织衰减图510。计算机存储器336包含被用于该目的的组织衰减图生成模块516。
计算机存储器334还被示为包含从核医学成像电子设备504采集到的核医学成像数据512。例如当对象318内的放射性核素506衰变时，可以发出光子或伽马辐射508，并且该光子或伽马辐射可以被探测器502探测到。计算机存储装置334还被示为包含由图像重建模块352使用核医学成像数据512和空间相关性组织衰减图重建的核医学图像514。
常规的密度图通常是从计算机断层摄影(CT)扫描得到的，CT扫描使对象暴露于大量电离辐射。另一方面，基于磁共振成像(MRI)的新兴应用，例如辐射治疗规划(RTP)以及混合型PET/MR系统，受益于对软组织对比的优异显示。然而，迄今MRI尚未被用于单独的辐射治疗模拟，这是因为这会需要对皮质骨的分割。常规的MRI序列由于快速T2衰变而不能容易地探测皮质骨。
医学仪器的范例可以基于T1加权Dixon采集与重建流程而提供一种用于组织分类和皮质骨成像的新途径。随后这些图像能够被用于生成密度图，并以数字方式重建射线造影图(DRR)。
基于磁共振成像(MRI)的新兴应用，例如辐射治疗规划(RTP)和混合型PET/MR系统，受益于对软组织对比的优异显示以及对肿瘤和关键器官的描绘。然而，迄今MRI尚未被用于单独的辐射治疗模拟，这是因为这会需要对电子密度(ED)图的生成以及对皮质骨的分割(用于对以数字方式重建的射线造影图(DRR)的重建)，以执行2D患者匹配。已表明，MR图像中电子密度信息的固有缺乏可能通过在Dixon MR技术以及随后的大电子密度分配的基础上的组织分类而得以克服。
常规的密度图常常是从计算机断层摄影(CT)扫描得到的，CT扫描使对象暴露于大量电离辐射。为了使单次测量期间的电离辐射的剂量最小化，CT同民的密度图常常为单次发射螺旋CT扫描，其可能遭受呼吸运动的影响并且可能得到模糊的图像，或是仅反映呼吸周期中的某个点的图像。这可能导致所测量的PET发射分布中的错配，造成重建的PET图像中的图像伪影。
针对RTP，在三维中可视化某个解剖结构已变为必须，这使得有可能符合目标体积周围的剂量，以对肿瘤辐照尽可能高的剂量，同时保全正常组织。单独从CT图像，这可能由于减小的软组织对比而难以实现，软组织对比常常需要诸如MRI或PET的其他成像模态，然而，当这些图像被共配准到CT以维持几何准确性时可能出现问题。
常规的MRI序列由于快的T2衰变而不能可靠地探测皮质骨。利用在膝部以及在头部的3D超短回波时间成像(UTE)获得了满意的结果。然而，在身体的其他区域中(例如在骨盆中)的UTE骨成像由于显著更大的视场(FOV)而有更高的要求。此外，利用UTE途径采集到的图像可能呈现额外的伪影，这可能来自于皮肤的超短T2分量的残余信号，但也可能来自于与涡流相关的轨迹误差。
医学装置的范例可以提供一种新的装置，其使用T1加权的Dixon采集(或其他MR采集技术)和重建工作流，用于组织分类和皮质骨成像。随后，这些图像能够被用于生成(电子)密度图，用于对衰减的计算以及用于生成DRR。
在医学装置的范例中，数据采集可以利用临床MRI系统共来实现，该临床MRI系统使用体线圈用于发射，以及例如12元件相控阵列后线圈和16元件相控阵列前线圈用于信号接收。采用T1增强3D笛卡尔快速场回波采集，采集具有在TE1＝1.1ms处接近异相的和在TE2＝2.1ms处接近同相的磁化的两个信号回波。其他成像参数能够为例如重复时间TR＝3.3ms，翻转角α＝10°，体素大小1.7×1.7×2.5mm3，FOV 300×400×350mm3。
图6示出用于根据T1Dixon脉冲序列来生成骨增强图像和组织分类的工作流的范例。在T1Dixon序列中，重建示出水与脂肪的组合的同相图像，以及水图像和脂肪图像。该方法开始示出同相图像600的范例。接下来在步骤602中，执行对同相图像的任选的预处理。例如执行对比反转。对比反转使所有可能为空气泡、来自对象以外的区的噪声以及还有骨组织的暗区会变得非常亮，而不是暗。接下来在步骤604中，执行对图像的阈值化。这有效地从图像消除了所有的脂肪和水组织。接下来在步骤608中，执行背景去除。例如，在对象的外周存在有由于其在对象以外而明显不是骨组织的区域。可以使用合适的算法容易地去除该区域。骨增强图像606实质上为三维空间图像，尤其是在涉及到多于一个切片时。该图像可以被投影到二维平面上，以产生例如DRR骨增强图像。在图像608中示出了一范例。也可以将骨增强图像608与水图像612和脂肪图像610组合以生成组织分类或密度图614。组织分类图614也可以被投影到二维平面上以生成DRR密度图616。
