專利名稱：包括品質(zhì)度量的雙模態(tài)成像的制作方法
包括品質(zhì)度量的雙模態(tài)成像
以下涉及發(fā)射成像領(lǐng)域、醫(yī)療成像領(lǐng)域、雙模態(tài)成像領(lǐng)域和相關(guān)領(lǐng)域。
諸如正電子發(fā)射斷層攝影(PET)或單光子發(fā)射計算機斷層攝影(SPECT)的發(fā)射成 像技術(shù)需要向?qū)ο笫┯璺派湫晕镔|(zhì)(例如，放射性藥劑)，并基于發(fā)射測量生成對象中的放 射性物質(zhì)的分布的映射圖。這樣的技術(shù)能夠有利地提供功能信息，并且能夠用在諸如功能 心臟成像的應(yīng)用中。
發(fā)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(xué)成像技術(shù) 的補充，因為前者提供了與后者所描繪的關(guān)于解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的功能信息。此外，已經(jīng)認識到， CT或MR圖像提供的解剖學(xué)信息能夠提供衰減(或者，等價地，吸收)映射圖，以負責(zé)來自對 象中的放射性物質(zhì)的發(fā)射的衰減(或者，等價地，吸收)。CT直接測量衰減，并且因此將CT圖 像轉(zhuǎn)換為衰減映射圖是直截了當(dāng)?shù)?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(dǎo)出衰減映射圖，基于組織類型的識別用衰 減值適當(dāng)?shù)靥娲鶰R圖像的體素。該后一方案還可以用于從CT圖像構(gòu)建吸收映射圖。使用 這樣的衰減映射圖，能夠說明衰減對發(fā)射數(shù)據(jù)的作用，從而重建出更加精確的發(fā)射圖像。
如果解剖學(xué)圖像與發(fā)射圖像很好地空間對齊，那么基于相應(yīng)的解剖學(xué)圖像針對吸 收校正發(fā)射圖像是有利的。然而，發(fā)射圖像和解剖學(xué)圖像之間的錯位可能導(dǎo)致針對吸收校 正的發(fā)射圖像中存在偽影。在心臟成像(或者其他的軀干區(qū)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(chǎn)生顯著的偽影。這是因為肺 區(qū)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(yī)師需要患者的PET或SPECT圖像。從放射科醫(yī)師或其他成 像技術(shù)人員對所需的成像過程進行規(guī)劃，繼而執(zhí)行，所述人員既執(zhí)行成像數(shù)據(jù)采集，又執(zhí)行 接下來的圖像重建處理(后者是結(jié)合計算機等執(zhí)行的)。通常，放射科醫(yī)師或其他成像技術(shù) 人員在不進行吸收校正的情況下執(zhí)行初始發(fā)射圖像重建，并通過圖像融合技術(shù)等對未校準(zhǔn) 的發(fā)射圖像和解剖學(xué)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， 那么放射科醫(yī)師或其他成像技術(shù)人員將繼續(xù)使用解剖學(xué)圖像進行衰減校正重建，以生成衰 減映射圖。如果存在相當(dāng)大的錯位，那么放射科醫(yī)師或其他成像技術(shù)人員例如可以通過移 動解剖學(xué)圖像使之與發(fā)射圖像更好地對準(zhǔn)而執(zhí)行一定的人工圖像配準(zhǔn)，之后使用配準(zhǔn)的衰 減映射圖執(zhí)行衰減校正的重建。
如果放射科醫(yī)師或其他成像技術(shù)人員所做的人工圖像配準(zhǔn)工作較差，或者在存在 顯著的錯位時完全忽略了執(zhí)行人工圖像配準(zhǔn)，那么最終的衰減校正發(fā)射圖像可能包含顯著 的偽影。另一方面，如果采集狀態(tài)的發(fā)射和解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集已經(jīng)得到了良好的對準(zhǔn)，那么 即使不執(zhí)行圖像配準(zhǔn)，最終的圖像也可能具有高的品質(zhì)。
醫(yī)師最后接收最終衰減校正的發(fā)射圖像用于臨床觀察。醫(yī)師附加到這一圖像上的 臨床價值依賴于醫(yī)師對其可靠性的評估。然而，圖像的可靠性取決于(至少部分地)衰減校 正的精確性，醫(yī)師沒有評估該準(zhǔn)確性的基礎(chǔ)。
以下提供了本文中公開的新的改進的裝置和方法。
根據(jù)一個公開的方面，一種方法包括從所采集的對象的解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集生成 衰減映射圖；重建所采集的對象的發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成發(fā)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(fā)射福射的衰減；計算對所述衰減映射圖和所述發(fā)射圖像的對 準(zhǔn)進行量化的品質(zhì)保證度量的值；以及將所述發(fā)射圖像與所計算的品質(zhì)保證度量一起顯示 或打印。
根據(jù)另一個公開的方面，一種包括數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備的裝置被配置為執(zhí)行包括以 下內(nèi)容的方法從針對對象采集的解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集生成衰減映射圖；重建所采集的對象 的發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成發(fā)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(fā)射 輻射的衰減；計算對所述衰減映射圖和所述發(fā)射圖像的對準(zhǔn)進行量化的品質(zhì)保證度量的 值；以及構(gòu)建包括所述發(fā)射圖像和表示所計算的品質(zhì)保證度量的元數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)單元。
