專利名稱：混合式核/mr成像中使用透射數(shù)據(jù)的mr 分割的制作方法
混合式核/MR成像中使用透射數(shù)據(jù)的MR分割本創(chuàng)新具體應(yīng)用于解剖成像系統(tǒng)，具體涉及組合式PET-MR成像，但本創(chuàng)新還可以應(yīng)用于其他核成像系統(tǒng)等。然而，應(yīng)當(dāng)認識到，所述技術(shù)還可以應(yīng)用于其他成像系統(tǒng)、其他成像方案、其他圖像分析技術(shù)等。在正電子發(fā)射斷層攝影(PET)成像中，通常使用衰減圖校正PET數(shù)據(jù)中的衰減。在組合式PET計算機斷層攝影(CT)成像中，CT數(shù)據(jù)能夠容易地生成針對PET數(shù)據(jù)的精確的衰減圖。CT數(shù)據(jù)和圖像基于被成像組織的輻射衰減性質(zhì)。然而，在組合式PET磁共振(MR) 成像中，MR圖像描繪共振特性，通常是水合偶極子(H1)的共振特性，其不是患者的輻射衰減性質(zhì)的函數(shù)。PET掃描器通常與CT掃描器組合，或最近與MR掃描器組合。MR圖像能夠提供描繪解剖器官或相似組織類型的分割區(qū)域的圖。例如，MR圖像通常將骨骼顯示為暗區(qū)，這可能在區(qū)分骨骼與空氣時導(dǎo)致問題，因為空氣也被顯示為暗區(qū)?？諝夂凸趋谰哂蟹浅２煌妮椛渌p性質(zhì)。骨骼結(jié)構(gòu)通常包括在表面上的致密皮質(zhì)骨或外殼以及內(nèi)部的小梁骨。通常需要了解解剖結(jié)構(gòu)從而在骨骼和空氣區(qū)域之間進行區(qū)分。需要注意的是，如果皮質(zhì)外殼與氣穴相鄰，MR圖像會將兩者顯示成單一暗區(qū)。因此，可能會在衰減圖中為皮質(zhì)骨分配不正確的值(例如，與空氣一致的值)，或反之亦然。有分割皮質(zhì)骨區(qū)域的技術(shù)，但其并非始終可罪。本申請?zhí)峁┝艘环N用于細化(refining)基于MR的衰減校正圖以校正核圖像中衰減的新的經(jīng)改進的系統(tǒng)和方法，其克服了上述問題和其他問題。根據(jù)一個方面，一種解剖圖像校正系統(tǒng)，包括磁共振(MR)成像器，其在MR采集掃描期間采集受檢者的MR圖像數(shù)據(jù)；以及核掃描器，其在核采集掃描期間采集受檢者的核圖像數(shù)據(jù)并同時測量來自位于核掃描器檢查區(qū)域中的輻射源的透射(transmission)數(shù)據(jù)。 該系統(tǒng)還包括處理器，所述處理器根據(jù)MR圖像數(shù)據(jù)生成衰減校正(AC)圖，使用測量到的透射數(shù)據(jù)迭代細化AC圖以生成經(jīng)細化的AC圖，并使用經(jīng)細化的AC圖針對衰減校正核圖像數(shù)據(jù)。根據(jù)另一方面，一種細化磁共振(MR)衰減校正(AC)圖的方法，包括根據(jù)受檢者的 MR圖像數(shù)據(jù)生成衰減校正(AC)圖；從輻射源穿過受檢者發(fā)送輻射，所述輻射源設(shè)置于受檢者外部；以及從穿過受檢者發(fā)送的輻射測量透射數(shù)據(jù)。該方法還包括根據(jù)AC圖生成估計的透射數(shù)據(jù)；以及通過基于測量到的透射數(shù)據(jù)和估計的透射數(shù)據(jù)的比較調(diào)節(jié)AC圖以生成經(jīng)細化的AC圖。根據(jù)另一方面，一種PET掃描器，包括輻射探測器的環(huán)；固定安裝在輻射探測器的環(huán)內(nèi)部的輻射源；以及處理器，所述處理器被編程以執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，從而生成經(jīng)細化的衰減校正(AC)圖。PET掃描器還包括重建算法，其利用經(jīng)細化的AC圖校正來自輻射探測器的PET數(shù)據(jù)并將經(jīng)校正的PET數(shù)據(jù)重建為經(jīng)衰減校正的PET圖像。