用于组织分类和骨增强的重建工作流(图6)：
0、对所采集的同相图像(TE2)的任选的预处理，例如图像平滑化、对比反转等。
1、通过以使得骨结构可见并且周围组织被抑制的方式调节和阈值化噪声水平，从原始或从经预处理的同相图像生成蒙板。
2、去除背景信号，例如通过采用区域生长算法。这得到纯的骨增强图像。
3、从对接近同相(TE2)和异相图像(TE1)的常规Dixon重建得到水和脂肪部分。
4、能够通过利用软组织(水)、脂肪组织(脂肪)和骨的已知衰减值编码经分类的体素并将它们组合到一个图像中来生成密度图。
5、能够从骨增强图像以及从密度图两者重建DRR。
如上所示，骨增强图像和组织分类可以允许生成密度图，该密度图能够被用于对光子(6-15MeV)或电子(4-20MeV)能量的衰减的计算，并且主要被应用于辐射治疗中。然而，密度图也能够被用于对511KeV的衰减的计算，其能够被应用于在PET/MR系统中的衰减校正。
图7示出如何单独基于磁共振成像来生成电子密度图并以数字方式重建射线造影图的工作流。首先在步骤700中，使用Dixon方法执行磁共振图像采集。这分别从第一和第二回波得到图像702和704。接下来执行Dixon重建706。这得到同相图像708、水图像710和脂肪图像712。接下来在步骤714中，使用这三个图像执行组织分类和电子体密度分配。例如，可以如前所述地生成骨增强图像716，并且也可以生成电子密度图720。718表示骨概率图集。722表示使用骨概率图集来对图像716和720进行滤波的步骤。这得到经滤波的骨增强图像724和经滤波的电子密度图726。图像724和726能够然后被投影到二维平面以构建DRR图像。
图8示出图示一方法的流程图。在步骤800中，接收医学图像，其指示特定组织类型的位置。接下来在步骤802中，将医学图像配准到指示该特定组织类型的位置的解剖图集。例如，解剖图集可以为可变形模型或者其也可以指示特定体素或像素包含特定组织类型的概率。最后在步骤804中，当体素在如由解剖图集指示的特定组织类型的位置以外时，将医学图像中的体素设置为指示特定组织类型不存在的预定值。
在图8中所示的方法中，“特定组织类型”例如可以用词语“骨组织”代替。
图9示出图示另外的方法的流程图。首先在步骤900中，使用超短回波时间脉冲序列采集骨磁共振数据。超短回波时间脉冲序列例如可以为具有小于400μs的回波时间的脉冲序列。超短回波时间脉冲序列对于对骨组织成像有用。
接下来在步骤902中，使用超短回波时间脉冲序列来重建医学图像。医学图像实质上为对象中的骨组织的磁共振图像。接下来在步骤904中，由处理器接收医学图像。医学图像指示骨组织的位置。接下来在步骤904中，将医学图像配准到指示骨组织的位置的解剖图集。然后最后在步骤908中，如果该体素指示骨组织但解剖图集指示体素不包含骨组织或可能不包含骨组织时，将医学图像中的体素设置为预定值。
图10示出医学装置1000的范例。图10中所示的医学装置1000包括与图3中的计算机326类似的计算机326。计算机存储装置334被示为包含医学图像。医学图像指示特定组织类型的位置。计算机存储装置334还示出滤波医学图像1004。计算机存储器336包含基于解剖图集的滤波器模块1006，其被用于从医学图像1002生成经滤波的医学图像1004。模块1006将医学图像配准到指示特定组织类型的位置的解剖图集。然后将医学图像中的体素设置为指示特定组织类型的不存在的预定值。可以针对医学图像内的许多体素重复该流程，以实质上对整个图像进行滤波。
