專利名稱：基于模型的spect心臟取向估計的制作方法
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基于模型的SPECT心臟取向估計
本申請在SPECT、 PET和其他核成像設(shè)備或技術(shù)中具有具體應(yīng)用。然 而，將會意識到所述(各)技術(shù)同樣會在其他類型的成像系統(tǒng)和/或其他患 者掃描系統(tǒng)或技術(shù)中具有應(yīng)用。
在很多心臟成像研究中，人們對左心室具有特別的興趣。當(dāng)觀看左心 室的圖像時，通常生成與左心室的長軸正交的切片。作為生成這些圖像的 最初步驟，人們需要定義左心室的長軸。
單光子發(fā)射計算機斷層掃描(SPECT)的其中一種最重要的診斷應(yīng)用 是心肌灌注成像，其中含有適當(dāng)放射性核素(諸如Tc-99m)的示蹤物質(zhì)的 攝入指示了心臟區(qū)域的健康狀況。利用這種診斷方法，將左心室(LV)SPECT 圖像中的低強度與由于冠狀動脈疾病造成的灌注缺失關(guān)聯(lián)在一起。
在心肌SPECT中，可將根據(jù)投影數(shù)據(jù)重建的橫斷面圖像重取向為短軸 圖像。短軸圖像(其垂直于LV的長軸)能夠使心肌灌注SPECT的顯示和 闡述標(biāo)準(zhǔn)化，并使在2D極化圖形(用于量化的標(biāo)準(zhǔn)視圖)中呈現(xiàn)3D信息 成為可能?？墒謩哟_定LV的長軸，但這是耗時并且也是主觀的。
一種技術(shù)是將橢的數(shù)學(xué)模型疊加于左心室的圖像之上。放射學(xué)家然后 調(diào)整該橢球(通過諸如拖拽工具來推進或拉動該橢球)，以使其盡可能地準(zhǔn) 確地符合患者的左心室。由于所述長軸通常相對于所有三個通常用于生成 計算機斷層圖像的正交軸發(fā)生傾斜，因此手動操作要比其看起來更加困難。 可選地，人們可以對左心室進行分割，并使用基于計算機的擬和技術(shù)將橢 圓與左心室的輪廓相擬和。在該擬和技術(shù)中再次出現(xiàn)了不確定性。此外， 被成像患者常常具有各種缺陷，其使得對左心室的形狀并非是真正的橢球 形。
自動確定長軸的一種方法是將橢球與數(shù)據(jù)進行擬和，并使用用于重取 向的對稱車由，如在"Automatic Reorientation of Three-Dimensional， Transaxial Myocardial Perfusion SPECT Images", G. Germano, P, B. Kavanagh, H. -T. Su,M. Mazzanti, H. Kiat, R. Hachamovitch， K. F. Van Train, J. S. Areeda， D. S. Berman， J.Nucl.Med.， 36(6)， 1107-1114， 1995中所述。然而，這種數(shù)學(xué)模 型不能反映心臟的非對稱性以及個體解剖結(jié)構(gòu)的差異，并且如果存在大量 的攝入缺失，常常不能定位所述長軸。而且，SPECT圖像常常顯示右心室。 為了所述橢球擬和，典型地需要抑制該結(jié)構(gòu)，盡管右心室可能含有用于取 向估計的有用的附加信息，特別是在如果LV的多個部分由于梗死而顯示低 強度的情況下。
這樣，在本領(lǐng)域中對促進克服上述缺陷的系統(tǒng)和方法存在未能解決的 需求。
根據(jù)一個方面，用于識別心臟左心室的主軸的系統(tǒng)包括重建處理器， 其接收患者心臟的圖像數(shù)據(jù)并將所述數(shù)據(jù)重建成圖像表示；心臟取向估計 器，其使用所述圖像表示和標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型來識別心臟左心室長軸；以及重 取向處理器，其進一步用所述長軸作為三個正交重取向軸的其中一個對所 述圖像數(shù)據(jù)進行重取向。所述系統(tǒng)還包括給用戶呈現(xiàn)所述圖像信息和所識 別的長軸信息的顯示器。
根據(jù)另一方面， 一種估計患者心臟方向的方法包括生成患者心臟的