根據(jù)另一方面，一種用于細化衰減校正圖以校正核圖像中的衰減的設(shè)備，包括用于根據(jù)受檢者的MR圖像生成衰減校正(AC)圖的模塊；用于穿過受檢者發(fā)送輻射的模塊，用于發(fā)送輻射的所述模塊設(shè)置于受檢者外部；以及用于從穿過受檢者發(fā)送的輻射測量透射數(shù)據(jù)的模塊。該設(shè)備還包括根據(jù)AC圖生成估計的透射數(shù)據(jù)的模塊；以及通過基于測量到的透射數(shù)據(jù)和估計的透射數(shù)據(jù)的比較調(diào)節(jié)AC圖以生成經(jīng)細化的AC圖的模塊。一個優(yōu)點在于改善了衰減校正圖的精確度。另一優(yōu)點在于分辨出了基于MR的衰減校正圖中骨骼和空氣體素之間的模糊。在閱讀并理解了下述詳細說明的情況下，本領(lǐng)域技術(shù)人員將認識到本創(chuàng)新的更多優(yōu)點。本發(fā)明可以具體化為不同的部件或部件布置，以及具體化為不同的步驟和步驟安排。附圖僅用于圖示說明各個方面，而不應(yīng)解釋為是對本發(fā)明的限制。

圖1圖示說明了根據(jù)本文所述的各方面便于使用點源或線源對MR衰減圖進行微調(diào)的系統(tǒng)。圖2圖示說明了根據(jù)本文所述的一個或多個方面，核成像裝置中的點源位置。圖3A圖示說明了測量到的點源透射數(shù)據(jù)和相應(yīng)數(shù)據(jù)落入其中的多個直方圖組合 (bin)之間的圖解關(guān)系。圖;3B圖示說明了處理器使用射線追蹤算法生成的模擬或估計的點源透射數(shù)據(jù)和相應(yīng)模擬的數(shù)據(jù)落入其中的多個直方圖組合之間的圖解關(guān)系。圖3C圖示說明了測量到的點源透射數(shù)據(jù)值和模擬的透射數(shù)據(jù)值之間的差異和相應(yīng)差異數(shù)據(jù)落入其中的多個直方圖組合的圖解關(guān)系。圖4圖示說明了根據(jù)本文所述的各方面生成經(jīng)細化的AC圖以校正核圖像中衰減的方法。圖5圖示說明了示范性醫(yī)院系統(tǒng)，其可以包括多個成像裝置，諸如生成成像數(shù)據(jù)的MR成像裝置和核掃描器，由獨立或共享的重建處理器重建成像數(shù)據(jù)以生成3D圖像表示。圖1圖示說明了根據(jù)本文所述的各方面便于使用點源或線源對MR衰減圖進行微調(diào)的系統(tǒng)10。MR成像或掃描裝置12生成受檢者的解剖結(jié)構(gòu)或其他感興趣體積的基于MR 的圖像14，可以根據(jù)圖像14分割出身體輪廓以及輪廓、肺、軟組織、骨骼結(jié)構(gòu)等以生成MR衰減校正(AC)圖16。在對象(例如感興趣體積或患者)邊界外，但在核成像裝置20的檢查區(qū)域內(nèi)，放置一個或多個輻射源18，例如點源。利用核成像裝置20，諸如PET掃描器或單光子發(fā)射計算機斷層攝影(SPECT)掃描器測量點源衰減或透射數(shù)據(jù)22。應(yīng)當(dāng)注意的是，在其中之一表示未被吸收(透射)的輻射總量的部分的意義上，衰減和透射彼此互為倒數(shù)。從數(shù)學(xué)意義上講，可以使用任一個。本文將使用“透射”數(shù)據(jù)，但也應(yīng)當(dāng)理解，透射數(shù)據(jù)包括透射和衰減信息兩者。從單個靜止點源，可以生成對象或患者的2D投影核圖像23。同時，使用利用MR衰減圖16穿過對象體積進行投影的射線追蹤技術(shù)或算法沈來模擬估計的透射數(shù)據(jù)對。由比較器觀比較測量到的點源透射數(shù)據(jù)22和模擬的透射數(shù)據(jù)M，并通過在衰減圖上執(zhí)行的迭代微調(diào)算法30使差異最小化。于是可以使用測量到的點源透射數(shù)據(jù)優(yōu)化次最優(yōu)的MR衰減圖16以生成經(jīng)細化(例如，最優(yōu)的)MR衰減圖32。在將MR圖像分割成不同組織類型時，可以估計每種組織類型和對應(yīng)的輻射衰減性質(zhì)。根據(jù)MR圖像和針對每部分(segment)估計的透射值，可以沿穿過受檢者的任何射線計算估計的透射。