根據(jù)另一個公開的方面，一種存儲介質(zhì)存儲了可以由數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備運行的指 令，用于執(zhí)行包括以下內(nèi)容的方法通過重建從對象采集的發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集而生成初始發(fā) 射圖像；從從對象采集的解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)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(fā)射圖像配準(zhǔn)(i)從所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集重建的解剖學(xué)圖像和(ii)所述 衰減映射圖，所述配準(zhǔn)包括執(zhí)行全局剛性配準(zhǔn)，之后是對感興趣區(qū)域的局部非剛性配準(zhǔn)；以 及重建所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成衰減校正的發(fā)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(fā)射輻射的衰減進行校正。
一個優(yōu)點在于發(fā)射圖像和衰減映射圖之間的更加精確的對準(zhǔn)，以及作為結(jié)果的更 加精確的衰減校正發(fā)射圖像的生成。
另一優(yōu)點在于提供了醫(yī)師可以對衰減校正的發(fā)射圖像的臨床價值進行評估的合理基礎(chǔ)。
在閱讀并理解了下述具體實施方式
后，其他優(yōu)點對于本領(lǐng)域技術(shù)人員而言是顯而 易見的。


圖1示意性地示出了被配置為執(zhí)行衰減校正的發(fā)射(例如，PET)成像的混合成像 系統(tǒng)。
圖2示意性地示出了包括由圖1的系統(tǒng)適當(dāng)?shù)貓?zhí)行的衰減校正的發(fā)射圖像重建過程。
圖3示意性地示出了用于將衰減映射圖配準(zhǔn)到發(fā)射圖像的適當(dāng)配準(zhǔn)過程的說明 性范例。
圖4示意性地示出了針對圖3的配準(zhǔn)過程中所采用的局部非剛性配準(zhǔn)的適當(dāng)?shù)姆?剛性網(wǎng)格扭曲方法的說明性范例。
圖5示意性地示出了針對圖3的配準(zhǔn)過程中所采用的局部非剛性配準(zhǔn)的適當(dāng)方法。
參考圖1，示出了一種被配置為執(zhí)行衰減校正發(fā)射(例如，PET)成像的混合成像設(shè) 施的說明性范例。所述說明性設(shè)施采用混合PET/CT成像系統(tǒng)10，在圖示的實施例中，所述 系統(tǒng)10為GEMINI PET/CT成像系統(tǒng)(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(tǒng)10包括發(fā)射計算機斷層攝影(CT)掃描機架12和正電子 發(fā)射斷層攝影(PET)掃描機架14。由于公共的直線對象傳送系統(tǒng)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(nèi)，故混合PET/CT成像系統(tǒng)10是一種“混合”系統(tǒng)。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(nèi)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(nèi)被布置為環(huán)形圈。PET輻射探測器組件22對正電子湮滅事 件發(fā)射的51 IkeV輻射敏感。
在所述說明性實施例中，發(fā)射圖像是通過PET掃描機架14采集的PET圖像。然 而，所述發(fā)射圖像可以是適當(dāng)?shù)牟杉布杉钠渌愋偷陌l(fā)射圖像，例如，由伽瑪照相機 采集的單光子發(fā)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(xué) 圖像是CT掃描機架12采集的CT圖像。然而，解剖學(xué)圖像可以是適當(dāng)?shù)牟杉布杉钠?他類型的解剖學(xué)圖像，例如，磁共振掃描機采集的磁共振(MR)圖像。使用諸如所述說明性 混合PET/CT成像系統(tǒng)10的混合成像系統(tǒng)是有利的，因為其提高了使采集狀態(tài)的解剖學(xué)和 發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集空間對準(zhǔn)或者合理地接近空間對準(zhǔn)的可能性。然而，預(yù)計發(fā)射和解剖學(xué)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(fā)射成像數(shù)據(jù)集采集通常要用幾分鐘到幾十分鐘，而解剖學(xué)成像數(shù)據(jù)集的采集通常要用 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(shù)據(jù)集采集的一個或 兩者的期間發(fā)生移動。
盡管混合成像系統(tǒng)(例如，所圖示的混合PET/CT成像系統(tǒng)10，或者混合PET/MR成 像系統(tǒng)，或者混合SPECT/CT成像系統(tǒng)等)是有利的，但是也預(yù)期使用獨立的成像系統(tǒng)來采集 解剖學(xué)成像數(shù)據(jù)集和發(fā)射成像數(shù)據(jù)集。例如，可以使用獨立的MR掃描機采集MR圖像，使用 并排的伽瑪照相機采集SPECT圖像。
所述混合成像設(shè)施還包括圖示的計算機24或者其他控制和數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備， 其對所述混合成像系統(tǒng)10加以控制，以獲得共同對象的CT圖像數(shù)據(jù)集和PET圖像數(shù)據(jù)集。 所述計算機24或其他控制和數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備對這些數(shù)據(jù)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(zhí)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(shù)據(jù)處理電子設(shè)備可以包括 其他硬件或者相關(guān)軟件或固件，例如專用集成電路(ASIC)或其他專用硬件、通過設(shè)置在所 述混合成像設(shè)施中的工作站訪問的遠程服務(wù)器等。此外，所公開的數(shù)據(jù)處理方法可以實現(xiàn) 為存儲了指令的存儲介質(zhì)，所述指令可通過圖示的計算機24或者其他數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備 運行，以執(zhí)行所公開的數(shù)據(jù)處理方法。通過說明性范例，這樣的存儲介質(zhì)可以包括硬盤驅(qū)動 或其他基于磁的存儲介質(zhì)、光盤或其他基于光的存儲介質(zhì)、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(zhì)等。