图11示出了医学仪器1100的范例。图11中所示的医学仪器与图4中示出的类似。差异在于脉冲序列340”为超短回波时间脉冲序列。使用脉冲序列340”采集磁共振数据342，并且从磁共振数据342重建的磁共振图像344示出骨组织的位置。解剖图集图像滤波器模块410仍存在与计算机存储器336中。模块410然后被用于对磁共振图像344进行滤波以生成经滤波的图像1102。图4的阈值化图像346和骨增强图像348在图11中所示的实施例中不存在。
从磁共振(MR)图像对与电子密度相关的图的生成是大受关注的话题，例如用于针对集成式PET/MR扫描器系统的PET衰减校正，或者用于对辐射治疗的模拟，其是辐射治疗规划过程中的一个步骤。该过程中的关键问题源于以下事实：一般在物质的电子密度与其在MR中的成像性质之间没有清楚的相关性，例如空气和骨(即具有非常不同的电子密度的物质)通常在MR图像中示为具有非常低的强度。在学术界追求的用于缓解该问题的一种途径是使用超短回波时间成像(UTE)——一种已知从骨区产生某种信号强度的技术。该途径已知针对头部合理地运行良好；然而尤其在腹部身体区域其仍产生显著伪影。
公开了一种用于减少那些伪影的方法的范例。MR图像强度到电子密度的基于强度的映射由于部分体积效应以及由于物质(例如肠道内容物)的物理性质，而产生了相当大量的被错误分配骨电子密度值的体素；参见左下图。那些“伪真”体素能够通过的图像处理方法而被消除，所述图像处理方法目前出于辐射治疗规划的目的被用于对CT图像的自动结构分割。一种这样的方法是骨结构的概率图像到(反转的)MR图像的适配；可以消除掉在其中从图集估计的各自概率在某个阈值以外的所有可能的骨体素，大大改善分类，如图13中所示。
该方法不限于UTE图像；其他MR成像技术(例如Dixon图像)面临相同的问题。该方法也可以被应用于这些其他成像技术。
根据磁共振(MR)图像生成与电子密度有关的图是各个领域中大受关注的话题。例如针对在集成式PET/MR扫描器系统上的PET重建内的衰减校正，拥有扫描器中的目标在511KeV处的光子衰减的图是重要的，该图需要从各自的MR图像导出。作为另一个范例，用于对辐射治疗的模拟——其为辐射治疗规划过程中的一个步骤，如果CT扫描(其在当前被用于模拟)能被MR扫描代替，其在一些情况中也将是高度有益的。在该情境中，必须估计物质在1-10MeV范围的X射线衰减和散射性质，其也与电子密度相关。
根据MR图像对体电子密度的估计中的关键问题源自于以下事实，即一般在物质的电子密度与其在MR中的成像性质之间没有清楚的相关性。例如，空气和骨两者(即具有非常不同的电子密度的物质)通常在MR图像中呈现为具有非常低的强度。文献中描述了使用某些分割技术以在空气与骨之间进行区分的若干种途径；然而，这些途径中的大多数都是仅针对头部进行描述的。
学术界追求的用于缓解该问题的一种途径是使用超短回波时间成像(UTE)，一种已知从骨区产生特定信号强度的技术。与另一MR成像序列(例如T2w)相组合，这在理论上允许仅基于局部图像强度在空气与骨体素之间进行区分，而不需要额外的分割或分类算法。该途径已知针对头部合理地工作良好；然而尤其在腹部身体区域其仍产生大量伪影。那些伪影的物理原因在于，身体内存在有具有非常类似于骨的T1衰变行为的其他物质(肠道内容物)；由于这两种类型的物质(肠道内容物和皮质骨)都没有给出利用其他已知的成像方法可用的MR信号，因此它们是通过UTE与其他MR成像方法的任意组合仅单独基于强度不可区分的。
图12示出了使用基于逐个体素的强度的映射，对基于磁共振的电子密度图的数字重建射线造影或DRR。能够注意到，在脊柱周围的区中存在有若干浅色区并且也在肠的区域中可以指示空气在对象内的存在。
图13示出被用于生成数字重建射线造影的相同数据，除了已使用解剖滤波执行了伪影探测与消除。可见，图13中的DRR图像示出比图12中所示的少得多的伪影。
公开了用于减少那些伪影的医学仪器的范例。仅基于个体强度值的MR图像强度到电子密度值的映射产生了由于物质(例如肠道内容物)的物理性质而被错误分配的骨电子密度值的大量体素；参见图12。那些“伪真”体素能够通过当前出于辐射治疗规划的目的被用于对CT图像的自动结构分割的图像处理方法来消除。一种这样的方法为骨结构的概率图集对(经转化的)MR图像的适配；能够消除在其中从图集估计的各自概率在某个阈值以下的所有可能的骨体素，大大改善了分类，如图13中所示。