計算沿實際收集到的點源透射中的每條射線估計的透射。通過比較沿對應(yīng)射線估計的和實際測量到的透射，可以確定估計的透射值中的誤差。應(yīng)當(dāng)指出，多條射線通過不同的分割區(qū)域以及公共分割區(qū)域，但在每個區(qū)域中路徑長度不同?？梢匀菀椎仳炞C估計為空氣和骨骼的區(qū)域。此外，可以通過迭代地調(diào)節(jié)衰減因子，直到沿始于點源的射線的估計的和實際測量到的透射之間的匹配是最優(yōu)的，從而細化針對每個分割區(qū)域的衰減/透射值。類似地，不能優(yōu)化不可能在預(yù)選閾值內(nèi)的數(shù)據(jù)可以指示患者的運動?？梢栽试S迭代地調(diào)節(jié)身體輪廓和作為整體的內(nèi)部區(qū)域的位置或身體輪廓內(nèi)內(nèi)部區(qū)域的位置從而優(yōu)化擬合和/或探測患者的運動。應(yīng)當(dāng)認識到，根據(jù)各種實施例，MR成像裝置12和核成像或掃描裝置20可以是分立的成像裝置或可以是組合式或雙模式成像裝置。例如，對于雙模式成像器而言，使用MR成像模式掃描受檢者，并且然后在已經(jīng)將點源定位在成像裝置中之后使用核成像(例如，PET 或SPECT)模式重新掃描。通過這種方式，可以使掃描之間受檢者的運動最小化。此外，在這一實施例和其他實施例中，點源的位置可以保持恒定和/或可以預(yù)確定，使其在核成像掃描之間一致，以便于從其中探測透射數(shù)據(jù)。系統(tǒng)10包括存儲器34，存儲器34存儲MR圖像數(shù)據(jù)14、次最優(yōu)AC圖16、測量到的點源數(shù)據(jù)22、模擬或估計的點源透射數(shù)據(jù)M和經(jīng)細化的AC圖32。存儲器附加地存儲用于生成模擬的透射數(shù)據(jù)M的射線追蹤算法26、比較器觀(例如，用于將模擬的數(shù)據(jù)與測量到的點源數(shù)據(jù)進行比較的計算機可執(zhí)行指令)、以及用于在生成經(jīng)細化的AC圖32時細化AC 圖16的迭代微調(diào)算法30。此外，系統(tǒng)10包括處理器36，處理器36分析存儲器34中存儲的數(shù)據(jù)并執(zhí)行存儲器中存儲的算法以生成新的數(shù)據(jù)以將其存儲在存儲器；34中。例如，處理器執(zhí)行一個或多個 MR重建算法38以根據(jù)在受檢者的MR掃描期間采集的原始MR數(shù)據(jù)40重建MR圖像14。類似地，處理器可以執(zhí)行一個或多個核圖像重建算法39以根據(jù)在受檢者的核掃描期間采集的原始核掃描數(shù)據(jù)41重建投影核圖像23。此外，處理器執(zhí)行射線追蹤算法以生成估計的透射數(shù)據(jù)M，執(zhí)行比較器觀以確定估計的數(shù)據(jù)M和測量到的點源透射數(shù)據(jù)22之間的差異， 并執(zhí)行迭代微調(diào)算法30，以便根據(jù)原始AC圖16生成經(jīng)細化的AC圖32。應(yīng)當(dāng)認識到，可以將如本文使用的“算法”解釋為表示永久存儲到存儲器34中并由處理器36執(zhí)行的一條或多條計算機可執(zhí)行指令。因此，采用系統(tǒng)10以在有受檢者的核成像檢查區(qū)域中放置點源(或線源)。在一個范例中，輻射的點源或線源是與用于生成受檢者的PET圖像的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間和在點源或線源之間進行區(qū)分。PET探測器探測來自點源或線源的輻射、使用能量區(qū)分算法42 (例如，存儲在存儲器34中并由處理器36執(zhí)行)從PET數(shù)據(jù)分離來自點源或線源的輻射，并將所述輻射用于生成透射輻射數(shù)據(jù)，特別是穿過受檢者的投影。通過使用兩個或更多輻射源，或通過相對于患者旋轉(zhuǎn)輻射源，容易地生成三維輻射衰減圖?？梢詴簳r將點源或線源插入機架或核成像裝置20或患者支撐物結(jié)構(gòu)中，或可以永久性固定。