由操作混合成像系統(tǒng)10以及計算機24和數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備的人類放射科醫(yī)師或 其他成像專業(yè)人員對采集和圖像重建過程進行配置、啟動和執(zhí)行。人類放射科醫(yī)師或其他 成像專業(yè)人員查看計算機24或其他控制和數(shù)據(jù)處理電子設(shè)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(fā)射圖像或者在重建操作過程中生成的各種中間圖像。
繼續(xù)參考圖1，計算機24或其他控制和數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備包含一組30重建模塊， 所述重建模塊使用從解剖學(xué)圖像生成的衰減映射圖協(xié)同地執(zhí)行衰減校正的發(fā)射圖像重建。 為此，解剖學(xué)圖像重建模塊32對解剖學(xué)(例如，CT)圖像數(shù)據(jù)集進行重建以生成解剖學(xué)(例 如，CT)圖像。重建模塊32可以采用任何適當(dāng)?shù)闹亟夹g(shù)，例如，濾波反向投影、迭代反向投影等。衰減映射圖轉(zhuǎn)換模塊34將解剖學(xué)(例如，CT)圖像轉(zhuǎn)換成衰減映射圖。在圖示的 范例中，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(zhuǎn)換 要求調(diào)整CT圖像的體素值，以反映PET成像中使用的放射性物質(zhì)(例如，放射性藥劑)的發(fā) 射在51 IkeV能量上的衰減。作為另一范例，為了從MR圖像導(dǎo)出衰減映射圖，使用在基于組 織類型的識別的發(fā)射(例如，PET)成像中測得的發(fā)射輻射的衰減值適當(dāng)?shù)靥娲鶰R圖像的體 素。也可以使用該后一方案從CT圖像重建吸收圖。
還提供了發(fā)射圖像重建模塊42對發(fā)射(例如PET)圖像數(shù)據(jù)集進行重建，以生成發(fā) 射(例如PET)圖像。重建模塊42也可以采用任何適當(dāng)?shù)闹亟夹g(shù)，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(diào)整，以負責(zé)在重建過程中由對象造成的發(fā) 射的衰減。然而，如果所述衰減映射圖未與發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集很好地對準(zhǔn)，那么這樣的衰減校 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(diào)用發(fā)射圖像重建模塊42，以生成沒有衰減校正的初始發(fā)射圖像。
將初始發(fā)射圖像和衰減映射圖輸入到衰減映射圖對準(zhǔn)和配準(zhǔn)模塊50內(nèi)，該衰減 映射圖對準(zhǔn)和配準(zhǔn)模塊50執(zhí)行對發(fā)射圖像和衰減映射圖的圖像分割以便于對準(zhǔn)。通過(一 個或多個)品質(zhì)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(zhì)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(fā)射圖像的對準(zhǔn)程度。如果認為對準(zhǔn)太差，使得衰減映 射圖不能被衰減校正子模塊44使用，那么衰減映射圖對準(zhǔn)和配準(zhǔn)模塊50將執(zhí)行配準(zhǔn)算法， 從而使衰減映射圖與發(fā)射圖像配準(zhǔn)。在這一配準(zhǔn)過程中，使用QA度量作為評估配準(zhǔn)的品質(zhì) 因數(shù)。
一旦獲得了令人滿意的對準(zhǔn)的衰減映射圖，那么發(fā)射圖像重建模塊42就執(zhí)行第 二發(fā)射圖像重建，這次是調(diào)用衰減校正子模塊以執(zhí)行衰減校正。優(yōu)選地由放射科醫(yī)師或其 他成像技術(shù)人員查看最終的具有衰減校正的發(fā)射圖像，以進行視覺查看和核定。一旦通過 核定，那么DICOM格式化模塊56就用適當(dāng)?shù)母袷綄哂兴p校正的最終發(fā)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”代表由美國弗吉尼亞 州羅斯林的醫(yī)療成像技術(shù)聯(lián)盟管理的“醫(yī)療數(shù)字成像和通信”標(biāo)準(zhǔn))。盡管DICOM是優(yōu)選標(biāo) 準(zhǔn)，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(fā)射圖像 格式化為DICOM格式，所述DICOM格式包括提供關(guān)于所述圖像的選定的元數(shù)據(jù)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(fā)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(biāo)記的格式化的最終衰減 校正發(fā)射圖像適當(dāng)?shù)卮鎯υ趫D片存檔及通信系統(tǒng)(PACS)60內(nèi)。任選地，將用(一個或多個) QA度量標(biāo)記的帶標(biāo)記最終衰減校正發(fā)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(dāng)?shù)拇鎯ξ恢蒙稀?br> 之后的某時，將通知要求PET成像的醫(yī)師已經(jīng)完成了成像，并提供圖像。在所述說 明性實施例中，醫(yī)師在其辦公室62內(nèi)從PACS60檢索到圖像，并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(yī)師或其他成像技術(shù)人員可以打印出最終衰減校正發(fā)射圖像的硬拷貝，(一個或多 個)QA度量也將被打印在所述硬拷貝片子上，并且可以將這一硬拷貝轉(zhuǎn)發(fā)給醫(yī)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(yī)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(yī)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(zhì)的情況下，為圖像指配適當(dāng)?shù)呐R床權(quán)重。