原始圖像數(shù)據(jù)；將所述圖像數(shù)據(jù)重建成圖像表示；將預(yù)定義的網(wǎng)格模型覆 蓋在所述圖像表示之上；以及在所述網(wǎng)格模型上運行網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議以定 義左心室的長軸。所述方法還包括將定義的長軸定義用作三個正交重取向 軸的其中一個，對重建的橫截圖像進行重取向。
又一方面涉及一種用于識別心臟左心室主軸的系統(tǒng)，其包括重建處 理器，其接收患者心臟的圖像數(shù)據(jù)并將所述數(shù)據(jù)重建成圖像表示；心臟取 向估計器，其使用所述圖像表示和標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型來識別心臟左心室的長軸; 重取向處理器，其進一步用所述長軸作為三個正交重取向軸的其中一個對 所述圖像數(shù)據(jù)進行重取向；以及顯示器，其給用戶呈現(xiàn)所述圖像信息和所 識別的長軸信息。
一個優(yōu)勢在于將左心室的長軸識別為穿過二尖瓣和左心室心肌的質(zhì)心 的線。
另一優(yōu)勢在于由于圖像重取向所述長軸信息，而獲得的優(yōu)于常規(guī)CT的提高的圖像精度。
本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在閱讀并理解了以下詳細(xì)描述后，將會意識到主 題創(chuàng)新的其它優(yōu)勢。
本創(chuàng)新采取不同的組件和組件布置的形式，以及不同的步驟和步驟布 置的形式。各附圖僅為了闡述各方面，不能解釋為限制本發(fā)明。


圖1闡述了用于利用自適應(yīng)網(wǎng)格建模來識別心臟左心室的長軸的方法；
圖2闡述了根據(jù)一個或多個方面，用于通過對所述模型施加相反的力 來調(diào)整心臟網(wǎng)格模型的方法；
圖3闡述了根據(jù)此處描述的各個實施例，結(jié)合成像設(shè)備在單光子發(fā)射 計算機斷層掃描(SPECT)圖像中自動、魯棒性好并且以確定良好地方式， 識別左心室(LV)長軸的心臟取向估計系統(tǒng)；
圖4顯示了使用用于根據(jù)SPECT圖像進行心臟取向估計的方法而生成 的各種CT圖像角度和所構(gòu)建的心臟3D網(wǎng)格模型的屏幕截圖，所述方法具 有心臟模型構(gòu)建和心臟模型自適應(yīng)的各分步步驟；
圖5和6分別顯示了根據(jù)網(wǎng)格模型構(gòu)建的LV體積以及平均LV體積的 屏幕截圖7和8顯示了各屏幕截圖和用作取向估計的參考模型屏幕截圖； 圖9是重取向的、梗死心臟的三個正交軸視圖的屏幕截圖。
圖1闡述了用于利用自適應(yīng)網(wǎng)格建模識別心臟左心室長軸的方法10。 在12，在若干不同活動相位中生成標(biāo)稱或典型的心臟CT圖像。例如，在 心跳周期期間可生成預(yù)先確定的數(shù)量(例如，5、 10、 12或任何其他預(yù)期數(shù) 量)的CT圖像。在14，通過將描述心臟或其一部分(諸如左心室)的CT 圖像數(shù)據(jù)進行結(jié)合生成"類SPECT"的圖像，其中所述圖像由于多個不同 CT圖像體積的聚集或平均而導(dǎo)致不清楚。根據(jù)標(biāo)稱心臟在每個階段所花費 的相對時間，對每個心臟階段的圖像的影響進行加權(quán)。去除圖像中的在 SPECT中不可見的結(jié)構(gòu)。將定義的網(wǎng)格模型存儲在標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型存儲器44 中。
在16，將與類SPECT圖像對應(yīng)的網(wǎng)格模型覆蓋在患者心臟的SPECT或PET圖像之上。另夕卜，可對SPECT圖像進行分割以便更清楚地定義其邊 界。在18，運行網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議，以調(diào)整所述網(wǎng)格模型而使其符合類SPECT 圖像。例如，將所述網(wǎng)格模型朝類SPECT模型圖像的尺寸進行拖拽，同時 強化某些能確保網(wǎng)格模型不被拖拽超過預(yù)定義的可接受閾值水平的約束。 另外，為相關(guān)空間偏差梯度(pertinent spatial deviation gradients)、可接受的 誤差水平和/或百分比等設(shè)定各個閾值，并在20進行應(yīng)用。例如，最大梯度 設(shè)定了所述網(wǎng)格的最大引力，使得偽影不能太強烈地牽拉(變形)所述網(wǎng) 格。在22，可應(yīng)用幾何限制來防止所述網(wǎng)格被牽拉成嚴(yán)重偏離橢球的形狀。 該擬和技術(shù)迭代重復(fù)N次，其中N是整數(shù)并可根據(jù)設(shè)計約束、用戶喜好等 來設(shè)定。在一個實施例中，設(shè)定迭代次數(shù)近似為六次。任選地，用戶可將 最終模型覆蓋在SPECT或PET診斷圖像之上，并可手動要求進一步的迭代 處理。