例如，可以在患者支撐物或界定內(nèi)膛的結(jié)構(gòu)中的預(yù)選已知位置處界定接收結(jié)構(gòu)。源的已知位置便于分析投影數(shù)據(jù)。備選地，可以通過分析投影數(shù)據(jù)確定源的位置。根據(jù)另一實施例，從諸如MR掃描器12的解剖成像設(shè)施導(dǎo)出衰減圖。在實踐中可以應(yīng)用多個點源18以實現(xiàn)更好的性能。然而，在以下范例中，描述了具有單一點源的PET/ MR組合。根據(jù)該范例，使用MR掃描器12生成對象或患者的MR圖像。確定身體輪廓和其他內(nèi)臟器官邊界。識別并標(biāo)記已知基本或完全為軟組織的區(qū)域。無特征的區(qū)域，諸如包括空氣的肺組織和骨骼組織保留未標(biāo)記狀態(tài)。生成(例如，采集核圖像數(shù)據(jù))同一對象或患者的核圖像(例如，PET或SPECT)。 同時，打開不同的能量窗口以從適當(dāng)位于患者或?qū)ο蟮倪吔缤獠康诤顺上衿鳈C架中檢查區(qū)域內(nèi)的輻射點源18接收計數(shù)。例如，標(biāo)準的能量窗口用于SPECT成像，能量窗口和 “單”(“singles”)模式用于PET成像。點源的能量高于用于對患者或?qū)ο蟪上竦姆派湫酝凰?例如，當(dāng)以511keV對PET數(shù)據(jù)成像時，137Cs為662keV)生成的發(fā)射數(shù)據(jù)。身體輪廓或外形還便于將點源輻射與散射區(qū)分開。此外，使用能量高于PET輻射的點源便于區(qū)分點源輻射與PET輻射散射，因為點源輻射不與較低能量的PET輻射散射交疊。采集來自源的數(shù)據(jù)并將其積累到存儲于存儲器；34中的直方圖或投影中。例如在生成AC圖16時由處理器向經(jīng)分割的MR圖像的已知面積分配衰減系數(shù)。使用射線追蹤算法構(gòu)建數(shù)學(xué)模型以通過基于MR的衰減圖16生成估計的投影數(shù)據(jù)M，基于MR的衰減圖與外部點源(參見圖2) 具有相同的幾何特征。備選地為未知區(qū)域分配空氣或骨骼值，直到通過衰減圖16估計的或模擬的數(shù)學(xué)投影數(shù)據(jù)M密切匹配點源的測量到的透射數(shù)據(jù)22?？梢允褂媒?jīng)適當(dāng)分割并具有針對空氣和骨骼組織各種模糊區(qū)域適當(dāng)分配的值的經(jīng)細化的AC圖32來執(zhí)行核圖像23 的衰減校正。一旦確定了空氣和骨骼區(qū)域，任選地優(yōu)化針對各種軟組織區(qū)域的衰減因子。圖2圖示說明了根據(jù)本文所述的一個或多個方面定位于核成像裝置20中的點源 18。將感興趣體積(例如，對象、患者)60置于核成像裝置20的機架64界定的成像區(qū)域中的臺或患者支撐物62上。感興趣體積具有可能是骨骼組織或空氣的模糊區(qū)域66 (例如，肺組織、空氣或空氣穴等)，使用感興趣體積的MR圖像可能無法容易地將其區(qū)分開。因此，將點源18靠近感興趣體積定位在臺62上并發(fā)射輻射透射線68，由安裝到機架64上的核探測器70探測輻射透射線68。在一個實施例中，機架64是可旋轉(zhuǎn)的機架，并且核探測器70繞檢查區(qū)域旋轉(zhuǎn)以探測透射線68以及從被施予到感興趣體積中的放射性同位素采集核掃描數(shù)據(jù)，以便生成其核圖像。在另一實施例中，在檢查區(qū)域周圍間隔分布具有不同透射能量的兩個或更多點源 18,18'，以生成完整視場。通過這種方式，生成兩個或更多線的積分以便于解決MR圖像數(shù)據(jù)中骨骼和空氣體素之間的模糊性問題。在另一實施例中，核探測器70是PET探測器，并在重建PET圖像時使用本文所述的經(jīng)細化的AC圖校正所采集的PET數(shù)據(jù)中的衰減。在另一實施例中，核探測器70是單正電子發(fā)射計算機斷層攝影(SPECT)探測器， 并在重建SPECT圖像時使用本文所述的經(jīng)細化的AC圖校正所采集的SPECT數(shù)據(jù)中的衰減。