专利名称：多模态图像的配准的制作方法
技术领域：
本发明涉及来自不同的成像模态的图像的配准，以使得这些图像可以互相重叠地一起被显示。本发明可用于单光子发射计算机层析摄影术(SPECT)图像与通过磁共振(MR)成像生成的图像的配准，并且将具体参照所述应用对本发明进行描述。然而，应当看到，本示例性实施例也可修改用于来其它模态的图像的配准。
背景技术：
有许多领域，其中通过使用不同的成像模态来成像对象是有用的。某些模态，诸如MR和X射线计算层析摄影术(CT)，以X射线图像或磁共振图像的形式提供有关对象的详细的解剖信息。其它模态，包括核成像技术，诸如SPECT和正电子发射层析摄影术(PET)，诸如通过把被附着在生理示踪剂上的放射性标记物引入到对象而提供在另一个模态中不可看见的不同结构的信息，或有关在对象内发生的新陈代谢或生理现象的功能性信息。
虽然可以对来自不同的模态的图像一起进行检查，但一个图像上显示的结构与另一个图像的结构之间的空间关系的信息常常是有用的，例如，肿瘤相对于临近的组织或骨骼结构的位置。特别是在医疗领域，急需组合由SPECT或PET提供的功能性信息与由MR提供的解剖信息，以便把生理/新陈代谢现象与基础的解剖相联系。在互相重叠的情形下显示图像，常常是有用的。为了使重叠精确，在一个图像中代表对象的特定位置的区域应当相对于另一图像中的相应区域精确地安置。达到这种对准的处理过程被称为“配准”。为了精确的配准，希望一个图像中的每个点被映射到第二个图像中的相应点。
特别是在医疗成像领域，已经提出了用于配准不同模态的图像的各种技术。在一个方法中，在不移动对象的情况下，或通过把对象在扫描器之间移位精确的已知距离，同时或基本上同时得到两种模态中的图像。已经开发了用于PET/CT和SPECT/CT成像的专用扫描器，这一定程度缓和了配准问题。然而，某些成像设备不适合于靠近使用。例如，在MRI设备中生成的磁场可能影响SPECT数据的采集。另外，在单个成像设备中提供两种模态增加了设备的复杂性和成本。因此，希望配准已独立地生成的图像，即，在时间和/或位置上分开的图像。
来自不同模态的图像的配准包括得到用于映射要被配准的图像的数学关系式。执行映射的软件包括用于例如根据强度或强度分布的检测和比较或者边缘或几何结构的检测和比较来识别共同特性的方法。例如，基于匹配要被配准的图像的强度的方法包括改变变换参数，使得方差最小化。
配准从SPECT和MR独立得到的图像的一个困难在于，作为图像生成过程的物理原理非常不同且不相关，因此在来自中两种模态的图像中，如果有的话，只有很少可精确识别的共同特性。SPECT示踪器越具体，它产生越少的一般解剖体对比度，这种一般解剖体对比度在相关的MR图像中也将出现。在极端的情形下，SPECT图像只显示少量高度特定的热点，而与周围的解剖体没有任何可见的关系。共同信息的缺乏，即核医疗图像不包括详细的骨骼或器官结构，同时MR图像也不包括功能信息，这意味着两个图像缺乏用于精确地使其匹配的信息。
已开发了在两种模态的图像上显示的基准标记物，以帮助配准来自不同模态的图像。然而，在远离骨骼结构的组织中，由于这些组织可能运动，因此基准标记物并不是特别有效。
已开发了用于配准从PET和CT独立采集的图像的软件包。该技术利用同位素辐射透射图像，所述同位素辐射透射图像是为了随后衰减校正根据诊断数据生成的重建图像而由PET系统以不同的能量与诊断数据一起采集的。透射扫描是基于与CT相同的物理原理，并可以将其与来自CT设备的图像相比较。PET和CT配准的成功刺激了对于SPECT和MR数据的组合的需求。
例如，授权给Wainer等人的美国专利No.5,871,013和授权给Liebig等人的美国专利No.5,672,877公开了通过使用配准过程中的透射图像配准其它模态图像与功能性核医疗发射图像的方法。由于透射图像通常与功能性发射图像在相同的成像设备上得到，因此可以假设透射图像与发射图像互配准(即，在图像帧中相同的像素地址对应于对象中相同的位置)。
