ES2692163T3 - Método para generar imagen corregida en absorción pet a partir de imagen de rm y programa informático - Google Patents

Método para generar imagen corregida en absorción pet a partir de imagen de rm y programa informático Download PDF

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Abstract

Método para generar una imagen para la corrección de la atenuación en tomografía por emisión de positrones, PET, a partir de una imagen de resonancia magnética, RM, que comprende: la segmentación de una imagen de RM tomada mediante imagen por RM, IRM, en regiones de acuerdo con valores de píxel y la determinación de un valor de corrección de la atenuación de la radiación en cada región, caracterizado por determinar para cada región a partir de los valores de píxel de la imagen de RM si se trata de una en la que un coeficiente de atenuación de la radiación se considera que es uniforme, determinar un valor de corrección de la atenuación de la radiación en cada región en la que se considera que el coeficiente de atenuación de la radiación es uniforme tomando como referencia una tabla existente de valores de corrección de la atenuación de la radiación, y determinar un valor de corrección de la atenuación de la radiación en cada región en la que se considera que el coeficiente de atenuación de la radiación no es uniforme, incluyendo la región diversos tejidos con distintos coeficientes de atenuación de la radiación, haciendo referencia a valores de atenuación de una imagen estándar.

Description

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DESCRIPCION
Metodo para generar imagen corregida en absorcion pet a partir de imagen de rm y programa informatico CAMPO TECNICO
[0001] La presente invencion se refiere a un metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM y a un programa informatico y, mas en particular, a un metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM mediante el que puede generarse una imagen de alta precision para la correccion de la atenuacion en PET cuando se genera una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM, asf como a un programa informatico para ejecutar dicho metodo. Un metodo de acuerdo con el preambulo de la reivindicacion 1 se da a conocer en M. Hofmann et al. "MRI-Based Attenuation Correction for Whole-Body PET/MRI: Quantitative Evaluation of Segmentation-and Atlas-Based Methods", The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 52, n.° 0, 01.09.2011, pp. 13921399.
ESTADO DE LA TECNICA
[0002] Los dispositivos de inspeccion capaces de hacer observaciones por dentro del cuerpo humano de manera mmimamente invasiva, tales como la TC (tomograffa computarizada) por rayos X y la IRM (imagen por resonancia magnetica) estan disponibles de manera amplia desde hace unos anos y contribuyen de manera considerable al diagnostico medico. Dichos aparatos proporcionan, principalmente, una imagen morfologica obtenida mediante la visualizacion de una estructura de tejido del ser vivo como una imagen tomografica o datos de volumen. Por el contrario, la imagen medica nuclear, representada por PET (tomograffa por emision de positrones) y SPECT (tomograffa computarizada por emision de un solo foton) es un dispositivo disenado para proporcionar una imagen funcional obtenida mediante la visualizacion cuantitativa de informacion fisiologica, tal como el consumo de glucosa, el flujo sangumeo local, el consumo de oxfgeno y la distribucion de receptores de neurotransmisor. Con el reciente aumento de enfermedades tales como el cancer, la demencia y las enfermedades arterioscleroticas, se estan llevando a cabo avances en la investigacion y aplicacion clmica. La tecnica PET tambien atrae la atencion como una tecnica poderosa para fomentar la investigacion en imagenes moleculares para visualizar el comportamiento de las biomoleculas.
[0003] La tecnica PET/TC, capaz de realizar de manera simultanea la formacion de imagenes por PET y TC por rayos X ha sido desarrollada recientemente y se ha extendido en el campo clmico. Esto ha posibilitado el diagnostico teniendo en cuenta tanto las funciones biologicas como el tejido corporal. Por ejemplo, en el diagnostico del cancer mediante PET, solo la porcion tumoral se genera con una intensidad alta. Por lo tanto, puede resultar diffcil determinar en que organo se encuentra el tumor. En consecuencia, la superposicion con TC por rayos X, que hace posible que se vea de manera excelente la forma de los organos, es util.
[0004] En lugar de la combinacion con TC por rayos X, PET/IRM para llevar a cabo el diagnostico en combinacion con IRM ha atrafdo recientemente la atencion. La tecnica IRM no solamente puede visualizar el interior del ser vivo con una resolucion espacial alta, sino que tambien presenta las caractensticas de que el contraste de tejido blando es mejor que con TC por rayos X y de que puede adquirirse una imagen funcional, tal como una imagen hemodinamica y una medicion de concentracion de producto metabolico mediante espectroscopia por resonancia magnetica. La tecnica PET/IRM presenta, ademas, una gran cantidad de ventajas, incluido que es posible evitar la exposicion a la radiacion, problema que se encuentra con la tecnica PET/TC. Por lo tanto, su implementacion es muy esperada (vease la literatura de no patente 1).
[0005] Un dispositivo de PET obtiene informacion a partir de radiaciones de aniquilacion emitidas por un farmaco radioactivo que alcanzan detectores. La reconstruccion de imagen PET utiliza los datos de deteccion de las radiaciones de aniquilacion emitidas en direcciones de 180°. Las radiaciones de aniquilacion se someten a la atenuacion cuando pasan a traves de diversos tejidos del cuerpo para alcanzar los detectores. Como resultado, el rendimiento cuantitativo se interrumpe en gran medida en porciones profundas del sujeto. Para obtener una distribucion del farmaco cuantitativa, ha de corregirse la atenuacion de las radiaciones de aniquilacion. Se crea una distribucion espacial del coeficiente de atenuacion de la radiacion (y-map) que se necesita para la correccion de la atenuacion en la reconstruccion de imagen PET tradicional de acuerdo con la medicion de transmision (denominada tomograffa de transmision) aparte de la adquisicion de datos de la PET. La tomograffa de transmision se lleva a cabo mediante la rotacion de una fuente de radiacion 12 alrededor del sujeto 10 y llevando a cabo la deteccion con un detector 14, tal y como se ilustra en la figura 1 (vease la literatura de patente 1 a 3). En el caso de PET/TC, la correccion de la atenuacion se lleva a cabo, normalmente, mediante la conversion de la imagen de TC por rayos X en un y-map sin la tomograffa de transmision anterior.