繼續(xù)參考圖1，并進一步參考圖2，描述了包括衰減校正的發(fā)射圖像重建過程。在 操作100中，調(diào)用解剖學(xué)圖像重建模塊32，從而從針對對象采集的解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集重建 解剖學(xué)(例如，CT)圖像。在相似的操作102中，調(diào)用發(fā)射圖像重建模塊42從而從針對對象 采集的發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集重建初始發(fā)射(例如，PET)圖像。在不進行衰減校正的情況下執(zhí)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(zhí)行所述操作。由于在操作102 中不執(zhí)行衰減校正，因而本文中又將所得到的初始發(fā)射圖像稱為未校正的發(fā)射(例如，PET) 圖像。在操作104中，調(diào)用衰減映射圖生成模塊34以將解剖學(xué)圖像轉(zhuǎn)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(yīng)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可以基于組織類型向體素分配衰減值，其中，基于CT體素值和/ 或分割操作110的結(jié)果識別組織類型。
在操作110、112中，對相應(yīng)的解剖學(xué)和未校正的發(fā)射圖像進行分割以識別感興趣 特征。在一個說明性范例中，假定所述成像是心臟成像，感興趣特征包括心肌層、肺野(所包 含的大部分是空氣)和外部身體輪廓。實際上可以采用任何適當(dāng)?shù)姆指钸^程，例如，區(qū)域生 長算法、基于閾值的分割、基于模型的分割、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，那么其可以是全自動的或者半自動的(其中，放射科 醫(yī)師或其他成像技術(shù)人員對自動分割結(jié)果進行檢查并任選地對其進行校正，并且還可以任 選地定義區(qū)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(zhǔn)和 配準(zhǔn)模塊50適當(dāng)?shù)貓?zhí)行分割操作110、112。
在操作120中，調(diào)用QA度量計算模塊52以計算一個或多個品質(zhì)保證(QA)度量的 值?？梢允褂酶鞣N(一個或多個)QA度量。在一個說明性范例中，計算對發(fā)射圖像的特征延 伸到衰減映射圖的對應(yīng)特征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 像的說明性范例中，也預(yù)期替代的最大偏移QA度量，其中，最大偏移QA度量的值將發(fā)射圖 像的心肌層特征延伸到衰減映射圖的肺野特征內(nèi)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，那么相當(dāng)高的 偽影將傾向于導(dǎo)致衰減校正發(fā)射圖像。
另一種預(yù)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(yīng)特征之外的發(fā)射圖像的特征的部分(例如，百分比或分數(shù))進行量化。對于心臟成像這 一說明性范例而言，差異QA度量值將延伸到衰減映射圖的相應(yīng)心肌層特征之外的發(fā)射圖 像的心肌層特征的百分比或分數(shù)值進行適當(dāng)?shù)牧炕?br> 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(fā)射圖像的對準(zhǔn)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(zhǔn)是令人滿意的。例如，當(dāng)在使用具有相同的或相關(guān)聯(lián)的對象坐標(biāo)系的混合 成像系統(tǒng)并且對象在數(shù)據(jù)集采集過程中基本上保持不動的情況下采集發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集和 解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集時，可能就是這樣。在這樣的情況下，不調(diào)用圖配準(zhǔn)操作122，最終衰減映 射圖124與轉(zhuǎn)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(fā)射圖像之間的對準(zhǔn)不令人滿意。其原因可能在于對象的移動，使用不同的以及不相關(guān)聯(lián)的成像系統(tǒng)采集解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集和發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集，等等。在這樣的情況下，執(zhí)行圖配 準(zhǔn)操作122，從而使衰減映射圖與未校正的發(fā)射圖像空間地配準(zhǔn)，從而生成最終衰減映射圖 124?；旧峡梢允褂萌魏晤愋偷膭傂耘錅?zhǔn)或者任何類型的非剛性配準(zhǔn)執(zhí)行配準(zhǔn)操作122。 所述配準(zhǔn)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(zhǔn)是 兩步配準(zhǔn)，即采用第一全局性剛性配準(zhǔn)，繼之以第二局部非剛性配準(zhǔn)。例如，第二配準(zhǔn)步驟 可以采用網(wǎng)格扭曲，其中，將所述扭曲網(wǎng)格局部化到所述心肌特征上(在心臟成像這一說明 性范例中)。在通過操作122配準(zhǔn)之后，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(jīng)配準(zhǔn)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(zhǔn)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(zhǔn)進行優(yōu)化的品質(zhì)因數(shù)，在這種情況下，在迭代配準(zhǔn)過程的每次迭代之 后，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(zhǔn)方案中，用戶對衰減映射圖進行手動調(diào)整(例如，偏移和/或旋轉(zhuǎn))，之后點擊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(zhí)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(diào)整產(chǎn)生的對準(zhǔn)的改進(如果有的話)進行評估?？梢詫?這一過程進行迭代重復(fù)，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(zhǔn)。