在24，定義長軸，它是從二尖瓣延伸穿過心室體積的質(zhì)心的軸。將會 意識到可結(jié)合此處描述的各個方面和/或各實施例來使用長軸的其他模型和 /或定義，并且所述長軸并不限于是穿過二尖瓣和左心室體積的質(zhì)心的線。 一旦定義了長軸，在26中，重取向處理器將所述長軸用作三個正交重取向 軸的其中一個，對重建的橫截圖像SPECT數(shù)據(jù)進行重取向。以這種方式， 為放射學(xué)家/心臟病專家的檢査而生成垂直于該長軸延伸的一系列切片。任 選地，如果使用組合的SPECT-CT成像系統(tǒng)，CT成像系統(tǒng)可用于生成心臟 的CT圖像。可以使以前討論的基于CT圖像的標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型適應(yīng)患者的實 際CT圖像，然后將CT適應(yīng)模型用作網(wǎng)格自適應(yīng)過程的起始點。
圖2闡述了根據(jù)一個或多個方面，通過對所述模型施加相反的力來調(diào) 整心臟網(wǎng)格模型的方法。根據(jù)該方法，在32中，啟動網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議。所 述網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議是與上面關(guān)于圖1所述的例程18相類似的例程。在34 中，對所述(例如標(biāo)稱或典型心臟的)網(wǎng)格模型施加第一力，以便將所述 模型朝患者心臟SPECT模型的形狀進行牽拉。同時，在36中對所述網(wǎng)格 模型施加第二力，以保持所述網(wǎng)格模型的原始形狀?？墒謩诱{(diào)整這兩個力 之間的平衡以結(jié)果進行優(yōu)化。另外或可選地，在制造或配置利用所述方法 的系統(tǒng)的過程中，可預(yù)選設(shè)定這兩個力之間的關(guān)系，并且如果需要可由用 戶進行調(diào)節(jié)。圖3闡述了根據(jù)此處描述的各個實施例，結(jié)合成像設(shè)備在單光子發(fā)射
計算機斷層掃描(SPECT)圖像中自動、魯棒性好并且以確定良好的方式， 識別左心室(LV)長軸的心臟取向估計系統(tǒng)。將會意識到提出所述系統(tǒng)只 是為了闡述性目的，并非擬對此處描述的各方面和/或特征的范圍的限定。 短軸圖像(其垂直于左心室(LV)長軸)能夠?qū)崿F(xiàn)心肌灌注SPECT顯示和 闡釋的標(biāo)準(zhǔn)化。可手動確定LV的長軸，但這種確定是耗時且主觀的。因此， 此處所述的系統(tǒng)和方法通過將幾何網(wǎng)格模型(其是之前根據(jù)CT數(shù)據(jù)而構(gòu)建 的)與SPECT圖像進行擬和并觀察轉(zhuǎn)換模型的長軸而實現(xiàn)長軸的確定。當(dāng) 根據(jù)多相CT數(shù)據(jù)構(gòu)建所述模型時，所述方法允許進行模糊校正和心臟運動 估計。
所述系統(tǒng)采用建模算法，其在已經(jīng)粗略地識別出大體的心臟位置的情 況下有助于精確地識別LV的長軸，諸如通過在授予Blaffert等人的美國臨 時專利申請No.60/747,453中所述的方法。此處描述了用于SPECT心臟取 向估計的方法，所述方法將根據(jù)CT數(shù)據(jù)構(gòu)建的幾何網(wǎng)格模型擬和到SPECT 心臟圖像。將定義的模型長軸轉(zhuǎn)換到擬和的模型給出了心臟的長軸。根據(jù) 多相CT數(shù)據(jù)構(gòu)建的模型匹配由于心臟運動導(dǎo)致的SPECT圖像模糊。以下 各段提供了對系統(tǒng)(例如，SPECT或者PET系統(tǒng))示例的操作和結(jié)構(gòu)的深 入說明，其中該系統(tǒng)采用了自動長軸確定算法。