[0006] El IRM recopila las intensidades obtenidas de los protones (nucleos de hidrogeno) en los tejidos y, por lo tanto, no puede obtener directamente la tasa de atenuacion de la radiacion de los tejidos respectivos. Puesto que
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el concepto de diseno actual de PET/IRM no incluye una fuente de transmision similar a la de TC por rayos X, es necesario un metodo para generar un j-map como alternativa a la tomograffa de transmision.
[0007] Como metodo para generar un j-map mediante la utilizacion de una imagen de RM, hasta el momento se han propuesto un metodo de segmentacion (vease la literatura de no patente 2, 3 y 4) y un metodo de referencia de imagen estandar (vease la literatura de no patente 5 y 6). En el metodo de segmentacion, tal y como se ilustra en la figura 2, una imagen de RM m se segmenta en regiones; por ejemplo, una region de intensidad alta (tejido blando), una region de intensidad media (agua), y una region de intensidad baja (aire y hueso) tejido por tejido, y se sustituyen los valores j inherentes a los tejidos para generar un j-map. En el metodo de referencia de imagen estandar, tal y como se ilustra en la figura 3, una imagen estandar (imagen de RM estandar ms o j-map estandar Js) se transforma en la imagen de RM m del paciente mediante la utilizacion de transformacion afm, entre otros.
LISTA DE REFERNECIAS
LITERATURA DE PATENTE
[0008]
Literatura de patente 1: Solicitud de patente japonesa abierta a inspeccion publica n.° 2005-283421
Literatura de patente 2: Solicitud de patente japonesa abierta a inspeccion publica n.° 2006-284346
Literatura de patente 3: Solicitud de patente japonesa abierta a inspeccion publica n.° 2008-22930
Literatura de no patente
[0009]
Literatura de no patente 1: Bernd Pichler, Bernhard Scholkopf y Thomas Beyer Matthias Hofmann, "Towards quantitative PET/MRI: a review of MR-based attenuation correction techniques," EUROPEAN JOURNAL OF NUCLEAR MEDICINE AND MOLECULAR IMAGING, vol. 36 (suplemento 1), pp. 93-104, mar. de 2009. Literatura de no patente 2: E. Rota Kops, P. Qin, M. Mueller-Veggian y H. Herzog, "Attenuation Correction of PET Scanning Based on MRT-Images," Nucl. Sci. Symp. & Med. Imag. Conference, 241 2006.
Literatura de no patente 3: E. Rota Kops y H. Herzog, "Towards an MRI based attenuation correction for brain MR-PET," 2007 BrainPET Conference, mayo de 2007.
Literatura de no patente 4: H. Zaidi, M.-L. Montandon y D. O. Slosman, "Magnetic resonance imaging-guided attenuation and scatter corrections in three dimensional brain positron emission tomography," Med. Phys., vol. 30, pp. 937-948, 2003.
Literatura de no patente 5: Marie-Louise Montandon y Habib Zaidi, "Atlas-guided non-uniform attenuation correction in cerebral 3D PET imaging," Neuroimage, vol. 25, n.° 1, pp. 278-286, mar. de 2005.
Literatura de no patente 6: Marie-Louise Montandon y Habib Zaidi, "Quantitative analysis of template-based attenuation compensation in 3D brain PET," Computerized Medical Imaging and Graphics, vol. 31, pp. 28-38, ene. de 2007.
SUMARIO DE LA INVENCION
PROBLEMA QUE HA DE RESOLVER LA INVENCION
[0010] No obstante, tal y como se ilustra en la figura 2, el metodo de segmentacion anterior presenta el problema de que los tejidos que presentan valores j muy distintos (en el caso del ejemplo, hueso y aire) tienen, ambos, intensidad baja en la imagen de RM y, por lo tanto, son indistinguibles. La sangre, que tiene un valor j equivalente al del tejido blando, tambien puede ser indistinguible del aire y el hueso.
[0011] Por otro lado, el metodo de referencia de imagen estandar anterior presenta, tal y como se ilustra en la figura 3, el problema de no poder alojar diferencias individuales o una zona afectada, tal como una lesion que ocupa espacio (un cancer, absceso, etc.) y un defecto organico.
[0012] La presente invencion se ha concebido para solucionar los problemas tradicionales anteriores. Un objeto de la presente invencion consiste en generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET en la que los tejidos que tengan valores j muy distintos puedan distinguirse y que pueda alojar diferencias individuales y una zona afectada, tal como una lesion que ocupa espacio (un cancer, absceso, etc.) y un defecto organico.
MEDIOS PARA SOLUCIONAR EL PROBLEMA
[0013] La presente invencion soluciona los problemas anteriores mediante, cuando se genera una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM, la segmentacion de una imagen de RM tomada mediante IRM en regiones de acuerdo con valores de pixel, la determinacion de un valor de correccion de la atenuacion de la radiacion en una region en la que se considera que un coeficiente de atenuacion de la radiacion
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es uniforme tomando como referencia una tabla existente de valores de correccion de la atenuacion de la radiacion, y la determinacion de un valor de correccion de la atenuacion de la radiacion en una region que incluye diversos tejidos con distintos coeficientes de atenuacion de la radiacion haciendo referencia a una imagen estandar.
[0014] En el presente documento, la imagen estandar puede transformarse en una imagen de RM de un sujeto cuando se toma como referencia la imagen estandar.