最終衰減映射圖124 (或者是在調(diào)用配準(zhǔn)操作122的情況下獲得的或者是在未調(diào) 用該操作的情況下獲得的)作為QA度量計算操作120的最后一次(可能是唯一的一次)執(zhí) 行的輸入，以生成對(最終)衰減映射圖124與未校正的發(fā)射圖像的對準(zhǔn)的進行量化的(一個 或多個)QA度量值126。在操作130中，再次調(diào)用發(fā)射圖像重建模塊42，從而對發(fā)射圖像數(shù) 據(jù)集進行重建，但是這次包括通過調(diào)用衰減校正子模塊44而提供的衰減校正結(jié)合(最終)衰 減映射圖124，從而針對發(fā)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(fā)射圖像。
具有衰減校正的最終發(fā)射圖像(一般而言)與操作102生成的初始的未校正的發(fā)射 圖像的區(qū)別在于最終發(fā)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(fā)射圖像之間的對準(zhǔn)。因此，還希望對最終衰減映射圖124和未校正的發(fā) 射圖像的對準(zhǔn)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(fā)射圖像的對準(zhǔn)進行量化。因此，在操作132中，將最終的發(fā)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(guān)于 最終發(fā)射圖像的元數(shù)據(jù)。(更一般而言，操作132通過將最終的發(fā)射圖像格式化為包括含有 與發(fā)射圖像相關(guān)的元數(shù)據(jù)的圖像元數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)的格式來生成數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)包含到圖像元數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)中)。
替代地，可以在第二次重建操作130之后，使用最終衰減映射圖130和具有衰減校 正的最終發(fā)射圖像作為輸入額外地執(zhí)行一次操作120，以生成更加準(zhǔn)確地表示最終衰減映 射圖130和最終發(fā)射圖像之間的對準(zhǔn)的(一個或多個)QA度量值。之后將通過對操作120 的這一最后一次執(zhí)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(biāo)記為元數(shù)據(jù)的QA度量值126的DICOM格式(或者其他格式)的最終發(fā)射 圖像存儲到PACS60內(nèi)(或者更一般而言存儲到圖像存儲器中)，醫(yī)師以后可以從PACS60 (或其他圖像存儲器)檢索所述圖像，醫(yī)師然后使用所述的最終發(fā)射圖像來執(zhí)行臨床分析136并 參考所標(biāo)記的QA度量值來評估可靠性。替代地，可以將最終發(fā)射圖像打印成硬拷貝，QA度 量值126也一起被打印在硬拷貝片子上，并且將所述硬拷貝實體地遞送給之后執(zhí)行臨床分 析136的醫(yī)師。在任一種情況下，將認識到，在大多數(shù)實施例中，臨床分析136將在之后的 某時，在與放射實驗室或者其他執(zhí)行包括(一個或多個)QA度量計算操作120的成像的機構(gòu) 不同的位置執(zhí)行。是通過將QA度量值126與最終圖像標(biāo)記在一起來使得醫(yī)師能夠容易地 可以使用這些值執(zhí)行臨床分析136的。
對于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(fā)射數(shù)據(jù) 的準(zhǔn)確衰減校正的充分的對準(zhǔn)。這些說明性QA度量的較大值指示，醫(yī)師應(yīng)當(dāng)認識到可能存 在偽影。在將發(fā)射和解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)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于其內(nèi))的一些實施例中，醫(yī)師可以要求重復(fù)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(zhǔn)。
在圖2的說明性范例中，將解剖學(xué)圖像轉(zhuǎn)換為衰減映射圖，之后計算120 (—個或 多個)QA度量，并在適當(dāng)時執(zhí)行配準(zhǔn)122。但是，也預(yù)期計算(一個或多個)QA度量并使用 解剖學(xué)圖像適當(dāng)?shù)貓?zhí)行配準(zhǔn)，之后對經(jīng)配準(zhǔn)的解剖學(xué)圖像進行轉(zhuǎn)換以生成衰減映射圖。在 這樣的實施例中，所述解剖學(xué)圖像(未轉(zhuǎn)換)被分割并充當(dāng)(一個或多個)QA度量計算操作 120的輸入，并且配準(zhǔn)(如果執(zhí)行的話)的作用在于對解剖學(xué)圖像剛性地和/或非剛性地調(diào) 整。在這些替代性實施例中，一旦得到最終解剖學(xué)圖像(在適當(dāng)?shù)那闆r下具有配準(zhǔn)調(diào)整)，那 么就應(yīng)用轉(zhuǎn)換模塊34生成衰減映射圖。
參考圖3，提供了另一說明性范例，其具體示出了用于執(zhí)行配準(zhǔn)操作122的適當(dāng)?shù)?兩步全局剛性/局部非剛性配準(zhǔn)方案。在該范例中，假定發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集為SPECT圖像數(shù) 據(jù)集，而解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集還是CT圖像數(shù)據(jù)集。該范例假定存在(未校正的)分割的衰減映 射圖150和分割的初始發(fā)射圖像152。該范例中對準(zhǔn)的評估(或者與之等價的錯位的檢測) 開始于提取發(fā)射圖像152內(nèi)的表示心臟的區(qū)域。在該范例中，衰減映射圖150的分割包括 識別“安全區(qū)域”，其表示衰減映射圖預(yù)計心臟定位于其內(nèi)的內(nèi)部區(qū)域(根據(jù)在該處發(fā)現(xiàn)的 衰減映射圖值)。
在第一全局配準(zhǔn)操作160中，執(zhí)行剛性偏移(任選地還包括剛性旋轉(zhuǎn))，從而優(yōu)化衰 減映射圖150和初始發(fā)射圖像152中的身體輪廓的匹配。隨后是第二配準(zhǔn)步驟162，其執(zhí)行 對內(nèi)部心臟區(qū)域進行對準(zhǔn)的局部非剛性配準(zhǔn)(對于心臟成像的說明性范例而言)，同時保持 這一局部心臟區(qū)域之外的其余圖像部分不變。在一些適當(dāng)?shù)膶嵤├?，局部非剛性配?zhǔn)采 用彈性形變或扭曲算法，所述算法對心臟區(qū)域內(nèi)的衰減映射圖的形狀進行校正，從而使心 臟區(qū)域接近肺或胸廓，但不與之發(fā)射干擾。第二配準(zhǔn)步驟162的輸出是空間配準(zhǔn)的分割衰 減映射圖164，將其適當(dāng)?shù)剌斎牖?一個或多個)QA度量計算操作120，從而對(配準(zhǔn)的)對準(zhǔn) 進行評估，并且還在重建操作130中的衰減校正當(dāng)中使用其。