注意利用该方法，从CT学习的器官概率(即体素属于特定解剖器官的概率)能够被转到另一种模态，条件是存在可用的配准算法。在从UTEMR图像对电子密度图的创建的范例中的配准能够甚至以各种方式来完成，通过使用单模态配准对基于CT的图集到MR图像上的直接配准，或者(如所描述的)通过首先将MR图像的体素映射到CT状强度尺度上并然后使用单模态配准，假设伪影不妨碍配准正常工作。
在本发明的典型实施例中，将利用UTE图像与患者的常规(例如T2加权)图像开始。基于那两种图像，将CT强度值(“亨氏”值)分配到个体体素。这是在逐个体素的基础上完成的，即如果UTE和常规MR图像两者均显示低强度，则体素被分配“空气”值；如果UTE图像显示某个显著值，其中常规MR图像显示非常低的强度，则体素被分配“骨”CT值，并且如果两个图像均显示显著的强度，则体素被分配“软组织”CT值。这构成了“伪CT图像”，即利用CT状强度分布的映射图像。然而缺点在于，该映射常常遭受严重的伪影，即一般由于部分体积效应以及由于图像物质的物理性质而有大量的体素被错误分类(例如肠道内容物具有与骨相同的弛豫性质，因此在该方案中，将导致在肠道区中显著伪影)。
然而，针对这些“伪CT图像”，针对CT图像形成的图像处理技术是适用的。尤其地，能够应用概率分割方法，其是作为在辐射治疗规划中对CT图像的图像分割的预处理步骤而形成的。该方法基本上将包含器官概率的图像配准到特定的数据集上，因此将那些器官概率映射到数据集上。如果该技术(其中图集指代骨概率)被应用于“伪CT图像”，则得到的“骨概率”能够被用于识别并随后消除伪影，例如通过应用某种概率阈值(例如，如果体素被分类为骨，但根据所映射的图集具有在某个阈值，例如0.02以下的骨概率，则将其认为是伪影并将其分配为“软组织”CT值)。
然而应指出，该方法不限于UTE图像。例如，逐个体素的映射方案也能被应用于Dixon或mDixon MR图像，其中分别基于水和脂肪图像的强度分类软组织；骨和空气一般是通过该方法不可区分的，从而再一次大量体素被错误分类。通过应用概率分割技术，能够大幅减少被错误分类的体素的数目。
概率分割是能够被用于伪影减少目的的一种特定技术；将先验指示(通常被表达为模型)推演到经分类的体素的图像上的其他方法也适用于该目的。然而，该方法局限于具有在不同分隔空间之间清楚且可见的区别的身体区域，这是因为否则的话模型到数据集上的配准将不够准确，或者模型自身可能不够轮廓清晰(即可能存在大量针对空气和骨两者都具有相对高概率的体素，使得基于那些概率的分配容易出错)。因此，该方法可能在例如头部图像(其中骨和空气区域紧贴)上不起作用。
图14图示电子密度图到概率图集的配准的方法。首先在步骤1400中，从来源于磁共振图像的电子密度图生成组织图。例如它们将包括伪影。接下来在步骤1402中选择组织样本。这些通过点来指示。接下来在步骤1404中优化相似变换。这可以包括旋转、各向同性缩放和平移。相似变化是通过评价再次被示为点的图样本点，从图像库到图集库的。最后在步骤1406中，将CT导出的真实骨滤波图像映射回到图像库，以提取可能的骨并生成校正的电子密度图。
尽管已经在附图和前面的描述中详细说明和描述了本发明，但是这样的说明和描述应被认为是说明性或示范性的，而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。
本领域技术人员通过研究附图、说明书和权利要求书，在实践要求保护的本发明时能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以实现在权利要求中记载的若干项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。计算机程序可以被存储/被分布在与其他硬件一起提供或作为其他硬件的部分提供的诸如光学存储介质或者固态介质的适当的介质上，但是计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由互联网或者其他无线或有线电信系统。权利要求中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。