在某些情形下，SPECT发射图像是与透射图像(有时称为SPTCT图像)同时采集的，所述透射图像通过把辐射源放置在远离探测器的对象相对侧使得辐射进入对象并且一些辐射穿过到达探测器而得到的。这提供了这样的图像，所述图像提供有关对象的衰减和散射特性信息的图像。透射图像用于对不同对象区域中发生的不同衰减和散射，进行发射图像校正。在发射图像中，从对象的不同深度或从不同结构发射的光子经受不同的衰减和散射，导致与体内新陈代谢功能无关的图像强度的变化。透射图像有效地提供有关不同的衰减和散射的信息，并允许发射图像的校正。
然而，SPECT发射图像包括关于功能的信息，但不提供关于对象结构的重要信息。因此，它们不直接涉及到解剖体MR图像。
发明内容
按照本示例性实施例的一个方面，提供了用于生成对象的已配准的核和MR诊断图像的系统。该系统包括用于生成至少发射诊断图像的核成像设备和用于生成至少磁共振诊断图像的MR成像设备。提供了生成用于对准由核成像设备与MR成像设备生成的图像中共同解剖结构的变换的装置和应用该变换使发射和磁共振诊断图像配准的装置。
按照本示例性实施例的另一方面，提供了用于生成对象的已配准的核和MR诊断图像的方法。该方法包括使用核成像设备生成至少对象的发射诊断图像和使用MR成像设备生成至少磁共振诊断图像。生成用于对准由核成像设备与MR成像设备生成的图像中的共同解剖体结构的变换。该变换被应用于使发射和磁共振诊断图像配准。
按照本示例性实施例的另一方面，提供了用于配准不同模态的图像的方法。该方法包括通过第一模态的核成像过程生成对象的第一诊断图像，生成与第一诊断图像互配准的对象的第一中间图像，通过第二模态的成像过程生成对象的第二诊断图像，生成与第二诊断图像互配准的对象的第二中间图像。得到用于配准第一和第二中间图像的变换，并应用该变换来配准第一和第二诊断图像。
按照本示例性实施例的另一方面，提供了用于配准不同模态的图像的系统。该系统包括第一成像设备，用于通过第一模态的成像过程生成对象的第一诊断图像，所述第一成像设备被配置成用于生成与第一诊断图像互配准的对象的第一中间图像；第二成像设备，用于通过第二模态的成像过程生成对象的第二诊断图像，第二成像设备被配置成用于生成与第二诊断图像互配准的对象的第二中间图像。控制和处理系统命令第一和第二设备采集第一和第二诊断图像以及第一和第二中间图像，控制和处理系统得到用来配准第一和第二中间图像的变换，并应用该变换来配准第一和第二诊断图像。
本发明的至少一个实施例的一个优点在于，它使得能够合并SPECT和MR图像。
本发明的至少一个实施例的另一个优点在于来自不同模态的图像的配准精确度增加。
本发明的至少一个实施例的另一个优点在于配准了独立采集的图像。
通过阅读和了解优选实施例的以下的详细说明，本领域技术人员将明白本发明的另外的优点和好处。
本发明可以表现为各种部件和部件布置以及各种步骤和步骤布置的形式。附图仅仅用于说明优选实施例，而不应认为限制了本发明。
图1是采集和使用中间SPECT和MR图像来配准/合并诊断SPECT和MR图像的系统的示意图。
具体实施例方式
来自多于一种成像模态的图像的配准方法包括以一种或这两种模态生成包含可配准特性的图像。在一个实施例中，具有可配准特性的图像是不需要具有诊断质量的中间图像，所述中间图像可假设为与要被用于诊断目的的图像(“诊断图像”)互配准。生成适当的软件变换，其用于配准来自一个模态的中间图像与来自另一个模态的中间图像或诊断图像。然后应用生成的变换来配准来自两种模态的诊断图像。在一个实施例中，来自一种或两种模态的中间图像通过与用于生成诊断图像的标准数据采集协议不同的协议生成。在另一个实施例中，在两种模态中都可见的示踪剂允许诊断图像的配准。
在SPECT的情形下，中间图像可以是透射图像，或中间图像可以是使用示踪剂形成的发射图像，所述示踪剂在中间图像所要配准的另一成像模态中可见。在MR/SPECT配准的情形下，中间MR图像可以是比诊断图像的分辨率更低的图像，或是通过与用于诊断图像的脉冲序列不同的脉冲序列生成的图像，选择该不同的脉冲序列以凸显在中间图像所要配准的SPECT图像上可见的特性。虽然是具体地参考了来自诸如SPECT的核成像过程的图像与来自诸如MR的非核成像过程的图像的配准，但将要理解的是，所描述的方法可以应用到来自其它源的图像的配准，诸如从SPECT、PET、MR和CT中选择的两个或多个的组合。