在一些實施例中，可以在第一配準(zhǔn)步驟160中導(dǎo)出配準(zhǔn)匹配度量時排除第二配準(zhǔn) 步驟162中關(guān)注的心臟區(qū)域。否則，根據(jù)所應(yīng)用的配準(zhǔn)方法，心臟區(qū)域可能對全局配準(zhǔn)162 的品質(zhì)產(chǎn)生相當(dāng)大的影響，因為心臟區(qū)域內(nèi)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(dǎo)出了剛性配準(zhǔn)的參數(shù)，就全局地應(yīng)用全局配準(zhǔn)160，也就是說，在第一配準(zhǔn)160中執(zhí)行的剛性偏移或旋轉(zhuǎn)包括在配準(zhǔn)匹配參數(shù)的計算當(dāng)中排除的心臟區(qū)域。換言之，在 操作160中，在計算剛性偏移和/或旋轉(zhuǎn)的大小/方向時可以任選地排除心臟區(qū)域，但是全 局地應(yīng)用實際的剛性偏移/旋轉(zhuǎn)，包括對心臟區(qū)域的剛性偏移/旋轉(zhuǎn)。
繼續(xù)參考圖3，將更為詳細地描述所述說明性兩步配準(zhǔn)以及先前的分割的一些實 施例。首先考慮發(fā)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(qū) 域以避免無意中對附近的“熱”區(qū)(即發(fā)射圖像中具有高發(fā)射的區(qū)域)，例如肝臟或膽囊，進 行分割。為了實現(xiàn)這一空間預(yù)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(fā)射活動函數(shù)，并分析所述線性段之間的轉(zhuǎn)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(qū)域的軸向片層。從這一片層內(nèi)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(qū)域生長算法，使用體素值作為所需的閾值參數(shù)的指標(biāo)。替代地， 可以使用基于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(yīng)用基于典型衰減值的范圍分類器的閾值分 割以導(dǎo)出內(nèi)部“安全”區(qū)域的二元掩碼，所述區(qū)域表示心臟預(yù)計定位于其中的內(nèi)部區(qū)域。為 了導(dǎo)出適當(dāng)?shù)拈撝?，將高斯函?shù)適當(dāng)?shù)財M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)。然后可以導(dǎo)出針對所述軟組織區(qū)域的識別的范圍分類器，例如從這 一高斯峰的半峰寬(FWHM)直接導(dǎo)出。為了進一步僅選擇相關(guān)的內(nèi)部身體部分，排除位于胸 廓以外的組織，任選地采用某種進一步處理。例如，基于肺部總是由外部的軟組織包圍的這 一假設(shè)，可以生成肺野圖像以更加準(zhǔn)確地界定所述安全區(qū)域。使用其作為額外的標(biāo)準(zhǔn)以去 除外部軟組織，并且能夠由已知的肺的位置導(dǎo)出其間的心肌層的位置。此外，任選地對中間 結(jié)果應(yīng)用形態(tài)學(xué)操作，從而在去除小的縫隙或者不連續(xù)性的同時保持安全區(qū)域的拓撲連貫 性。一旦完成了前述分割處理(或者其他適當(dāng)?shù)姆指钐幚?，就執(zhí)行全局剛性配準(zhǔn)步驟160。
為提供心臟錯位的更加準(zhǔn)確的規(guī)范，通過對由兩部分構(gòu)成的心臟的體素(所述體 素是由不處于所述安全區(qū)域內(nèi)的發(fā)射數(shù)據(jù)檢測到的)進行定位而對指示第二步驟162的錯 位的體積區(qū)域進行量化?？梢詫@些體素的總數(shù)量或者百分比進行量化(對應(yīng)于差異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(dāng)?shù)赜米麇e位程度的一個或多個指標(biāo)。
繼續(xù)參考圖3，并進一步參考圖4，將闡述用于執(zhí)行局部非剛性配準(zhǔn)操作162的一 些區(qū)域性扭曲或形變方案。圖4示出了由恒定邊界170界定的局部區(qū)域，在該區(qū)域內(nèi)執(zhí)行 通過區(qū)域性扭曲的非剛性配準(zhǔn)。示出了矩形局部區(qū)域，但是也預(yù)期圓形、橢圓形、不規(guī)則或 者其他局部區(qū)域幾何結(jié)構(gòu)。為觸發(fā)變形調(diào)整，識別出最佳拖曳矢量172?？梢杂稍诎踩珔^(qū) 域以外(OSR)檢測到的所有心臟體素所代表的(曲線)區(qū)域的(外)表面法線導(dǎo)出最佳拖曳矢 量172的方向。任選地，應(yīng)用形態(tài)學(xué)濾波，以確保曲面區(qū)域不含有任何孔。之后，(自動)指 定圍繞心臟的區(qū)域R，其限定隨后衰減映射圖形變或扭曲生效的空間區(qū)域。在這一區(qū)域內(nèi)， 通過彈性的方式改變衰減值以產(chǎn)生非剛性配準(zhǔn)。
繼續(xù)參考圖3和圖4并進一步參考圖5，在通過操作162借助扭曲或形變執(zhí)行非剛 性配準(zhǔn)的一個適當(dāng)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，以識別出界定屬于心臟傳播前沿(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于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(qū)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(nèi)的最佳(例如，最小)范圍，使得之后使新的 或者調(diào)適的安全區(qū)域完全覆蓋發(fā)射圖像中的心臟。在步驟188中，根據(jù)下述算法對區(qū)域R內(nèi) 的每一體素分類，并使其根據(jù)其相對于HPF的位置以及體積V發(fā)生移動(A)將處于HPF174 的前面的體素176沿拖曳矢量172的方向進行壓縮；(B)根據(jù)在步驟(4)中確定的最佳范圍 將屬于HPF174的體素沿拖曳矢量172的方向移動；以及(C)將處于HPF174的后面的體素 178沿拖曳矢量172的方向拉伸。為了在執(zhí)行步驟188時保持相鄰結(jié)構(gòu)之間的平穩(wěn)過渡，也 將體積V外的像素拖曳到拖曳矢量172的方向內(nèi)。然而，它們移動范圍根據(jù)，例如其與體積 V的表面的距離，單獨設(shè)定。可以使用各種函數(shù)來設(shè)置這一(徑向)距離依賴性，例如，線性 函數(shù)、反曲函數(shù)或類高斯曲線函數(shù)。在步驟190中，通過適當(dāng)?shù)膬?nèi)插導(dǎo)出區(qū)域R的新的(標(biāo) 準(zhǔn)網(wǎng)格)衰減值。