[0015] La imagen estandar puede tomarse como referencia mediante la utilizacion de una imagen de tejido de la totalidad del cuerpo o de una imagen de diversos tejidos del tejido corporal.
[0016] La imagen estandar puede ser una imagen para la correccion de la atenuacion en PET, una imagen de TC o una imagen con tiempo de eco ultracorto. Tal y como se emplea en el presente documento, una imagen con tiempo de eco ultracorto se refiere a una imagen que puede generarse a partir de una imagen de IRM tomada con un tiempo de eco ultracorto (TE ultracorto) y en la que el hueso presenta un valor de intensidad alto.
[0017] La imagen de RM y la imagen estandar pueden ajustarse entre sf en lo que se refiere a la resolucion.
[0018] Al menos uno entre la tabla de valores de correccion de la atenuacion de la radiacion y la imagen estandar pueden modificarse de acuerdo con informacion personal sobre el sujeto (ADN, edad, sexo, altura, peso, lugar de nacimiento, lugar de residencia y/o historia clmica).
[0019] Los valores de correccion de la atenuacion de la radiacion del propio sujeto o la imagen para la correccion de la atenuacion en PET o la imagen de TC o la imagen con tiempo de eco ultracorto pueden utilizarse de forma repetida como al menos uno entre la tabla de valores de correccion de la atenuacion de la radiacion y la imagen estandar.
[0020] La presente invencion tambien da a conocer un programa informatico para hacer que un ordenador ejecute cualquiera de los metodos que se han descrito previamente.
EFECTO DE LA INVENCION
[0021] De acuerdo con la presente invencion, en una region en la que pueden distinguirse las diferencias en el valor de correccion de la atenuacion de la radiacion (tambien denominado valor p) tomando como referencia los valores de pixel de la imagen de RM, los valores p inherentes a los tejidos se sustituyen por medio del metodo de segmentacion. En una region en la que no pueda hacerse una distincion mediante la utilizacion de los valores de pixel de la imagen de RM (por ejemplo, una region de intensidad baja que incluye hueso y aire), los valores p se determinan tomando como referencia la imagen estandar por medio del metodo de referencia de imagen estandar. Por lo tanto, pueden asignarse valores p precisos a la region en la que no puede hacerse una distincion mediante la utilizacion de los valores de pixel de la imagen de RM, al tiempo que pueden alojarse diferencias individuales y una zona afectada, tal como una porcion de defecto en el cerebro.
BREVE DESCRIPCION DE LOS DIBUJOS
[0022]
La figura 1 es un diagrama que muestra un esquema de un metodo de transmision convencional.
La figura 2 es un diagrama que muestra un metodo de segmentacion convencional.
La figura 3 es un diagrama que muestra un metodo de referencia de imagen estandar convencional.
La figura 4 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un
primer modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 5 es un diagrama que muestra ejemplos de imagenes del primer modo de realizacion.
La figura 6 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un segundo modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 7 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un tercer modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 8 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un cuarto modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 9 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un quinto modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 10 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un sexto modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 11 es un diagrama que muestra ejemplos de j-maps en los que los modos de realizacion cuarto a sexto tienen en cuenta una diferencia de resolucion de manera comparativa.
La figura 12 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un septimo modo de realizacion de la presente invencion.
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La figura 13 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un octavo modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 14 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un noveno modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 15 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un decimo modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 16 es un diagrama que muestra como se clasifican las regiones en regiones de hueso y aire de acuerdo con el decimo modo de realizacion.
La figura 17 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento de procesamiento de acuerdo con un decimoprimer modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 18 es un diagrama que muestra resultados de procesamiento de pseudosinusitis mediante los metodos convencionales y el metodo de la presente invencion.
La figura 19 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento decimosegundo modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 20 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento decimotercer modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 21 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento decimocuarto modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 22 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento decimoquinto modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 23 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento decimosexto modo de realizacion de la presente invencion.
La figura 24 es un diagrama de flujos que muestra un procedimiento decimoseptimo modo de realizacion de la presente invencion.
MODO DE LLEVAR A CABO LA INVENCION
[0023] De ahora en adelante, los modos de realizacion de la presente invencion se describiran en detalle con referencia a los dibujos.
[0024] Un primer modo de realizacion de la presente invencion es implementado por un procedimiento que se muestra en la figura 4.
[0025] Espedficamente, en la etapa S100, se adquiere inicialmente una imagen de RM m, al igual que con el metodo de segmentacion convencional.
[0026] A continuacion, en la etapa S110, tal y como se ilustra en la figura 5, la imagen de RM se divide, por ejemplo, en regiones de intensidad alta correspondientes a tejido blando, regiones de intensidad media correspondientes a agua y regiones de intensidad baja correspondientes a aire y hueso a partir de los valores de pixel de la imagen de RM.
[0027] A continuacion, en la etapa S120, se determina si cada region de intensidad incluye diversos tejidos que presentan distintos coeficientes de atenuacion de la radiacion o no. Si el resultado de la determinacion es negativo y se determina que la region de intensidad es una region de intensidad alta correspondiente a tejido blando o una region de intensidad media correspondiente a agua, el coeficiente de atenuacion de la radiacion de tejido blando (por ejemplo, p = 0,095) es asignado a la region de intensidad alta y el coeficiente de atenuacion de la radiacion de agua (por ejemplo, p = 0,097) a la region de intensidad media.
[0028] Mientras tanto, en la etapa S200, la transformacion F{} de tal forma que m = F{ms} para el registro de la imagen de RM m adquirida en la etapa S100 se determina mediante la utilizacion de una base de datos 20 de una imagen de RM estandar ms y una imagen de atenuacion de la radiacion estandar ps, al igual que con el metodo de referencia de imagen estandar convencional que se muestra en la figura 3.