診斷成像裝置38包括對象支撐72 (諸如桌臺或長椅)，其安裝于固定 支撐74的相對端上。桌臺72選擇性地能夠向上或向下移動，以便于將待 成像或被檢查的 位到預(yù)期的位置處，例如使得感興趣區(qū)位于長軸 76的中心。
外部掃描架結(jié)構(gòu)80可移動地安裝在軌道82上，所述軌道與長軸76并 行延伸。提供外部掃描架結(jié)構(gòu)移動組件84，以便在平行于長軸76的路徑上 沿軌道82選擇性地移動外部掃描架結(jié)構(gòu)80。在所述實施例中，縱向移動組 件包括在軌道82上支持外部掃描架結(jié)構(gòu)80的驅(qū)動輪86。動力電源88 (諸 如電機)選擇性地驅(qū)動與軌道82摩擦銜接的輪子中的一個，并沿(各)軌 道驅(qū)動外部掃描架結(jié)構(gòu)80和支持的內(nèi)部掃描架90和探測頭82和84。可選 地，外部掃描架結(jié)構(gòu)80是固定的，而將對象支撐72配置成沿縱軸76移動 對象78，從而實現(xiàn)對對象78的預(yù)期定位。內(nèi)部掃描架結(jié)構(gòu)卯旋轉(zhuǎn)地安裝在外部掃描架結(jié)構(gòu)80上用于步進或連
續(xù)旋轉(zhuǎn)。旋轉(zhuǎn)的內(nèi)部掃描架結(jié)構(gòu)90定義了接收對象的孔徑96。 一個或多個 探測頭(優(yōu)選兩個或三個)可單獨地定位在旋轉(zhuǎn)的內(nèi)部掃描架90上。所述 實施例包括探測頭92、 94，以及任選的第三探測頭95。所述各探測頭也可 作為整體隨著旋轉(zhuǎn)掃描架結(jié)構(gòu)90的旋轉(zhuǎn)，圍繞對象接收孔徑96和對象16
(當(dāng)其被接收時)進行旋轉(zhuǎn)。各探測頭可徑向、圓周及側(cè)向地進行調(diào)整， 從而改變它們距對象78的距離，并且其可在旋轉(zhuǎn)掃描架90上以一定間隔 排列，從而將各探測頭定位在圍繞所述中心軸的多個角方向的任意一個上 并距所述中心軸的多個位移中的任意一個上。例如，將分離的平移設(shè)備(諸 如電機和驅(qū)動組件)設(shè)置成沿線性軌跡或其他恰當(dāng)引導(dǎo)路線，在與對象接 收孔徑36相切的方向上，單獨徑向、圓周及側(cè)向平移所述各探測頭。此處 描述的應(yīng)用兩個探測頭的各實施例可實現(xiàn)在兩個探測器系統(tǒng)或三個探測器 系統(tǒng)等等。類似地，也可構(gòu)想使用三重對稱來使所述各實施例適應(yīng)于三個 探測器系統(tǒng)。
探測頭92、 94和95每一個包括閃爍晶體，諸如單個大的或分段摻雜 的碘化鈉晶體，其置于面向?qū)ο蠼邮湛讖?6的輻射接收面98、 98'之后。 閃爍晶體響應(yīng)于入射的輻射發(fā)射閃光或光子。閃爍晶體由接收閃光并將其 轉(zhuǎn)化成電信號的光電探測器陣列進行觀測。分解器回路解析每次閃光的X、 Y坐標(biāo)以及入射輻射的能量(Z)。即，輻射撞擊閃爍晶體，引起所述閃爍 晶體閃爍，例如響應(yīng)于所述輻射發(fā)射光子。對光電探測器的相關(guān)輸出進行 處理并以常規(guī)方式進行校正，從而生成指示(i)接收每次輻射事件的探測 頭上的位置坐標(biāo)，和(ii)每次事件的能量的輸出信號。所述能量用于在多 種類型的輻射(諸如多發(fā)射輻射源、雜散及次級發(fā)射輻射、散射輻射、傳 播輻射)之間進行區(qū)分，并能消除噪聲。
在SPECT成像中，在探測頭的每個坐標(biāo)上接收的輻射數(shù)據(jù)定義了投影 圖像表示。在SPECT成像中，準(zhǔn)直器沿接收的輻射定義了射線。將會意識 到雖然關(guān)于SPECT圖像描述了多個實施例，但是也可另外或可選地應(yīng)用正 電子發(fā)射斷層(PET)成像系統(tǒng)，以執(zhí)行此處提出的長軸確定技術(shù)。
在PET成像中，監(jiān)測探測頭的輸出以檢測兩個頭上同時發(fā)生的輻射事 件。從各頭的位置和方向以及接收到同時發(fā)生的輻射的面上的位置，計算同時發(fā)生的事件的探測點之間的射線。該射線定義了一條線，輻射事件沿