圖3A圖示說明了測量到的點源透射數(shù)據(jù)22和相應(yīng)的數(shù)據(jù)落入其中的多個直方圖組合之間的圖解關(guān)系71。結(jié)合估計的點源透射數(shù)據(jù)24(圖3B)使用測量到的點源透射數(shù)據(jù) 22迭代地細化AC圖，直到其可以用于PET衰減校正。圖;3B圖示說明了由處理器36使用射線追蹤算法沈(圖1)生成的模擬的或估計的點源透射數(shù)據(jù)M和相應(yīng)的模擬數(shù)據(jù)落入其中的多個直方圖組合之間的圖解關(guān)系72。將估計的點源透射數(shù)據(jù)M與測量到的點源數(shù)據(jù)22進行比較，以確定AC圖是否可在重建PET 圖像時用于校正PET掃描數(shù)據(jù)中的衰減。圖3C圖示說明了測量到的點源透射數(shù)據(jù)值和模擬的透射數(shù)據(jù)值之間的差異和相應(yīng)差異數(shù)據(jù)落入其中的多個直方圖組合的圖解關(guān)系74。在處理器36執(zhí)行圖1的比較器觀時確定該差異值。利用對AC圖的每次迭代調(diào)節(jié)，都減小了差異值。一旦估計的透射數(shù)據(jù)和測量到的透射數(shù)據(jù)之間的差異值充分小(例如，低于預(yù)定閾值)，就存儲經(jīng)細化的AC圖以用于PET衰減校正。圖4圖示說明了根據(jù)本文所述的各方面生成經(jīng)細化的AC圖以校正核圖像中的衰減的方法。在78，生成受檢者的MR圖像。在80，根據(jù)受檢者的經(jīng)分割的MR圖像生成AC圖。 在82，將受檢者置于核掃描器(例如，PET或SPECT)檢查區(qū)域中，使點源定位于受檢者外部和檢查區(qū)域內(nèi)部。點源發(fā)射比向受檢者施予的放射性同位素(例如，511keV)具有更高能量的Y (gama)射線，例如137Cs (例如，大約為662keV)。備選地，將較低的能量(例如，低于 51 IkeV)用于點源，例如1MBa(例如，大約360keV)。在84，使用核掃描器測量來自點源的透射數(shù)據(jù)，并生成受檢者的核圖像數(shù)據(jù)。例如，工作在單模式下的PET掃描器可以同時測量點源透射數(shù)據(jù)與核同位素發(fā)射數(shù)據(jù)，例如， 如圖3A所示。在86，使用射線追蹤技術(shù)在AC圖上導(dǎo)出或估計透射數(shù)據(jù)，例如，如圖:3B所示。在88，確定來自84的透射數(shù)據(jù)和來自86的投影數(shù)據(jù)之間的差異，如圖3C所示。在90， 計算表示在88確定的差異的誤差因子，諸如均方根(rms)誤差等。在92，使用在90確定的因子修改衰減圖，并且該方法返回到86，用于生成下一投影數(shù)據(jù)、與測量到的透射數(shù)據(jù)進行比較、確定差異和生成rms因子。一旦獲得了兩個rms誤差值，在94對它們進行比較。在96，確定是否已經(jīng)找到最小rms誤差。如果沒有，該方法返回到92。如果已經(jīng)找到了最小rms誤差，在97保存經(jīng)細化的衰減圖，用于校正在84生成的受檢者的核圖像中的衰減。在98，使用在97存儲的AC圖重建在84生成的核圖像數(shù)據(jù)，以生成經(jīng)衰減校正的核圖像(例如，PET或SPECT)。參考圖5，示范性醫(yī)院系統(tǒng)100可以包括多種成像裝置，諸如MR成像裝置12、核掃描器20(例如，PET或SPECT)等，其生成成像數(shù)據(jù)，由獨立或共享的重建處理器102重建成像數(shù)據(jù)以生成3D圖像表示。通過網(wǎng)絡(luò)104向中央存儲器106或本地存儲器108傳送圖像表不。在與網(wǎng)絡(luò)連接的站110，操作員使用用戶界面IM將選定的3D患者MR衰減圖移動到中央存儲器106和本地存儲器108或在二者之間移動。視頻處理器116在顯示器122的第一觀察窗IlS1中顯示選定的衰減圖(或MR圖像)。在第二觀察窗11 中顯示核圖像。 第三觀察窗11 可以顯示衰減圖和核圖像的重疊。