[0029] A continuacion, en la etapa S210, la transformacion morfologica p = F{ps} de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar se lleva a cabo de manera similar.
[0030] Si el resultado de la determinacion de la etapa S120 es positivo y se determina que la region de intensidad es una region que incluye diversos tejidos que presentan distintos coeficientes de atenuacion de la radiacion, por ejemplo, una region de intensidad baja en la que el aire es indistinguible del hueso, el procesamiento continua en la etapa S300. Los valores de pixel de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar ps transformada morfologicamente en la etapa S210 son asignados a la region de intensidad baja, por medio de lo cual distintos coeficientes de atenuacion de la radiacion son asignados al aire y al hueso.
[0031] Cabe observar que la imagen de RM y la imagen de atenuacion de la radiacion adquiridas en el primer
de procesamiento de acuerdo con un de procesamiento de acuerdo con un de procesamiento de acuerdo con un de procesamiento de acuerdo con un de procesamiento de acuerdo con un de procesamiento de acuerdo con un
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modo de realizacion presentan distintas resoluciones y pueden ser menos visibles si se combinan simplemente. En la figura 6, se muestra un segundo modo de realizacion en el que se soluciona dicho problema.
[0032] En el presente modo de realizacion, en el proceso del procesamiento similar al del primer modo de realizacion, la imagen de RM que presenta una resolucion alta se difumina para tener una resolucion equivalente a la de la imagen de atenuacion de la radiacion en la etapa S140. La difuminacion de la etapa S140 puede utilizarse inmediatamente despues de la etapa S130 y antes de la aplicacion final de los valores p de la imagen estandar.
[0033] De acuerdo con el presente modo de realizacion, el resultado (imagen de atenuacion de la radiacion) de la etapa S130 y la imagen estandar (imagen de RM) se igualan en cuanto a resolucion, de tal forma que puede visualizarse una imagen precisa. No obstante, si la imagen de RM original y la imagen de atenuacion de la radiacion presentan una gran diferencia en terminos de resolucion, la aplicacion de una gran difuminacion puede reducir los coeficientes de atenuacion de la radiacion cerca de las regiones de hueso, tal y como se muestra en el diagrama esquematico de la figura 6.
[0034] Cabe observar que el metodo de difuminacion no se limita al segundo modo de realizacion. Al igual que en un tercer modo de realizacion, que se muestra en la figura 7, puede aplicarse la difuminacion en la etapa S150 inmediatamente antes del final.
[0035] De acuerdo con el presente modo de realizacion, la resolucion puede ajustarse a la del detector de PET, mediante lo cual la medicion puede acercarse a los coeficientes de atenuacion de la radiacion reales. La difuminacion puede omitirse para reducir las horas de mano de obra y el coste de calculo.
[0036] A continuacion, en la figura 8 se muestra un cuarto modo de realizacion de la presente invencion, en el que una diferencia de resolucion es absorbida por un metodo diferente.
[0037] En el presente modo de realizacion, en un procesamiento similar al del segundo modo de realizacion, que se muestra en la figura 6, si el resultado de determinacion de la etapa S120 es positivo, la region de intensidad baja se extiende en la etapa S290. A continuacion, en la etapa S300, se asignan los valores de pixel de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar transformada.
[0038] De acuerdo con el presente modo de realizacion, puede suprimirse un descenso en los coeficientes de atenuacion de la radiacion cerca de las regiones de hueso para conectar la imagen de atenuacion de la radiacion y la imagen de RM con mas facilidad.
[0039] Incluso en el presente modo de realizacion, al igual que en el tercer modo de realizacion, la difuminacion puede aplicarse inmediatamente antes del final.
[0040] A continuacion, en la figura 9, se muestra un quinto modo de realizacion de la presente invencion, en el que una diferencia de resolucion es absorbida por otro metodo adicional.
[0041] En el presente modo de realizacion, en un procesamiento similar al del segundo modo de realizacion, que se muestra en la figura 6, los valores de pixel de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar transformada morfologicamente son asignados en las etapas S280 y S300 antes y despues de la difuminacion de la etapa S140.
[0042] De acuerdo con el presente modo de realizacion, puede poder suprimirse de forma adicional un descenso en el coeficiente de atenuacion de la radiacion cerca de las regiones de hueso al tiempo que se mantiene el coeficiente de atenuacion de la radiacion (la altura H de la imagen) del hueso.
[0043] El efecto de los metodos de acuerdo con el segundo al quinto modos de realizacion depende del grado de diferencia de resolucion entre la imagen de RM original y la imagen de atenuacion de la radiacion. Por lo tanto, ha de ajustarse tanto la cantidad de difuminacion en la etapa S140 como la cantidad de dilatacion morfologica en S290 del cuarto modo de realizacion.
[0044] A continuacion, en la figura 10 se muestra un sexto modo de realizacion de la presente invencion, en el que una diferencia de resolucion es absorbida por otro metodo.
[0045] En el presente modo de realizacion, en un procesamiento similar al del quinto modo de realizacion, que se muestra en la figura 9, se lleva a cabo la misma dilatacion morfologica S290 que en el cuarto modo de realizacion, que se muestra en la figura 8, en el momento de la asignacion despues del proceso de difuminacion S140. En comparacion con los metodos del segundo al quinto modos de realizacion, el metodo del sexto modo de realizacion puede corregir de forma estable la diferencia de resolucion entre la imagen de RM y la imagen de atenuacion de la radiacion.
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[0046] En la figura 11, se muestra una imagen de IRM, un y-map autentico y los resultados de procesamiento del cuarto al sexto modos de realizacion de manera comparativa.