这里具体地参考了独立采集的图像的配准，即，在分开的位置生成的和/或在时间上分隔开的那些图像，因此不能保证对象，例如患者的身体或身体的一部分，相对于第二成像设备的探测器的方向与相对于第一成像设备的相同。然而，该方法也可用于配准通过位于同一个物理结构的不同模态的成像设备基本上同时采集的图像，这样，这些成像设备可以在不将患者从一个设备移动到另一个设备、或至少患者不用离开患者支撑台的情况下运行。
在一个实施例中，SPECT和MR成像设备中之一或两者足够灵活，可采集支持配准任务的附加数据。用于中间图像的附加数据不一定必须具有诊断质量，因为它们主要用于配准目的(任选地，也用于衰减校正)，因此不是供医生观看。用于配准的数据(即，单个或多个中间图像)的采集可能需要修改通常用于传统的(即独立的)SPECT和MR数据采集的标准协议。虽然这可能需要用于一种或两种模态的扩展采集协议，但比诊断质量差的中间图像的使用导致最小限度的总成像过程时间的延长。
在具体的实施例中，该方法可以采用牵涉到中间非诊断SPECT和/或MR图像采集的专用采集协议及其专用处理。提供中间MR图像的一个目的是提供可以直接与中间SPECT图像中的对比度有关的对比度，以便于它们的基于软件的配准。以这样的方式采集中间MR图像，以使得它们可被看作与诊断MR图像互配准。例如，以紧密间隔的时间间隔采集用于中间MR图像和诊断MR图像的数据，优选地，这些图像的数据采集是交替的。然后可以假设，没有或明显地没有会造成图像不能固有地互配准的患者运动。同样地，以这样的方式采集中间SPECT图像，即，使得它们也可被认为与诊断SPECT图像互配准。根据中间SPECT图像与中间MR图像(或当未在一个模态中生成中间图像时，与各个诊断图像)的基于软件的配准，诊断MR图像和诊断SPECT图像的配准/合并，比起通常可能仅仅根据诊断图像进行的配准更容易实现。由于中间的MR图像不必具有诊断质量，因此它们可以极快的速度采集，这样它们不会显著延长标准采集协议。
参照图1，图上显示用于以两种(或更多种)模态成像和图像配准的系统的示意图。该系统包括第一和第二成像设备10、12。虽然将理解的是，两个设备10、12可以具有附加成像能力，但是在说明性实施例中，第一设备10被配置成用于SPECT成像，而第二设备12被配置成用于MR成像。用于重建图像的数据经过有线或无线链路16、18由第一和第二成像设备10、12提供到控制和处理系统14。控制和处理系统14可以在个人计算机、计算机网络或其它适当的硬件/软件中得以实施。
第一设备10包括成像区域20，患者22躺其中或者在可移动的支撑台24上运送穿过该成像区。一个或多个辐射探测器26被安置在患者附近，以监视和记录发射的辐射。探测器26适用于所选择的无论哪个成像模态。在SPECT成像的情形下，可以任选地使用伽马或闪烁探测器。闪烁探测器包括闪烁体，所述闪烁体包括大的闪烁晶体或较小闪烁晶体的矩阵。在任一项种情形下，诸如光电倍增管(“PMT”)的传感器的矩阵观看闪烁体。包括辐射吸收材料的网格或蜂窝状阵列的准直器位于闪烁体与要被检查的对象之间，以限制照射到闪烁体上的辐射的接受角度。照射到闪烁体上的每个辐射事件生成由PMT看见的相应的光线闪光(闪烁)。基于来自PMT的输出映射辐射事件，所述输出包括照射到闪烁体上的辐射射线的能量和位置。SPECT图像的图像质量通常由探测器的计数灵敏度和准直器的几何形状确定。或者，使用基于镉锌碲化物(CZT)的探测器，该探测器直接检测光子，而不用闪烁探测器。
核发射成像，诸如SPECT，利用引入到患者身体的放射源。在一个实施例中，该源包括被附着到生理示踪剂的放射性标记物。用于SPECT的放射性标记物通常是放射性同位素，它以可预测速率和特征能量经历伽马射线衰变，这由探测器26监视和记录。示踪剂被注入到患者的血液中，并固定到具有特定的新陈代谢活动的患者内的特定细胞。示踪剂和相关的放射性标记物因此趋于按照生理功能集中。探测器26检测放射性标记物并提供一个或多个相应的图像，所述图像的强度对应于每个区域中的放射性标记物的量。在层析摄影过程中几次扫描的结果可以组合在一起以提供三维发射图像。
SPECT成像可用于循环系统和所选择的器官或组织的研究。这些技术的一个特别重要的应用是体内肿瘤的检测。因为在肿瘤中和肿瘤周围的高新陈代谢活动，这样的肿瘤在发射图像中是突出的。
为了使用设备10产生透射图像，放射源28被提供在远离探测器26的患者的相对侧。探测器26和/或源28可以围绕患者旋转或索引，以便监视从多个方向发射的辐射。