例如，可以允許用戶將MR衰減圖中的界標(biāo)與核圖像中的對應(yīng)結(jié)構(gòu)或界標(biāo)配準。例如，操作員通過接口 124(例如，使用鼠標(biāo)、指示筆或其他適當(dāng)?shù)挠脩糨斎胙b置)選擇與衰減像中的界標(biāo)對應(yīng)的核圖像界標(biāo)。備選地， 可以由處理器116中的程序自動對準衰減圖。用戶界面124中的處理器36(圖1)然后執(zhí)行校正算法并推斷出在衰減圖中的模糊區(qū)域中填充時要采用的適當(dāng)組織類型(例如，骨骼或空氣)。然后可以使用經(jīng)細化的衰減圖重建經(jīng)衰減校正的核圖像，可以在其他應(yīng)用中使用該圖像。例如，治療規(guī)劃站130可以使用經(jīng)衰減校正的PET圖像制訂治療規(guī)劃。一旦規(guī)劃得令操作員滿意，在適于自動化流程的情況下，就能夠?qū)⒁?guī)劃的治療傳遞到實施規(guī)劃過程的治療裝置132。其他站可以在各種其他規(guī)劃過程中使用經(jīng)衰減校正的PET圖像。在另一實施例中，觀察窗11 中顯示的重疊圖像是可調(diào)節(jié)的從而相對于核圖像對MR圖像加權(quán)，或反之亦然。例如，可以調(diào)節(jié)機械式的或呈現(xiàn)在顯示器122上并利用輸入裝置操縱的滑動條或旋鈕(未示出)來改變MRI圖像或核圖像的權(quán)重。在一個范例中，操作員可以將觀察窗11 中的圖像，從純粹MR圖像數(shù)據(jù)(如觀察窗IlS1中所示)，經(jīng)過MR和核圖像數(shù)據(jù)的多個和/或連續(xù)組合，調(diào)節(jié)成純粹的核圖像數(shù)據(jù)(如觀察窗11 中所示)。例如，可以離散地或連續(xù)地從0:1到1:0調(diào)節(jié)MR圖像數(shù)據(jù)與核圖像數(shù)據(jù)的比例。作為另一種選擇，可以用灰度級顯示MR圖像并可以對核圖像進行彩色化。MR圖像中的解剖學(xué)界標(biāo)有助于將核圖像關(guān)聯(lián)到受檢者。 已經(jīng)參考若干實施例描述了本創(chuàng)新。在閱讀并理解了前述詳細說明的同時，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以想到修改和變型。這意味著，應(yīng)當(dāng)將本創(chuàng)新推斷為包括所有此類落在權(quán)利要求或與其等價的范圍內(nèi)的修改和變型。
權(quán)利要求
1.一種解剖圖像校正系統(tǒng)(10)，包括磁共振(MR)成像器(12)，所述磁共振成像器在MR采集掃描期間采集受檢者(60)的 MR圖像數(shù)據(jù)(14)；核掃描器(20)，所述核掃描器在核采集掃描期間采集所述受檢者(60)的核圖像數(shù)據(jù) (23)，并同時測量來自置于所述核掃描器00)的檢查區(qū)域中的輻射源(18)的透射數(shù)據(jù) (22)；以及處理器，所述處理器根據(jù)所述MR圖像數(shù)據(jù)(14)生成衰減校正(AC)圖(16)；使用測量到的透射數(shù)據(jù)02)迭代地細化所述AC圖(16)以生成經(jīng)細化的AC圖(32)；以及使用所述經(jīng)細化的AC圖(3 針對衰減校正所述核圖像數(shù)據(jù)03)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器(36)在所述AC圖(16)上執(zhí)行射線追蹤算法06)以生成估計的透射數(shù)據(jù)04)； 執(zhí)行比較(觀)，所述比較確定所述估計的透射數(shù)據(jù)04)和所述測量到的透射數(shù)據(jù) (22)之間的差異；以及執(zhí)行對所述AC圖中的衰減值的調(diào)節(jié)，以減小所述估計的透射數(shù)據(jù)和所述測量到的透射數(shù)據(jù)之間的差異。