[0047] En cualquiera de los modos de realizacion anteriores, la transformacion morfologica de la imagen de atenuacion de la radiacion se lleva a cabo despues del registro de las imagenes de RM y la imagen de atenuacion de la radiacion estandar. En la figura 12, se muestra un septimo modo de realizacion de la presente invencion en el que, en primer lugar, se extraen los huesos y la transformacion morfologica se lleva a cabo en dichas porciones.
[0048] En el presente modo de realizacion, en la etapa S400, las porciones de hueso Jsb son extrafdas inicialmente de la base de datos 20 de la imagen de RM estandar ms y la imagen de atenuacion de la radiacion estandar |Js.
[0049] A continuacion, en la misma etapa S200 que la del primer modo de realizacion, se determina la transformacion F{} de tal forma que m = F{ms} para llevar a cabo el registro de las imagenes de RM.
[0050] A continuacion, en la etapa S420, se transforma la morfologfa de la imagen de atenuacion de la radiacion con respecto a las porciones de hueso extrafdas en la etapa S400 y se combina con los coeficientes de atenuacion de la radiacion determinados en la etapa S130.
[0051] En el presente modo de realizacion, las porciones de hueso se extraen en primer lugar y la transformacion morfologica se lleva a cabo solamente en las porciones de hueso. De este modo, se elimina la necesidad de la determinacion de la etapa S120 y da lugar a una precision alta.
[0052] En cualquiera de los modos de realizacion anteriores, se utiliza la base de datos 20 de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar Js. Al igual que en un octavo modo de realizacion, que se muestra en la figura 13, en su lugar, puede utilizarse una base de datos 30 de una imagen de TC estandar cs.
[0053] En el presente modo de realizacion, en la misma etapa S200 que la del primer modo de realizacion, se determina la transformacion F{} de tal forma que m = F{ms} para llevar a cabo el registro de la imagen de RM m obtenida en la etapa S100.
[0054] A continuacion, en la etapa S520, se determina la transformacion morfologica c = F{cs} de la imagen de TC estandar de manera similar.
[0055] A continuacion, en la etapa S530, se determina la transformacion de la imagen de TC cs en la imagen de atenuacion de la radiacion j.
[0056] Despues, si el resultado de determinacion de la etapa S120 es positivo, los valores de pixel de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar transformada morfologicamente son asignados, por ejemplo, a una region de intensidad baja en la etapa S300.
[0057] De acuerdo con el presente modo de realizacion, los coeficientes de atenuacion de la radiacion pueden asignarse mediante la utilizacion de la imagen de TC, que tiene una diferencia de resolucion mas pequena que la imagen de RM. A pesar de ser una imagen de TC, la imagen estandar se somete a un descenso de resolucion debido al procesamiento de media. Por lo tanto, el procesamiento de absorcion de una diferencia de resolucion al igual que el tercer al sexto modos de realizacion es eficaz.
[0058] A continuacion, en la figura 14 se muestra un noveno modo de realizacion de la presente invencion, en el que se utiliza, de manera similar, una imagen de TC.
[0059] En el presente modo de realizacion, en un procedimiento de procesamiento similar al del octavo modo de realizacion, que se muestra en la figura 13, se toman como referencia, en la etapa S540, los valores de pixel de la imagen de TC transformada morfologicamente con respecto a las regiones que se ha determinado que incluyen diversos tejidos que presentan diferentes coeficientes de atenuacion de la radiacion en la etapa S120. En la etapa S550, la imagen de TC se segmenta en regiones, solamente en las porciones incluyendo los diversos tejidos. Despues, en la etapa S130, se asignan los coeficientes de atenuacion de la radiacion de los tejidos para la radiacion.
[0060] Espedficamente, al igual que en un decimo modo de realizacion, que se muestra en la figura 15, despues del final de la etapa S540, el proceso continua en la etapa S560 para determinar si la region es de una intensidad alta en la imagen de TC. Si el resultado de determinacion es positivo y se determina que la region es una region de hueso, el proceso continua en la etapa S570 para asignar el coeficiente de atenuacion de la radiacion del hueso.
[0061] Por otro lado, si el resultado de determinacion de la etapa S560 es positivo y se determina que la region es
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una region de aire, el proceso continua en la etapa S580 para asignar el coeficiente de atenuacion de la radiacion del aire.
[0062] En el presente modo de realizacion, tal y como se ilustra en la figura 16, el hueso y el aire se distinguen mediante la utilizacion de la imagen de TC. Esto posibilita una asignacion muy precisa.
[0063] A continuacion, en la figura 17 se muestra un decimoprimer modo de realizacion de la presente invencion, en el que se utiliza, de manera similar, una imagen de TC para extraer huesos.
[0064] El presente modo de realizacion incluye un procesamiento similar al del septimo modo de realizacion, que se muestra en la figura 12. En la etapa S600, los huesos csb se extraen de la base de datos 30 de la imagen de RM estandar ms y la imagen de TC estandar cs. A continuacion, en la etapa S610, se asigna el coeficiente de atenuacion de la radiacion |Jsb del hueso. A continuacion, en la etapa S200, se registra la imagen de RM. En la etapa S420, se lleva a cabo la transformacion morfologica de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar.
[0065] Cabe observar que si la estimacion por parte de la transformacion F{} es defectuosa y se producen algunos huecos o solapamientos, en la etapa S640, puede llevarse a cabo el procesamiento de correccion por dilatacion morfologica y erosion y/o interpolacion por el vecino mas cercano, en funcion de las necesidades.
[0066] En la figura 18, se muestran los resultados de procesamiento de una imagen de un sujeto con pseudosinusitis mediante los metodos convencionales y el metodo de la presente invencion de forma comparativa.