在變型方案中，將所述非剛性區(qū)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(qū)域(和衰減映射圖)沿介質(zhì)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(qū)域，因而出現(xiàn)0SR。然后按照操 作162拖動0SR，但是沿相反的方向，從而導(dǎo)致了安全區(qū)域的收縮。
預(yù)期各種額外的或者替代的針對所述配準(zhǔn)處理的預(yù)處理步驟。例如，在提取安全 區(qū)域之前可以任選地執(zhí)行對衰減映射圖中的條紋偽影的校正。由于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(zhǔn)操作162中導(dǎo)致非生理失 真，因而這一操作可能是有利的。一些適當(dāng)?shù)臈l紋校正算法包括拓撲或中值算法、濾波算 法、基于直方圖分析的局部衰減值的調(diào)整、基于霍夫變換的條紋校正方案等。
本申請描述了一個或多個優(yōu)選的實施例。通過閱讀并理解前面詳細的說明，本領(lǐng) 域技術(shù)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(quán)利要求及其等價物的范圍之內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種方法，包括從所采集的對象的解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集生成衰減映射圖；重建所采集的所述對象的發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成發(fā)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(fā)射輻射的衰減；計算對所述衰減映射圖和所述發(fā)射圖像的對準(zhǔn)進行量化的品質(zhì)保證度量的值；以及將所述發(fā)射圖像與所計算的品質(zhì)保證度量一起顯示或打印。
2.根據(jù)權(quán)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(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成初始發(fā)射圖像；以及將以下中的一個與所述初始發(fā)射圖像配準(zhǔn)(i)從所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集重建的解剖學(xué)圖像和(ii)所述衰減映射圖。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述配準(zhǔn)包括執(zhí)行全局剛性配準(zhǔn)；以及在所述全局剛性配準(zhǔn)之后執(zhí)行感興趣區(qū)域的局部非剛性配準(zhǔn)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其中，所述執(zhí)行局部非剛性配準(zhǔn)包括執(zhí)行網(wǎng)格扭曲配準(zhǔn)。
5.根據(jù)權(quán)利要求2-4中任一項所述的方法，其中，所述配準(zhǔn)包括在所述配準(zhǔn)中采用所述品質(zhì)保證度量作為品質(zhì)因數(shù)。
6.根據(jù)權(quán)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(fā)射圖像的特征延伸到所述衰減映射圖的相應(yīng)特征以外的最大距離進行量化的最大偏差品質(zhì)保證度量的值。
7.根據(jù)權(quán)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(fā)射圖像的心肌層特征延伸到所述衰減映射圖的肺野特征內(nèi)的最大距離進行量化的最大偏差品質(zhì)保證度量的值。
8.根據(jù)權(quán)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(fā)射圖像的特征延伸到所述衰減映射圖的相應(yīng)特征之外的部分進行量化的差異品質(zhì)保證度量的值。
9.根據(jù)權(quán)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(fā)射圖像的心肌層特征延伸到所述衰減映射圖的相應(yīng)心肌層特征之外的部分進行量化的差異品質(zhì)保證度量的值。
10.根據(jù)權(quán)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(fā)射圖像和通過在不進行衰減校正的情況下重建所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集所生成的未校正的發(fā)射圖像這兩者之一，并且接收第二輸入，所述第二輸入包括從所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集重建的解剖學(xué)圖像、所述衰減映射圖、從所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集重建的并與所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集配準(zhǔn)的解剖學(xué)圖像以及與所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集配準(zhǔn)后的衰減映射圖之一。
11.根據(jù)權(quán)利要求1-10中任一項所述的方法，還包括將所述發(fā)射圖像和所計算的品質(zhì)保證度量存儲到圖像存儲器內(nèi)；以及在所述存儲之后，從所述圖像存儲器檢索所述發(fā)射圖像的實例和所計算的品質(zhì)保證度量的實例；其中，所述顯示或打印包括將所檢索出的所述發(fā)射圖像的實例與所檢索出的所計算的品質(zhì)保證度量的實例一起顯示。
12.根據(jù)權(quán)利要求1-10中任一項所述的方法，還包括將所述發(fā)射圖像格式化為存儲格式，所述存儲格式包括圖像元數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)，所述圖像元數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)含有關(guān)于所述發(fā)射圖像的元數(shù)據(jù)；在所述格式化期間，將表示所計算的品質(zhì)保證度量的元數(shù)據(jù)包括到所述圖像元數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)中；以及將所述發(fā)射圖像以所述存儲格式存儲到圖像存儲器內(nèi)，所述存儲格式包括所述圖像元數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)，所述圖像元數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)含有表示所計算的品質(zhì)保證度量的所述元數(shù)據(jù)。