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器(36)計算均方根(rms)誤差值以使所述估計的透射數(shù)據(jù)04)和所述測量到的透射數(shù)據(jù)0 之間的所述差異最小化。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中，在確定使所述差異最小化了之后，所述處理器 (36)將所述經(jīng)細化的AC圖(3 存儲到存儲器(34)中。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述核掃描器OO)是正電子發(fā)射斷層攝影 (PET)掃描器。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中，所述PET掃描器從向所述受檢者(60)施予的并具有大約511keV能量水平的放射性同位素發(fā)射的輻射采集數(shù)據(jù)，并且其中，所述輻射源 (18)是能量水平與大約511keV不同的放射性材料。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述輻射源(18)安裝在以下中的至少一個上面或內(nèi)部的固定位置患者支撐物(62)，所述受檢者(60)在所述患者支撐物上被置于所述核掃描器OO)的機架(64)的所述檢查區(qū)域中；以及所述機架(64)。
8.一種細化磁共振(MR)衰減校正(AC)圖的方法，包括根據(jù)受檢者(60)的MR圖像數(shù)據(jù)(14)生成衰減校正(AC)圖(16)； 從輻射源(18)穿過受檢者(60)發(fā)送輻射，所述輻射源設(shè)置于所述受檢者外部； 從穿過所述受檢者發(fā)送的所述輻射測量透射數(shù)據(jù)02)； 根據(jù)所述AC圖(16)生成估計的透射數(shù)據(jù)04)；以及通過基于所述測量到的透射數(shù)據(jù)0 和所述估計的透射數(shù)據(jù)04)的比較調(diào)節(jié)所述AC 圖(16)以生成經(jīng)細化的AC圖(32)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，還包括生成正電子發(fā)射斷層攝影(PET)數(shù)據(jù)； 利用所述經(jīng)細化的AC圖校正所述PET數(shù)據(jù)；以及將所述經(jīng)校正的PET數(shù)據(jù)重建為PET圖像。
10.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，還包括確定所述測量到的透射數(shù)據(jù)和所述估計的透射數(shù)據(jù)之間的第一誤差；以及調(diào)節(jié)所述AC圖(16)以減小所述誤差。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，還包括 使用經(jīng)調(diào)節(jié)的AC圖確定第二估計的透射數(shù)據(jù)；確定所述測量到的透射數(shù)據(jù)和所述第二估計的透射數(shù)據(jù)之間的第二誤差；以及進一步調(diào)節(jié)所述AC圖(16)以進一步減小所述誤差。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，確定所述誤差包括迭代地確定均方根(rms)值并調(diào)節(jié)所述AC圖(16)，直到所確定的rms值是最優(yōu)的。
13.一種計算機可讀介質(zhì)(34)，在所述計算機可讀介質(zhì)上存儲有軟件，所述軟件用于控制一個或多個計算機執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法。
14.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述PET掃描器從向所述受檢者(60)施予的并具有大約511keV能量水平的放射性同位素發(fā)射的輻射采集數(shù)據(jù)，并且其中，所述輻射源 (18)是能量水平與大約511keV不同的放射性材料。