[0067] Es evidente que el metodo de la presente invencion proporciona una mejor correlacion que el metodo de segmentacion y el metodo de referencia de imagen estandar.
[0068] En la figura 19, se muestra un decimosegundo modo de realizacion, en el que se utiliza la imagen de atenuacion de la radiacion estandar en lugar de la imagen de TC estandar en el noveno modo de realizacion, que se muestra en la figura 14. Las diferencias con el noveno modo de realizacion consisten en que se utiliza una base de datos 30 de la imagen de RM estandar y la imagen de atenuacion de la radiacion estandar como base de datos, asf como en que en las etapas S522, S542 y S552, se utiliza la imagen de atenuacion de la radiacion estandar en lugar de la imagen de TC estandar. En otros aspectos, el presente modo de realizacion es el mismo que el noveno modo de realizacion. Por lo tanto, se ha omitido una descripcion de los mismos.
[0069] A continuacion, se describiran los modos de realizacion en los que se utiliza una imagen con tiempo de eco ultracorto estandar en lugar de la imagen de atenuacion de la radiacion estandar o la imagen de TC estandar.
[0070] En la figura 20, se muestra un decimotercer modo de realizacion, en el que se utiliza la imagen con tiempo de eco ultracorto estandar en lugar de la imagen de TC estandar en el octavo modo de realizacion, que se muestra en la figura 13. Las diferencias con el octavo modo de realizacion consisten en que se utiliza una base de datos 40 de la imagen de RM estandar y la imagen con tiempo ultracorto estandar como base de datos, asf como en que en las etapas S524 y S534, se utiliza la imagen con tiempo ultracorto estandar en lugar de la imagen de TC estandar. En otros aspectos, el presente modo de realizacion es el mismo que el octavo modo de realizacion. Por lo tanto, se ha omitido una descripcion de los mismos.
[0071] En la figura 21, se muestra un decimocuarto modo de realizacion en el que se utiliza la imagen con tiempo de eco ultracorto estandar en lugar de la imagen de TC estandar en el noveno modo de realizacion, que se muestra en la figura 14. Las diferencias con el noveno modo de realizacion consisten en que se utiliza la base de datos 40 de la imagen de RM estandar y la imagen con tiempo de eco ultracorto estandar como base de datos, asf como en que en las etapas S524, S544 y S554, se utiliza la imagen con tiempo de eco ultracorto estandar en lugar de la imagen de TC estandar. En otros aspectos, el presente modo de realizacion es el mismo que el noveno modo de realizacion. Por lo tanto, se ha omitido una descripcion de los mismos.
[0072] En la figura 22, se muestra un decimoquinto modo de realizacion en el que se utiliza la imagen con tiempo de eco ultracorto estandar en lugar de la imagen de TC estandar en el decimoprimer modo de realizacion, que se muestra en la figura 17. Una diferencia con el decimoprimer modo de realizacion consiste en que la base de datos 40 de la imagen de RM estandar y la imagen con tiempo de eco ultracorto estandar se utiliza como base de datos. En otros aspectos, el presente modo de realizacion es el mismo que el decimoprimer modo de realizacion. Por lo tanto, se ha omitido una descripcion de los mismos.
[0073] Asimismo, al igual que en un decimosexto modo de realizacion, que se muestra en la figura 23 y un decimoseptimo modo de realizacion, que se muestra en la figura 24, la imagen estandar y/o los coeficientes de atenuacion de la radiacion pueden personalizarse a partir de la informacion personal del sujeto (ADN, edad, sexo, altura, peso, lugar de nacimiento, lugar de residencia, historia clmica, entre otros), con una precision todavfa mayor. En las figuras 23 y 24, S700 representa una etapa de adquisicion de informacion personal. S710 representa una etapa de generacion de coeficientes de atenuacion de la radiacion en los que se refleja la informacion personal.
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S729 representa una etapa de generacion de una imagen de RM estandar y una imagen de atenuacion de la radiacion estandar en las que se refleja la informacion personal. En otros aspectos, los modos de realizacion son los mismos que el primer modo de realizacion, que se muestra en la figura 4. Por lo tanto, se ha omitido una descripcion de los mismos.
[0074] Cabe observar que la imagen estandar que se ha de utilizar con la imagen de RM estandar no se limita a la imagen de atenuacion de la radiacion. Tambien pueden aplicarse otros modos de realizacion mediante la siguiente transformacion en funcion de la base de datos. Con la base de datos 30 de la imagen de RM estandar y la imagen de TC estandar, S210 puede sustituirse por S520 y S530 de la figura 13. Con la base de datos 40 de la imagen de RM estandar y la imagen con tiempo de eco ultracorto estandar, S210 puede sustituirse por S524 y S534 de la figura 20.
[0075] Los valores de correccion de la atenuacion de la radiacion del propio sujeto o la imagen de atenuacion de la radiacion, o la imagen de TC o la imagen con tiempo de eco ultracorto pueden utilizarse de forma repetida como al menos uno entre la tabla de valores de correccion de la atenuacion de la radiacion y la imagen estandar.
[0076] En los modos de realizacion anteriores, la presente invencion se aplica a imagenes cerebrales. No obstante, las aplicaciones de la presente invencion no se limitan a las mismas. El numero de regiones segmentadas tampoco se limita a tres, incluidas una region de intensidad alta, una region de intensidad media y una region de intensidad baja.
APLICABILIDAD INDUSTRIAL
[0077] La presente invencion se puede aplicar a PET/IRM, que combina PET con IRM.