来自探测器26的信号被提供到成像控制和处理系统14，所述成像控制和处理系统产生用于在显示器30(诸如屏幕或纸件打印输出)上显示的图像数据。根据诸如所检测的位置和能量的信息，确定身体中的放射性药物分布，并重建该分布的图像，来研究例如循环系统、所选择器官或组织中的放射性药物的摄取等等。
以同样的方式，通过具有与第一成像设备10不同的模态的第二成像设备12生成信号。第二设备12包括图像区域40，其中患者躺在可移动的支撑台44上。一个或多个辐射探测器46安置成相邻于患者。例如，在MR成像设备中，在成像区域40周围的磁线圈(未示出)造成在患者内的质子共振，这由探测器46检测。来自探测器46的信号被提供到成像控制和处理系统14，所述成像控制和处理系统产生用于在显示器30上显示的图像数据。
将会认识到，用于重建来自第一和第二设备10、12的图像的处理软件可以位于单处理系统14内，如图所示，或可以是分布的。在说明的实施例中，控制和处理系统14包括采集控制部分50以及重建和配准部分52，所述采集控制部分指导成像设备10、12执行采集用于生成中间和诊断图像的数据的适当步骤。部分52包括图像重建部分54和预处理部分64，所述图像重建部分用于生成中间和诊断图像56，58，60，62，所述预处理部分用于配准中间图像56、60(或将中间图像与诊断图像配准)。更具体地，预处理部分确定使对准图像配准的线性或非线性变换。诊断图像配准部分66通过使用在一个或多个中间图像配准时确定的变换配准来自第一和第二设备10、12的诊断图像。然而，对于某些应用，诊断图像之一或者两个都可以用作为对准图像，如下面讨论。控制和处理系统命令设备10、12执行扫描和采集中间图像(在适当时)，以用于配准。有线或无线链路70、72将控制和采集部分与扫描器10、12连接。
提出各种配准顺序为如下在第一方法(M1)中，为两个设备10、12生成固有地互配准的诊断图像58、62和仅对准的中间图像56，60。配准过程包括开发将第一和第二中间图像56、60映射成配准的数学变换，和将同一变换(在对诊断图像的分辨率进行适当的重新调节后)应用到诊断图像58、62。该变换由重建和配准部分52中的软件生成，并包括数据的数学运算，由此配准两个中间图像56、60的多个点。
因此可以通过诊断图像配准部分66生成其中两个配准的诊断图像重叠、相加或以其它方式组合的合并的图像，并在屏幕30上显示。
在第二方法(M2)中，为两个设备10、12生成诊断图像58、62并为第一设备10生成中间图像56。来自第一设备的中间图像56与第二诊断图像具有足够的共同结构，使得两个图像是可配准的，而不需要用第二设备生成中间图像。(在本实施例中，预处理部分64使中间图像56与第二诊断图像62配准。)因此，该方法包括开发映射来自第一设备的中间图像56和来自第二设备的诊断图像62的数学变换，和应用同一变换来映射两个诊断图像58，62，从而生成合并的图像。
在第三方法(M3)中，为两个设备10、12生成诊断图像58、62并为第二设备12生成中间图像60。来自第二设备的中间图像60可与来自第一设备的诊断图像58配准，而不需要用第一设备生成中间图像。(在本实施例中，预处理部分64配准图像60与图像58。)因此，该方法包括开发映射来自第二设备的中间图像60和来自第一设备的诊断图像58的数学变换，和应用同一变换来映射两个诊断图像58，62，从而生成合并的图像。
在第四方法(M4)中，为两个设备10，12生成诊断图像58，62。适当的药物试剂的使用使得诊断图像可以直接配准，而不需要任一模态的中间图像。在该实施例中，预处理部分64根据诊断图像生成变换。
以上任一个方法的MR和SPECT图像数据在不同的扫描器10，12上互相独立地采集。直接接连地、叠加地或交替地采集中间和诊断SPECT数据(在使用二者的情况下)，以使得在采集之间患者/器官移动最小化。同样地，接连或交替地采集中间和诊断MR数据(在使用二者的情况下)以使得在采集之间患者/器官移动最小化。向控制和处理系统14的采集控制50提供信息，所述信息使得它能够规划MR和SPECT采集。该信息中所包括的可以是透射扫描是否可用、哪种放射性药物或其它示踪剂将在SPECT一侧使用以及哪个视场将被SPECT扫描覆盖的相关信息。然后使用该信息来确定要被用于采集中间MR图像(在使用该图像的情况下)的适当的脉冲序列。