該線發(fā)生。在PET和SPECT中，將來自各探測頭的多種角方向的輻射數(shù)據(jù) 存儲到數(shù)據(jù)存儲器39中，然后由重建處理器40重建成感興趣區(qū)的橫截體 積圖像表示，將其存儲到體積圖像存儲器42中。
所述系統(tǒng)額外地包括心臟取向估計器(HOE) 60，其執(zhí)行上述關(guān)于圖1 和2所描述的算法。例如，HOE從各探測頭接收圖像信息，分析所接收的 信息，并給顯示器62提供圖像信息供用戶觀看。HOE額外地包括主處理器 64和主存儲器66，所述主處理器64對所接收的信息進行處理，所述主存 儲器66存儲所接收的信息、處理后的信息、重建的圖像數(shù)據(jù)、用于處理、 生成、重建等的一個或多個算法、圖像數(shù)據(jù)、用于識別左心室長軸的一個 或多個算法等。
根據(jù)一實施例，HOE60和相關(guān)各部件使用自適應(yīng)網(wǎng)格建模，找到患者 心臟左心室的長軸。例如，HOE包括數(shù)據(jù)存儲器39和重建處理器40，其 將在存儲器39中存儲的SPECT圖像重建成橫截圖像體數(shù)據(jù)集，將所述數(shù) 據(jù)集繼而存儲到體圖像存儲器42中。生成標(biāo)稱心臟的標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型44，將 其用作所有患者的起始點。為了生成這一模型，在多個(例如，10， 12等) 相位期間的每一個中生成標(biāo)稱心臟的CT圖像。雖然常規(guī)CT圖像在每個所 選相位期間中可生成精確的圖像，但在所有心臟相位上，SPECT和PET圖 像是模糊的。因此，確定每個相位在類SPECT型的圖像中產(chǎn)生的影響，并 生成"類SPECT"的模糊圖像，該圖像是由對不同相位期間的心臟的多個 CT圖像進行平均所生成的圖像。去除該圖像中任何在SPECT中不可見的 結(jié)構(gòu)。以這種方式，生成標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型并存儲到標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型存儲器44中。
將該預(yù)先生成的網(wǎng)格模型覆蓋在46對象的SPECT(或PET)圖像之上。 在一些實施例中，對SPECT圖像進行分割以更加清晰地界定它的邊界。然 后HOE (和/或相關(guān)處理器)運行網(wǎng)格自適應(yīng)計算機例程50，其算術(shù)上地對 所述網(wǎng)格模型施加兩個力。第一個力52將所述網(wǎng)格模型牽拉成SPECT的 形狀。第二個力54約束所述網(wǎng)格模型，以試圖將其限制在原始形狀。利用 用戶輸入設(shè)備56可手動調(diào)整這兩個力之間的平衡。另外，可將HOE預(yù)先 配置成在這兩個力之間具有預(yù)設(shè)的默認(rèn)關(guān)系。
根據(jù)一示例，第一個力將所述標(biāo)稱心臟網(wǎng)格模型牽拉成按SPECT圖像中進行成像的患者心臟形狀。用于施加第一力的算法利用圖像中的多個界 標(biāo)，以便在一個或多個正確方向上牽拉所述網(wǎng)格模型。例如，心臟的心房 典型地比其他區(qū)域暗得多，并因此易于識別。使用心房作為界標(biāo)，可拉動 或以其他方式操縱所述網(wǎng)格模型，直到所述網(wǎng)格模型的各結(jié)構(gòu)對準(zhǔn)到 SPECT圖像中的各結(jié)構(gòu)。可以類似的方式利用其他可識別的心臟結(jié)構(gòu)(例 如，大動脈、心室、腔靜脈、肺靜脈、頸動脈、瓣膜等)，以便將所述網(wǎng)格
模型的形狀與患者心臟的SPECT (或PET)圖像進行匹配。
設(shè)定閾值以限定相關(guān)誤差和空間偏差梯度。例如，最大梯度設(shè)定了所 述網(wǎng)格的最大引力，使得偽影不能太強烈地牽拉(變形)所述網(wǎng)格。此外， 可設(shè)定幾何限制以防止將所述網(wǎng)格牽拉成嚴(yán)重偏離橢球的形狀。迭代地重 復(fù)所述擬和技術(shù)，并且可預(yù)先確定迭代的次數(shù)(例如，4， 5， 6等)。將覆 蓋的網(wǎng)格/SPECT圖像存儲到存儲器58中，并給用戶呈現(xiàn)到顯示器62上。 任選地，用戶可使用與用戶輸入相連的拖拽工具，手動要求更多的迭代處 理。