LISTA DE SIGNOS DE REFERENCIA
[0078]
10 ... sujeto
12 ... fuente de radiacion 14 ... detector
20 ... base de datos de imagen de RM estandar e imagen de atenuacion de la radiacion estandar
30 ... base de datos de imagen de RM estandar e imagen de TC estandar
40 ... base de datos de imagen de RM estandar e imagen con tiempo de eco ultracorto estandar

Claims (10)

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    REIVINDICACIONES
    1. Metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en tomograffa por emision de positrones, PET, a partir de una imagen de resonancia magnetica, RM, que comprende:
    la segmentacion de una imagen de RM tomada mediante imagen por RM, IRM, en regiones de acuerdo con valores de pixel y la determinacion de un valor de correccion de la atenuacion de la radiacion en cada region, caracterizado por
    determinar para cada region a partir de los valores de pixel de la imagen de RM si se trata de una en la que un coeficiente de atenuacion de la radiacion se considera que es uniforme,
    determinar un valor de correccion de la atenuacion de la radiacion en cada region en la que se considera que el coeficiente de atenuacion de la radiacion es uniforme tomando como referencia una tabla existente de valores de correccion de la atenuacion de la radiacion, y
    determinar un valor de correccion de la atenuacion de la radiacion en cada region en la que se considera que el coeficiente de atenuacion de la radiacion no es uniforme, incluyendo la region diversos tejidos con distintos coeficientes de atenuacion de la radiacion, haciendo referencia a valores de atenuacion de una imagen estandar.
  2. 2. Metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM de acuerdo con la reivindicacion 1, donde la imagen estandar se transforma en una imagen de RM de un sujeto cuando se toma como referencia la imagen estandar.
  3. 3. Metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM de acuerdo con la reivindicacion 2, donde se toma como referencia la imagen estandar mediante la utilizacion de una imagen de tejido de la totalidad del cuerpo o de una imagen de diversos tejidos del tejido corporal.
  4. 4. Metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, donde la imagen estandar es una imagen para la correccion de la atenuacion en PET, una imagen de TC o una imagen de RM con tiempo de eco ultracorto.
  5. 5. Metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, donde la imagen de RM y la imagen estandar se ajustan entre sf en lo que se refiere a la resolucion.
  6. 6. Metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, donde al menos una entre la tabla de valores de correccion de la atenuacion de la radiacion y la imagen estandar se modifica de acuerdo con informacion personal del sujeto.
  7. 7. Metodo para generar una imagen para la correccion de la atenuacion en PET a partir de una imagen de RM de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, donde los valores de correccion de la atenuacion de la radiacion del propio sujeto o la imagen para la correccion de la atenuacion en PET o la imagen de TC o la imagen con tiempo de eco ultracorto se utilizan de forma repetida como al menos uno entre la tabla de valores de correccion de la atenuacion de la radiacion y la imagen estandar.
  8. 8. Programa informatico que comprende instrucciones ejecutables por ordenador que, cuando son ejecutadas por el procesador de un ordenador, lleva a cabo el metodo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7.
    imagen1
    Fig. 2
    imagen2
    IMAGEN DE RM m
    I INICIO J
    ______!_____
    ADQUIRIR IMAGEN DE RM m
    imagen3
    REGION DE REGION DE REGION DE
    INTENSIDAD BAJA INTENSIDAD MEDIA INTENSIDAD ALTA (AIRE Y HUESO) (AGUA) (TEJIDO BLANDO)
    SEGMENTARIMAGEN DE RM EN REGIONES
    "X.
    imagen4
    imagen5
    ii~ MAP
    (EL HUESO ES INDISTINGUIBLE DEL AIRE)
    imagen6
    imagen7
    imagen8
    METODO DE SEGMENTACION
    imagen9
    IMAGEN DE IRM DEL SUJETO m
    TEJIDO
    BLANDO
    HUESO Y AIRE
    METODO DE
    REFERENCIA DE IMAGEN
    estAndar
    imagen10
    SSlfj
    AGUA
    ' 'Va
    imagen11
    m
    imagen12
    J-MAP DE AGUA Y TEJIDO BLANDO
    &
    J-MAP ESTANDAR
    n
    j-map estAndar
    TRANSFORMADO
    imagen13
    EXTRAER VALORES J DE REGIONES DE HUESO Y AIRE
    J
    imagen14
    J-MAP DEL SUJETO
    REGION DE INTENSIDAD BAJA
    imagen15
    imagen16
    imagen17
    DE REGION DE INTENSIDAD BAJA
    Fig.