15.一種正電子發(fā)射斷層攝影(PET)掃描器，包括 輻射探測器(70)的環(huán)；輻射源(18)，所述輻射源靜止安裝在所述輻射探測器的環(huán)內(nèi)； 處理器(36)，所述處理器被編程以執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，以生成經(jīng)細化的衰減校正(AC)圖(32)；重建算法(39)，所述重建算法利用所述經(jīng)細化AC圖(32)校正來自所述輻射探測器 (70)的PET數(shù)據(jù)并將所述經(jīng)校正的PET數(shù)據(jù)重建為經(jīng)衰減校正的PET圖像。
16.一種單光子發(fā)射計算機斷層攝影(SPECT)掃描器，包括 多個輻射探測器(70)；輻射源(18)，所述輻射源靜止安裝在輻射探測器的檢查區(qū)域內(nèi)； 處理器(36)，所述處理器被編程以執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，以生成經(jīng)細化的衰減校正(AC)圖(32)；重建算法(39)，所述重建算法利用所述經(jīng)細化的AC圖(3 校正來自所述輻射探測器 (70)的SPECT數(shù)據(jù)并將所述經(jīng)校正的SPECT數(shù)據(jù)重建為經(jīng)衰減校正的SPECT圖像。
17.一種用于細化衰減校正圖以校正核圖像中的衰減的設(shè)備，包括模塊(12、36、38)，所述模塊用于根據(jù)受檢者(60)的MR圖像數(shù)據(jù)(14)生成衰減校正 (AC)圖(16)；模塊(18)，所述模塊用于發(fā)送穿過受檢者(60)的輻射，用于發(fā)送輻射的所述模塊設(shè)置于所述受檢者外部；模塊(36、70)，所述模塊用于測量來自穿過所述受檢者發(fā)送的輻射的透射數(shù)據(jù)02)； 模塊06、36)，所述模塊用于根據(jù)所述AC圖(16)生成估計的透射數(shù)據(jù)04)；以及模塊(觀、30、36)，所述模塊用于通過基于所述測量到的透射數(shù)據(jù)0 和所述估計的透射數(shù)據(jù)04)的比較調(diào)節(jié)所述AC圖(16)以生成經(jīng)細化的AC圖(32)。
18. 一種細化衰減校正(AP)圖(16)的方法，包括 根據(jù)采集的磁共振(MR)圖像數(shù)據(jù)(14)生成所述AC圖(16)； 使用從放射性點源(18)探測到的透射數(shù)據(jù)在所述MR圖像數(shù)據(jù)(14)中的骨骼體素和空氣體素之間進行區(qū)分；以及基于所探測的點源透射數(shù)據(jù)更新所述AC圖(16)。
全文摘要
當(dāng)校正核圖像(例如，PET或SPECT)中的衰減時，使用受檢者(60)的MR圖像數(shù)據(jù)(14)生成基于MR的衰減校正(AC)圖(16)。然后將受檢者(60)置于具有放射性點源或線源(18，18′)的核成像裝置中，在對患者成像時從所述成像裝置測量透射數(shù)據(jù)。為了分辨基于MR的AC圖(16)中空氣體素和骨骼體素之間的模糊性，根據(jù)AC圖生成估計的透射數(shù)據(jù)(24)并將所述估計的透射數(shù)據(jù)與來自點源或線源的測量到的透射數(shù)據(jù)(22)進行比較。針對估計的和測量到的透射數(shù)據(jù)迭代地計算誤差，并細化AC圖(16)的衰減值以使誤差最小化。使用經(jīng)細化的AC圖(32)校正所收集核數(shù)據(jù)(41)中的衰減，將其重建成患者的經(jīng)衰減校正的圖像(99)。
文檔編號G06T7/00GK102265307SQ200980136210
公開日2011年11月30日 申請日期2009年9月9日 優(yōu)先權(quán)日2008年9月17日
發(fā)明者D·加尼翁, Z·胡 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司