在處理末，定義了長軸68，諸如從二尖瓣延伸穿過心室體積的質(zhì)心的 軸。 一旦定義了所述長軸，重取向處理器70將所述長軸用作三個正交重取 向軸的其中一個，對存儲器42中的橫截圖像SPECT數(shù)據(jù)進行重取向。以 這種方式，生成一系列與所述長軸正交而延伸的切片，以輸出給顯示器62， 用于放射學(xué)家/心臟病學(xué)家檢查。根據(jù)其中使用組合SPECT-CT成像系統(tǒng)的 相關(guān)實施例，可應(yīng)用CT成像系統(tǒng)來生成心臟的CT圖像。然后使以前討論 的基于CT圖像的網(wǎng)格模型適應(yīng)患者實際的CT圖像。然后將CT適應(yīng)模型 用作述網(wǎng)格自適應(yīng)處理的起始點。
圖4顯示了心臟的多個CT圖像角以及構(gòu)建的3D網(wǎng)格模型112的屏幕 截圖110，其通過使用典型地用于SPECT圖像的心臟取向估計的方法來生 成，其中所述方法具有心臟模型構(gòu)建和心臟模型自適應(yīng)的單獨步驟。根據(jù) CT數(shù)據(jù)將平均心臟模型構(gòu)建為幾何三角網(wǎng)格，如"A comprehensive geometric model of the heart" ,C. Lorenz， J. von Berg, Medical Image Analysis 10 pp. 657-670,2006中所述。從多相CT數(shù)據(jù)中有可能得到平均心臟運動， 如"A whole heart mean model built from multi-phase MSCT data, "C. Lorenz, J. von Berg, In Frangi， Delingette (Eds.)MICCAI workshop proceedings "FromComplex Diseases in Populations and Individuals" ,2006 p.83-86中所述。為了 SPECT數(shù)據(jù)的評估， 可將該模型約束為左和右心室，并且任選左和右心房或其他心臟結(jié)構(gòu)用作 參考的目的。
圖5和6分別顯示了從所述網(wǎng)格模型和平均LV體積構(gòu)建的LV體積的 屏幕截圖120禾n 130。對于心臟運動的每個相位，得到具有LV122形狀的 體積數(shù)據(jù)集，其類似來自平均心臟的"模擬"的SPECT圖像集。源自多相 數(shù)據(jù)集的平均LV體積132與由于心臟運動而導(dǎo)致模糊的SPECT圖像類似。 另外，可將所述圖像與SPECT掃描器的點擴散函數(shù)進行巻積，以模擬由于 采集所造成的模糊。然后將所述平均模型與"模糊"的數(shù)據(jù)集進行擬和， 給出用于SPECT數(shù)據(jù)自適應(yīng)的最終參考模型。精確的模型具有優(yōu)于未處理 CT模型的優(yōu)勢，因為其形狀更接近所測量的SPECT數(shù)據(jù)，從而在自適應(yīng) 上魯棒性更好。最后，為所述模型定義長軸，例如由表面模型頂點的平均 位置所估計的、穿過二尖瓣中心和心肌質(zhì)心的線。
圖7和8顯示了用于取向估計的所述參考模型的屏幕截圖140和150。 通過首先將參考模型112大體定位在所測量的SPECT數(shù)據(jù)集內(nèi)而將參考模 型112的初始位置和尺寸用于取向估計，如屏幕截圖140所示。之后通過 將網(wǎng)格三角迭代地朝向其相鄰梯度移動而使模型適應(yīng)于數(shù)據(jù)，如屏幕截圖 150所示。
圖9是梗死心臟162的三個重取向正交軸視圖的屏幕截圖160。根據(jù)自 適應(yīng)模型頂點的位置，計算實際心臟圖像的長軸，并獲得三正交軸視圖。 由于來自CT模型的SPECT參考模型是已知的，用后向變換可估計模糊和 心臟運動的影響。在任何心肌SPECT重建和處理軟件中可采用用于執(zhí)行取 向估計的算法，從而便于提供此處描述的性能。
權(quán)利要求