中间和诊断SPECT(或PET)和MR图像可以以各种方式生成。通过例子的方式提供了四种方法，虽然将会认识到，这些方法可以组合或可以采用其它方法。
1)低分辨率质子密度MR扫描与SPECT衰减图的组合这个方法包括四个图像的生成，如在以上方法M1中所述。SPECT发射图像利用设备10通过使用标准采集过程生成。透射图利用SPECT设备10同时或在时间上非常靠近地生成，透射图用作SPECT发射诊断图像的中间对准图像。透射图与发射图像固有地互配准(例如，由同一个设备10在时间上接近地或在时间上重叠地生成)。SPECT发射图像是诊断图像，即，具有足够的分辨率适用于诊断用途的图像，并可以显示几个(如果有的话)可用来使该图像与MR图像配准的可配准特征。然而，透射图具有许多低质量CT扫描特性。根据所选择的扫描时间和外部辐射源28的能量，诸如身体轮廓和/或骨骼与某些主要的器官的外形的(多个)可配准特性显示在中间的透射图像上。透射图选择成比诊断图像具有更大程度的可配准解剖特征。
可以在生成SPECT图像之前或之后的某个时刻，通过把质子密度序列段插入所选择的诊断计划序列而生成MR中间和诊断图像。MR中间图像与MR诊断图像固有地互配准(在这种情形下，由同一个设备12在时间上紧密地或者在时间上重叠地生成)。中间MR质子密度图像包括可配准的特征，诸如主要器官、骨骼、身体轮廓等等，所述可配准特征可以与来自SPECT设备10的透射图像的相应可配准特征配准。
在优选实施例中，MR中间图像以比MR诊断图像更低的分辨率生成，以便与中间透射图像的分辨率匹配。MR中间图像和诊断图像因此可以使用长度不同的不同脉冲序列。典型地，较低的分辨率的图像使用较短的序列。因此比起MR诊断图像的分辨率，MR中间图像可具有与来自设备10的中间透射图像的分辨率更接近的分辨率。在一个实施例中，MR中间图像具有与SPECT透射图像的分辨率紧密匹配的分辨率。因此，用于形成中间MR图像的低分辨率质子密度扫描所花费的时间与诊断MR扫描所花费的时间相比是可忽略的，并且将几乎不延伸标准MR采集协议而同时对于患者是安全的。
使来自第一设备10的中间图像与来自第二设备12的中间图像配准。配准过程包括软件的使用，所述软件通常通过关注两个图像中都出现的可配准特征确定图像之间最紧密的配合。
2)MR扫描与双示踪剂SPECT研究的组合在本方法中，生成来自第一设备10的中间图像和相应的诊断图像，以及来自第二设备12的诊断图像和任选地中间图像，并且在配准过程中使用上述的方法M1或M2。
诊断SPECT图像通过使用主要示踪剂生成，中间SPECT图像通过使用与主要示踪剂不同的辅助示踪剂生成。这两种示踪剂具有在各自的SPECT发射扫描中显示的放射性核素，这两种放射性核素具有SPECT设备可以区分的不同的能量。主要SPECT示踪剂特别专用于所研究的器官或其它位置。辅助示踪剂关注骨骼、特定的器官、血液、或诊断MR扫描中或单独的低分辨率MR对准扫描中也可看到的其它组织类型。
例如，辅助示踪剂可以凸显循环系统，MR对准图像可以是黑血血管造影图像。适当的主要示踪剂是用于检测和定位初期和新陈代谢的前列腺癌的标签为In-111的capromab pendetide(ProstaScintTM)。适当的辅助示踪剂是用来成像脉管系统的标签为Tc-99m的红血细胞(RBC)。
在一个实施例中，辅助SPECT示踪剂主要用于产生与MR对比度直接有关并可以与MR扫描配准的SPECT对比度。正如以上讨论的实施例(1)那样，由于两个SPECT图像的真正的或至少几乎同时的采集，主要SPECT图像可以与辅助SPECT图像互配准。在生成中间MR图像的场合下，中间MR图像与诊断MR图像互配准。因此可以通过应用与如上讨论的开发用于中间SPECT图像和(诊断或中间)MR图像配准相同的变换使SPECT诊断图像自动对准MR诊断图像。