    REGION DE INTENSIDAD BAJA
    SE HACE MAS
    imagen18
    RADIACION
    imagen19
    DILATACION MORFOLOGICA DE REGION DE INTENSIDAD BAJA
    Fig- 11
    imagen20
    IMAGEN DE IRM
    imagen21
    IJ-MAP AUTENTICO V-MAP DE ACUERDO CON EL CUARTO MODO DE REALIZACION
    imagen22
    J-MAP DE ACUERDO J-MAP DE ACUERDO CON EL QUINTO MODO CON EL SEXTO MODO DE REALIZACION DE REALIZACION
    0 18
    0 M
    imagen23
    J-MAP AUTENTICO
    J-MAP DE ACUERDO CON EL CUARTO MODO DE REALIZACION J-MAP DE ACUERDO CON EL QUINTO MODO DE REALIZACION J-MAP DE ACUERDO CON EL SEXTO MODO DE REALIZACION
    imagen24
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    imagen26
    imagen27
    imagen28
    PROCESAMIENTO PARA REGIONES DE INTENSIDAD BAJA DE A
    SUSTITUIR POR VALORES DE PfXEL DE B
    ASIGNAR Y SUSTITUIR POR VALORES REPRESENTATIVOS DE COEFICIENTES DE ATENUACION (C)
    imagen29
    METODO DE SEGMENTACION
    METODO DE
    TRANSMISION SEGMENTACION
    (VALOR AUTENTICO) (METODO
    CONVENCIONAL 1)
    METODO DE
    REFERENCIA DE IMAGEN METODO DE LA ESTANDAR (METODO PRESENTE INVENCION CONVENCIONAL 2)
    imagen30
  9. 0.13
    1
  10. 0.00
    y*1.17x-0.03 y=1.24x-0.03 y=0.81x-0«02
    [/cm] R2=0.26 {/cm] R2~0.55 [/cm] R2=0.75
    imagen31
    TOMOGRAFiA DE
    TOMOGRAF^A DE TOMOGRAF^A DE
    TRANSMISION [/cm]
    TRANSMISION [/cm]
    TRANSMISION [/cm]
    COEFICIENTE DE ATENUACION [/cm]
    imagen32
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Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105263407B (zh) * 2013-04-02 2018-09-14 皇家飞利浦有限公司 使用磁共振成像的对骨组织的探测
US10223794B2 (en) 2014-03-28 2019-03-05 Koninklijke Philips N.V. Method and device for generating one or more computer tomography images based on magnetic resonance images with the help of tissue class separation
KR101796392B1 (ko) * 2016-07-28 2017-11-10 가톨릭대학교 산학협력단 룩업테이블을 이용한 mri 기반 합성영상의 방사선량 추정방법
CN108074270B (zh) * 2016-11-11 2021-11-30 上海东软医疗科技有限公司 一种pet衰减校正方法和装置
JP6761610B2 (ja) * 2017-05-29 2020-09-30 株式会社島津製作所 吸収係数画像推定方法、吸収係数画像推定プログラム並びにそれを搭載したポジトロンｃｔ装置
CN113670958B (zh) * 2021-09-02 2022-12-06 西安交通大学 一种基于x射线线衰减系数差异的燃气轮机叶片缺陷辨别方法
WO2023039591A1 (en) * 2021-09-13 2023-03-16 Board Of Regents, The University Of Texas System Identifying objects in magnetic resonance images
CN117372431B (zh) * 2023-12-07 2024-02-20 青岛天仁微纳科技有限责任公司 一种纳米压印模具的图像检测方法

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2540851B2 (ja) 1987-03-30 1996-10-09 株式会社島津製作所 数値フアントム作成装置
FR2793055B1 (fr) 1999-04-29 2001-07-13 Ge Medical Syst Sa Procede et systeme de fusion de deux images radiographiques numeriques
JP4325461B2 (ja) 2004-03-30 2009-09-02 株式会社島津製作所 診断システム
JP2006177799A (ja) 2004-12-22 2006-07-06 Hamamatsu Photonics Kk ポジトロンｃｔ装置
JP2006284346A (ja) 2005-03-31 2006-10-19 Shimadzu Corp 放射線断層撮影装置
JP4821475B2 (ja) 2006-07-19 2011-11-24 株式会社島津製作所 診断システム
EP2147327B1 (en) 2007-05-04 2018-06-20 Koninklijke Philips N.V. Combination of mr and pet with correction for radiation absorption by an mr coil
CN101959454B (zh) * 2008-03-07 2013-11-20 皇家飞利浦电子股份有限公司 通过磁共振图像的自动分割进行ct替代
US9134441B2 (en) 2008-03-26 2015-09-15 Shimadzu Corporation Tomographic equipment, imaging system provided therewith, and imaging data acquisition method
JP4997575B2 (ja) 2008-06-25 2012-08-08 学校法人藤田学園 減弱係数マップ作成装置、減弱係数マップ作成方法およびプログラム
JP5185708B2 (ja) * 2008-06-25 2013-04-17 富士フイルム株式会社 エネルギーサブトラクション処理装置、方法、およびプログラム、並びに、放射線画像診断システム
US8724875B2 (en) * 2008-08-15 2014-05-13 Koninklijke Philips N.V. Attenuation correction for PET or SPECT nuclear imaging systems using magnetic resonance spectroscopic image data
US8600136B2 (en) * 2008-09-19 2013-12-03 Koninklijke Philips N.V. Method for generation of attenuation map in PET-MR
JP5011250B2 (ja) * 2008-09-30 2012-08-29 株式会社日立製作所 放射線撮像装置及び画像情報作成方法
BRPI1005999A2 (pt) * 2009-02-25 2016-02-16 Koninkl Philips Electronics Nv sistema que gera um modelo do mapa de correção da atenuação (ac), método para a geração de um modelo do mapa de correção da atenuação (ac) de uma bobina de ressonância magnética (mr), mídia de leitura por computador, método para a geração de uma imagem nuclear com atenuação corrigida, sistema de imagens, biblioteca de modelos do mapa de correção da atenuação (ac) armazenados em uma memória e método para o ajuste de um mapa de correção da atenuação (ac) de um paciente para a correção da atenuação nos dados de varredura nuclear
DE102009027448A1 (de) * 2009-07-03 2011-01-05 Forschungszentrum Jülich GmbH Wissensbasierte Segmentierung schwächungsrelevanter Regionen des Kopfes
DE102010024139B4 (de) * 2010-06-17 2015-02-19 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Bestimmung einer Strahlungsschwächung in einem Positronenemissionstomographen, Vorrichtung und MR-PET-Hybridanlage
CN102324089B (zh) * 2011-07-13 2013-04-03 南方医科大学 基于广义熵与mr先验的pet图像最大后验重建方法
US20130101193A1 (en) * 2011-10-20 2013-04-25 Jong Beom Ra Positron Emission Tomography and Method for Correcting Attenuation of PET Image Using Magnetic Resonance Image
US9135695B2 (en) * 2012-04-04 2015-09-15 Siemens Aktiengesellschaft Method for creating attenuation correction maps for PET image reconstruction
US20150065854A1 (en) * 2012-10-31 2015-03-05 General Electric Company Joint estimation of attenuation and activity information using emission data

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