13.根據(jù)權(quán)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)成像之一采集所述對象的所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集。
14.根據(jù)權(quán)利要求1-13中任一項所述的方法，還包括使用正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像和單光子發(fā)射計算機斷層攝影(SPECT)成像之一采集所述對象的所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集。
15.一種裝置,包括數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備(24)，其被配置為執(zhí)行包括以下內(nèi)容的方法從針對對象采集的解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集生成衰減映射圖；重建針對所述對象采集的發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成發(fā)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(fā)射輻射的衰減；計算對所述衰減映射圖與所述發(fā)射圖像的對準(zhǔn)進行量化的品質(zhì)保證度量的值；以及構(gòu)建包括所述發(fā)射圖像和表示所計算的品質(zhì)保證度量的元數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)單元。
16.根據(jù)權(quán)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(fā)射圖像數(shù)據(jù)集，以生成未校正的發(fā)射圖像；以及將以下中的一個與所述未校正的發(fā)射圖像進行配準(zhǔn)(i)從所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集重建的解剖學(xué)圖像和(ii)所述衰減映射圖，所述配準(zhǔn)包括執(zhí)行全局剛性配準(zhǔn)，以及在所述全局剛性配準(zhǔn)之后執(zhí)行對感興趣區(qū)域的局部非剛性配準(zhǔn)。
17.根據(jù)權(quán)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(nèi)容的至少一項計算對所述發(fā)射圖像的選定特征延伸到所述衰減映射圖的選定特征之外或之內(nèi)的最大距離進行量化的最大偏差品質(zhì)保證度量的值，以及計算對所述發(fā)射圖像的特征延伸到所述衰減映射圖的相應(yīng)特征之外的部分進行量化的差異品質(zhì)保證度量的值。
18.一種存儲了指令的存儲介質(zhì)，所述指令可通過數(shù)據(jù)處理電子設(shè)備(24)運行，以執(zhí)行包括下述內(nèi)容的方法通過重建針對對象采集的發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集而生成初始發(fā)射圖像；從針對對象采集的解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)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(fā)射圖像配準(zhǔn)(i )從所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集重建的解剖學(xué)圖像和(ii )所述衰減映射圖，所述配準(zhǔn)包括執(zhí)行全局剛性配準(zhǔn)，繼而執(zhí)行對感興趣區(qū)域的非剛性配準(zhǔn)；以及重建所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成衰減校正發(fā)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(fā)射輻射的衰減進行校正。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的存儲介質(zhì)，其中，所述生成初始發(fā)射圖像包括通過在不對所述對象中的發(fā)射輻射衰減進行校正的情況下重建針對所述對象所采集的所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集來生成所述初始發(fā)射圖像。
20.根據(jù)權(quán)利要求18-19中任一項所述的存儲介質(zhì)，其中，所述執(zhí)行局部非剛性配準(zhǔn)包括執(zhí)行網(wǎng)格扭曲配準(zhǔn)。
全文摘要
針對對象采集解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集和發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集。從所述解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集生成衰減映射圖。重建所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集以生成發(fā)射圖像。所述重建包括使用衰減映射圖校正對象中的發(fā)射輻射衰減。計算對所述衰減映射圖和所述發(fā)射圖像的對準(zhǔn)進行量化品質(zhì)保證(QA)度量的值。將所述發(fā)射圖像與所計算的品質(zhì)保證度量一起顯示或打印。在一些實施例中，在重建之前，通過執(zhí)行全局剛性配準(zhǔn)并繼之以感興趣區(qū)域的局部非剛性配準(zhǔn)將所述衰減映射圖與所述發(fā)射圖像數(shù)據(jù)集配準(zhǔn)。
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(yōu)先權(quán)日2010年8月25日
發(fā)明者A·達席爾瓦, H·海因斯, L·邵, H·梁, A·?？怂辜{, A·格迪克 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司