1、一種用于識別心臟中左心室的主軸的系統(tǒng)，其包括重建處理器(40)，其接收患者心臟的圖像數(shù)據(jù)并將所述數(shù)據(jù)重建成圖像表示；心臟取向估計器(60)，其使用所述圖像表示和標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模型來識別所述心臟的左心室的長軸；重取向處理器(70)，其進一步用所述長軸作為三個正交重取向軸中的一個對所述圖像數(shù)據(jù)進行重取向；以及顯示器(62)，其向用戶呈現(xiàn)圖像信息和所識別的長軸信息。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述圖像數(shù)據(jù)包括所述左心室 的單光子發(fā)射計算機斷層掃描(SPECT)數(shù)據(jù)。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，HOE (60)將所述標(biāo)準(zhǔn)網(wǎng)格模 型覆蓋(46， 16)在所述患者心臟的SPECT圖像或所述患者心臟的正電子 發(fā)射斷層掃描(PET)圖像中的至少一個上。
4、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，其中，所述HOE (60)運行對所述網(wǎng) 格模型施加兩個相反的力(52， 54)的網(wǎng)格自適應(yīng)例程(50， 18)。
5、 根據(jù)權(quán)利要求4所述的系統(tǒng)，其中，第一力(52)朝所述SPECT 圖像的形狀牽拉所述網(wǎng)格模型。
6、 根據(jù)權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中，第二力(52)約束所述網(wǎng)格模 型防止其偏離其原始形狀。
7、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的系統(tǒng)，其中，所述HOE (60)包括至少一個 對施加到所述網(wǎng)格模型上的變形的量進行限制的閾值。
8、 根據(jù)權(quán)利要求4所述的系統(tǒng)，其中，所述HOE (60)對所述網(wǎng)格自 適應(yīng)例程迭代運行預(yù)先確定的次數(shù)。
9、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述HOE (60)將所述左心室 的所述長軸識別為經(jīng)二尖瓣的中心穿過所述左心室的質(zhì)心的線。
10、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述HOE (60)包括 用于將所述網(wǎng)格模型覆蓋在患者心臟的SPECT或PET圖像表示上的例程或裝置(46， 16);用于運行網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議的例程或裝置(50， 18); 用于對誤差和/或空間偏差梯度應(yīng)用閾值的例程或裝置(20);用于應(yīng)用幾何約束的例程或裝置(22); 用于定義所述左心室的長軸的例程或裝置(24);以及用于使用所定義的長軸對所述患者心臟的所述SPECT或PET圖像進行 重取向的例程或裝置(26)。
11、 一種用于在如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)中執(zhí)行心臟取向估計的方法，其包括根據(jù)所述圖像數(shù)據(jù)生成類SPECT圖像表示；將預(yù)定義的網(wǎng)格模型覆蓋在患者心臟的SPECT或PET圖像表示上；運行網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議；對誤差和/或空間偏差梯度應(yīng)用閾值；應(yīng)用幾何約束；定義左心室的長軸；以及使用所定義的長軸對圖像表示進行重取向。
12、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，還包括生成所述患者心臟的所述圖 像數(shù)據(jù)的診斷成像裝置(38)。