主要示踪剂可包括镓或铟同位素作为放射性核素，辅助示踪剂可包括锝，该元素衰变时其具有不同的与生成光子有关的能量。放射性核素标记物附着到生理示踪剂。用于主要示踪剂的生理示踪剂不同于用于辅助示踪剂的生理示踪剂。例如，选择用于辅助示踪剂的生理示踪剂使其绑定到MR图像中显现的器官和/或其它身体部分，而选择主要示踪剂中的生理示踪剂使其专门地，或更加专门地绑定到正研究的目标器官和区域。在一个实施例中，主要示踪剂是标签为In-111的喷曲钛(Pentetreotide)(OctreoScanTM)，用于检测和定位携带了生长抑制素受体(somatostatin receptor)的初期和新陈代谢神经内分泌肿瘤。辅助示踪剂可以是用于骨骼SPECT的标签为Tc-99m的亚甲基二膦酸盐(MDP)。辅助MR扫描是以骨骼为重点的质子密度或其它扫描。或者，骨骼结构可以在后处理操作中根据诊断MR扫描生成。
当辅助示踪剂使用骨骼试剂时，该示踪剂在中间SPECT图像上凸显骨骼。中间SPECT图像可以在通过脉冲序列执行且凸显骨骼的MR诊断图像上直接配准。因此，可以使用方法M2。在某些情形下，通过使用方法M1形成更容易与中间SPECT图像映射的低分辨率MR扫描仍旧是有利的。
主要SPECT示踪剂可以与辅助SPECT示踪剂组合，然后被注入到对象。
3)组合的SPECT-MR示踪剂的使用在本实施例中，将提供SPECT和MR中的对比度的示踪剂引入到对象。示踪剂生成相关的图像结构，这些图像结构可用于SPEC与MR数据的明确配准/合并。这个方法可以遵循方法M3或M4的过程，尽管可以使用诸如M1或M2的其它方法。
在一个实施例中，通过使用第一设备10生成诊断图像，而通过第二设备12生成诊断和中间图像(M3)。中间图像通过使用对于示踪剂特定的脉冲序列生成。在另一个实施例中，示踪剂通过使用与MR诊断图像相同的脉冲序列而成为可见的，而不需要执行中间图像(方法M4)。
在一个实施例中，双模态SPECT-MR示踪剂通过使SPECT可见的放射性核素和由改变MR对比度的磁性材料形成的纳米颗粒互相附着或附着到公共的载体而形成。也可预期有其它MR造影剂，诸如在MR成像中显现的放射性核素。由于SPECT比MR(放射性核素的毫微摩尔(nano-mol)在检测水平上相应于纳米粒子的毫摩尔(milli-mol))的灵敏度高得多，因此仅仅少量的放射性添加剂就足以产生有用的双模态图像对比度。
使双模态示踪剂适合于聚集在感兴趣的特定身体区域内，例如，作为SPECT诊断成像的对象的特定结构，或者周围或附近区域。这个区域在两个成像模态中都显示出对比度，由此允许精确配准。典型的覆盖层包括脂质。
纳米颗粒在长度上可以达到约1000nm，通常小于500nm，并且在一个实施例中，长度约为200-250nm。在一个实施例中，纳米颗粒团簇载有诸如在SPECT中显现的锝99或铟111的放射性核素，以及磁性材料或诸如在MRI上显示为亮点的钆或镓67的放射性核素。例如，纳米颗粒可以包括脂质-密封的液体全氟化碳纳米颗粒，长度约200-250nm，每个纳米颗粒承载有每纳米颗粒约10到约500个铟原子以及任选地每粒子约1000-50000个MR增强原子，诸如钆原子。
虽然MR和SPECT可见的示踪剂可以提供在同一个纳米颗粒上，但也可以设想，MR和SPECT示踪剂被附着到分开的纳米颗粒，并将两种纳米颗粒的组合注入对象中。在该后一实施例中，纳米颗粒的覆盖层在聚集到特定的器官或其它位置中的趋势方面是相同的，使得两种类型的纳米颗粒趋向于优选地聚集在同一个位置。
4)MR扫描与使用组合的SPECT-MR示踪剂的双示踪剂SPECT研究的组合本实施例组合以上在2)和3)中讨论的双示踪剂研究和组合的SPECT-MR示踪剂的特征。在一个实施例中，组合的SPECT-MR示踪剂用于中间SPECT图像与诊断或者中间MR图像的配准，如以上在3)中讨论的。配准过程可以使用方法M1或M2。例如，组合的(辅助)示踪剂可包括纳米颗粒，所述纳米颗粒由MR造影剂形成或覆盖有MR造影剂并且还覆盖有在SPECT中间发射扫描中可见的SPECT造影剂。不同的(主要)示踪剂被用于SPECT诊断扫描。主要示踪剂可包括对于感兴趣的区域特定的生理示踪剂，而辅助示踪剂可包括用于紧密相关区域的生理示踪剂，诸如周围的骨骼或组织。放射性标记物可以具有不同的能量。
总之，MR图像和SPECT图像的采集和配准包括以下步骤1.诊断MR图像的采集。