Claims (10)

1.一种医学装置(300、400、500)，包括：
磁共振成像系统(302)，其用于从成像区(308)采集磁共振数据(342)；
处理器(330)，其用于控制所述医学装置；
存储器(336)，其存储机器可执行指令(350、352、354、356)，其中，所述指令的运行令所述处理器：
使用脉冲序列(340)来采集(100、200)所述磁共振数据，所述脉冲序列(340)指定大于400μs的回波时间；
使用所述磁共振数据来重建(102、202)磁共振图像；
通过使所述磁共振图像阈值化来生成(104、204)阈值化图像(346)，以在所述磁共振图像中强调骨结构并且抑制组织结构；
通过对所述阈值化图像应用背景去除算法来生成(106、206)骨增强图像；
将概率图集配准到所述骨增强图像，其中，在配准之后，所述图集指示所述骨增强图像中的体素为骨的概率；
如果所述概率在预定概率以下，则将所述骨增强图像中的所述体素设置为指示不是骨组织的预定值。
2.如权利要求1所述的医学装置，其中，所述脉冲序列为T1加权Dixon脉冲序列(340’)，其中，所述磁共振图像为同相图像(600)，其中，所述指令的运行还令所述处理器：
根据所述磁共振数据来重建(208)脂肪图像(402、610)和水图像(404、612)；并且
使用所述脂肪图像、所述水图像和所述骨增强图像来生成(210)组织分类图(614)。
3.如权利要求2所述的医学装置，其中，所述指令的运行还令所述处理器通过将所述组织分类图投影到选择的二维平面上来生成组织数字重建射线造影图像(616)。
4.如权利要求2或3所述的医学装置，其中，所述指令的运行还令所述处理器使用所述组织分类图来生成电子密度图。
5.如权利要求4所述的医学装置，其中，所述医学装置还包括放疗模拟系统，其中，所述指令的运行还令所述处理器：
接收治疗参数；并且
使用放疗模拟系统利用所述治疗参数和所述电子密度图来生成放疗处置计划。
6.如权利要求2或3所述的医学装置，其中，所述医学装置还包括核医学成像系统(502、504)，所述核医学成像系统被集成到所述磁共振成像系统中，其中，所述指令的运行令所述处理器：
使用所述组织分类图来生成描述对象(318)对伽马辐射的衰减的空间相关性组织衰减图(510)；
使用所述核医学成像系统来采集核医学成像数据(512)；并且
使用所述核医学成像数据和所述空间相关性组织衰减图来重建核医学图像(514)。
7.如权利要求6所述的医学装置，其中，所述核医学成像系统为正电子发射断层摄影系统或单光子发射计算机断层摄影系统。
8.如权利要求1至3中的任一项所述的医学装置，其中，所述指令的运行令所述处理器在生成所述阈值化图像之前对所述磁共振图像应用(602)对比反转滤波。
9.如权利要求1至3中的任一项所述的医学装置，其中，所述指令的运行还令所述处理器通过将所述骨增强图像投影到选定的二维平面上来生成骨增强数字重建射线造影图(608)。
10.一种存储计算机程序的计算机可读介质，所述计算机程序包括用于由控制医学装置(300、400、500)的处理器(330)运行的机器可执行指令(350、352、354、356)，其中，所述医学装置包括磁共振成像系统(302)，所述磁共振成像系统用于从成像区(308)采集磁共振数据(342)，其中，所述指令的运行令所述处理器：
使用脉冲序列(340)来采集(100、200)所述磁共振数据，所述脉冲序列(340)指定大于400μs的回波时间；
使用所述磁共振数据来重建(102、202)磁共振图像(342)；
通过使所述磁共振图像阈值化来生成(104、204)阈值化图像(346)，以在所述磁共振图像中强调骨结构并且抑制组织结构；
通过对所述阈值化图像应用背景去除算法来生成(106、206)骨增强图像；
将概率图集配准到所述骨增强图像，其中，在配准之后所述图集指示所述骨增强图像中的体素为骨的概率；
如果所述概率在预定概率以下，则将所述骨增强图像中的所述体素设置为指示不是骨组织的预定值。
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