13、 一種估計患者心臟的取向的方法，其包括生成患者心臟的原始圖像數(shù)據(jù)；將所述圖像數(shù)據(jù)重建成圖像表示；將預(yù)定義的網(wǎng)格模型覆蓋在所述圖像表示上；在所述網(wǎng)格模型上運行網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議以定義左心室的長軸；以及 將所定義的長軸用作三個正交重取向軸中的一個，對所述圖像表示進 行重取向。
14、 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，還包括施加第一力，以對誤差和/ 或空間偏差梯度應(yīng)用閾值，并且施加幾何約束，以朝SPECT或PET圖像的 形狀牽拉所述網(wǎng)格模型。
15、 根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，還包括施加第二力，以約束所述網(wǎng) 格模型，保持其原始形狀。
16、 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，還包括允許用戶相對于所述第一力 和第二力彼此調(diào)整所述第一力和第二力的幅度。
17、 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，還包括相對于彼此預(yù)設(shè)第一和第二 力的幅度。
18、 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，還包括預(yù)設(shè)所述網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議的 迭代次數(shù)，并允許用戶調(diào)整所述網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議的所預(yù)設(shè)的迭代次數(shù)。
19、 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，還包括使用計算機斷層掃描生成標(biāo) 準(zhǔn)的網(wǎng)格模型。
20、 一種處理器(64)或計算機可讀介質(zhì)(66)，將其編程為應(yīng)用標(biāo)稱 心臟的網(wǎng)格模型定義患者心臟的左心室的長軸，并且在重建所述患者心臟 圖像時，將所述長軸用作三個正交重建軸中的一個。
21、 一種心臟取向估計系統(tǒng)，其包括用于將預(yù)定義的網(wǎng)格模型覆蓋在患者心臟的SPECT或PET圖像上的處 理器或裝置；用于運行網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議的處理器或裝置； 用于對誤差和/或空間偏差梯度應(yīng)用閾值的處理器或裝置； 用于應(yīng)用幾何約束的處理器或裝置； 用于定義左心室的長軸的處理器或裝置。
全文摘要
當(dāng)估計患者心臟的位置或方向時，將標(biāo)稱心臟的網(wǎng)格模型覆蓋在患者心臟的SPECT或PET圖像之上，并對模型進行操縱以符合患者心臟的圖像。網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議對所述網(wǎng)格模型施加反向力，以約束所述網(wǎng)格模型改變形狀并將所述網(wǎng)格模型拉成患者心臟的形狀。心臟取向估計器(60)迭代所述網(wǎng)格自適應(yīng)協(xié)議達預(yù)先確定的次數(shù)，此后它將患者心臟左心室的長軸定義為穿過二尖瓣的中心和左心室的質(zhì)心的線。然后重取向處理器(70)應(yīng)用所述長軸，以便對在其之上最初放置有網(wǎng)格模型的、患者心臟的SPECT或PET圖像進行重取向，以提高PECT或PET圖像的精度。
文檔編號G06T7/00GK101681507SQ200880015241
公開日2010年3月24日 申請日期2008年4月17日 優(yōu)先權(quán)日2007年5月10日
發(fā)明者J·馮貝格, T·布萊費特, Z·趙 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司