2.在诊断MR图像之前即刻，之后即刻，或与诊断MR图像交替地，采集中间非诊断MR图像(在使用时)。交替的采集趋向于使得采集之间的患者/器官运动最小化。用于采集中间图像的脉冲序列可以按照以下准则选择与SPECT图像相同的空间分辨率，即典型地64×64到128×128的平面内分辨率，与在SPECT图像中所遇到的相当的信噪比特性，类似于中间SPECT图像的视场覆盖范围，以及类似于中间SPECT图像的对比度。
3.诊断SPECT图像的采集。
4.在诊断图像之前即刻，之后即刻，或与诊断图像交替地，采集中间非诊断SPECT图像(在使用时)。
5.确定配准中间MR图像与中间SPECT图像的几何变换T(在未生成一个模态的中间图像的场合下，该变换将另一个模态的中间图像与诊断图像配准)。该变换通过包括数据的数学运算的软件生成，由此配准中间图像中的多个点。例如，软件识别两个图像中的多个相应的解剖位置并确定移位、旋转、缩放、和任选地翘曲(warping)或其它非线性运算，使对得相应的点配准。也可以设想出其它图像和画面匹配技术。虽然参考了基于纯软件的配准，但所有的或部分对准可包括通过眼睛配准，其中技术人员通过移动一个或两个图像直至可配准的特征重叠而使两个图像叠加。然后，软件可用来确定技术人员施加的变换。
6.使得诊断MR图像经历几何变换T(可替换地，该变换可以施加到SPECT诊断图像或可向两个图像施加变换)。
7.在变换后，组合MR诊断图像与诊断SPECT图像，以形成合并的图像。
正如将认识到的，以上的步骤的顺序可以改变，例如，在MR扫描之前执行SPECT扫描。首先执行哪种扫描可以取决于所使用的示踪剂和它们的排空速率。该方法可以结合任何传统的MR和SPECT成像设备使用。该方法可以补充以另外的步骤，诸如SPECT图像的增强。例如，执行伽马校正、柱状图均衡化、或增强图像中特征的分离的其它处理过程。SPECT透射图像(在获得时)，可以用作为中间图像，也可以用于诊断SPECT图像的衰减校正。
控制和处理系统14可以在用于采集和分析MR和SPECT数据的传统工作站中实现。按照例如由诊断MR和SPECT数据确定的临床医学环境，适用于中间MR图像的采集的脉冲序列可以通过使用在MR扫描器已经可以得到的脉冲序列工具来自动地选择和精细地调节。该方法可以推广到其它双模态图像的配准/合并。例如，MR图像可以与正电子发射层析摄影(PET)图像组合。对于这样的组合，可以使用上述的过程。
虽然配准可以在不依靠基准标记物的情形下达到，但在成像过程中可检测的基准标记物也可以用来辅助配准图像。
已经参照优选实施例对本发明进行了描述。显然，本领域技术人员在阅读和理解前面的详细说明后可以作出修改和替换。本发明打算包括所有的这样的修改和替换例，只要它们属于所附权利要求或及其等效的范围内。
权利要求
1.一种用于生成对象的已配准核和MR诊断图像的系统，该系统包括用于生成至少发射诊断图像(58)的核成像设备(10)；用于生成至少磁共振诊断图像(62)的MR成像设备(12)；用于生成变换的装置(64)，所述变换用于对准由核成像设备与MR成像设备生成的图像(56，58，60，62)中共同的解剖结构；和用于应用该变换以使所述发射和磁共振诊断图像配准的装置(66)。
2.根据权利要求1的系统，其中核成像设备(10)包括辐射源(28)，用来除生成发射诊断图像以外还生成透射图像，该透射图像固有地与该发射诊断图像配准，并且其中MR成像设备(12)生成模仿透射图像的图像(60，62)，所述变换生成装置(64)根据所述透射图像和透射模仿图像生成变换。
3.根据权利要求2的系统，其中透射模仿图像(60)是与磁共振诊断图像(62)不同的质子密度图像，质子密度图像是通过插入用于生成磁诊断图像的扫描序列的扫描序列生成的。
4.根据权利要求1的系统，还包括注入到对象内的放射性同位素示踪剂，该放射性同位素优选附着到也由MR成像设备(12)成像的解剖结构。
5.根据权利要求4的系统，其中放射性同位素示踪剂包括第一能量的放射性同位素，优选附着到也由MR成像设备(12)成像的解剖结构；以及用于发射诊断图像的第二能量的放射性同位素，所述变换生成装置(64)根据第一能量发射图像(56)和来自MR成像设备(12)的图像(60，62)生成变换。
6.根据权利要求5的系统，其中来自MR成像设备(12)的图像(62)是辅助图像，并且变换生成装置(64)根据第一能量发射图像(56)和该辅助图像(62)生成变换。
7.根据权利要求1的系统，还包括注入到对象中的放射性药物，该放射性药物包括通过核成像设备进行成像的放射性同位素和通过磁共振成像设备进行成像的造影剂。
8.根据权利要求7的系统，其中造影剂包括纳米颗粒。
9.根据权利要求1的系统，其中核成像设备是单光子发射计算机层析摄影(SPECT)成像设备。
10.一种用于生成对象的已配准核和MR诊断图像的方法，该方法包括用核成像设备(10)生成对象的至少发射诊断图像(58)；用MR成像设备(12)生成至少磁共振诊断图像(62)；生成用于对准在由核成像设备与MR成像设备生成的图像(56，58，60，62)中共同的解剖结构的变换；以及应用该变换以使所述发射和磁共振诊断图像配准。
11.根据权利要求10的方法，还包括生成固有地与发射诊断图像(58)对准的辅助图像(56)，并且其中变换的生成包括对准该辅助图像(56)和固有地与磁共振诊断图像(62)对准的图像(60)中共同的解剖结构。
12.根据权利要求11的方法，其中该方法还包括生成固有地与磁共振诊断图像(62)对准的辅助图像(60)，并且其中变换的生成包括对准固有地与发射诊断图像(58)对准的辅助图像(56)和固有地与磁共振诊断图像(62)对准的辅助图像(60)中共同的解剖结构。
13.根据权利要求12的方法，其中固有地与磁共振诊断图像(62)对准的辅助图像(60)是与磁共振诊断图像(62)不同的质子密度图像，所述质子密度图像通过插入用于生成磁诊断图像的扫描序列的扫描序列生成。
14.根据权利要求10的方法，其中固有地与发射诊断图像(58)对准的辅助图像(56)是发射图像，并且其中所述方法还包括将放射性同位素示踪剂引入对象，所述放射性同位素示踪剂包括第一能量的放射性同位素，优选地附着到也由MR成像设备(12)成像的解剖结构；以及用于发射诊断图像的第二能量的放射性同位素，所述变换的生成包括根据第一能量发射图像(56)和来自MR成像设备(12)的图像(60，62)生成变换。
15.根据权利要求10的方法，还包括把放射性药物引入对象，该放射性药物包括通过核成像设备(10)进行成像的放射性同位素，和通过磁共振成像设备(12)进行成像的造影剂。
16.根据权利要求15的方法，其中造影剂包括纳米颗粒。
17.一种在权利要求15的方法中使用的放射性药物，包括放射性同位素和MR造影剂。
18.根据权利要求18的放射性药物，其中示踪剂包括平均直径小于1000nm的颗粒。
19.根据权利要求18的放射性药物，其中所述颗粒包括脂质覆盖层。
20.一种用于配准不同模态的图像的方法，包括利用第一模态的核成像过程生成对象的第一诊断图像；生成与第一诊断图像互配准的对象的第一中间图像；利用第二模态的成像过程生成对象的第二诊断图像；生成与第二诊断图像互配准的对象的第二中间图像；得到使第一和第二中间图像配准的变换；以及应用该变换来配准第一和第二诊断图像。
21.根据权利要求20的方法，其中第一诊断图像是第一能量的发射图像，并且第一中间图像是第二能量的发射图像和透射图像之一。
22.根据权利要求20的方法，其中第一中间图像是发射图像，并且所述方法还包括把放射性同位素示踪剂引入对象，所述放射性同位素示踪剂包括第一能量的放射性同位素，优选地附着到也由MR成像设备(12)成像的解剖结构；以及用于发射诊断图像的第二能量的放射性同位素，所述变换的生成包括根据第一能量发射图像(56)和来自MR成像设备(12)的图像(60，62)生成变换。
23.根据权利要求20的方法，其中第二诊断图像是磁共振图像，并且第二中间图像是分辨率低于第二诊断图像的磁共振图像。
24.根据权利要求20的方法，还包括把放射性同位素示踪剂引入对象，所述放射性同位素与在第二中间图像中显现的造影剂相关联，所述放射性同位素在第一中间图像中显现。
25.根据权利要求20的方法，其中第二中间图像是磁共振图像。
全文摘要
用于生成对象的已配准诊断图像的系统，诸如核和磁共振(MR)诊断图像，所述系统包括用于生成发射诊断图像(58)和还任选地生成中间透射或发射图像(56)的核成像设备(10)。诸如MR成像设备的第二成像设备(12)生成磁共振诊断图像(62)并还任选地生成中间图像，所述中间图像比诊断MR图像更容易与来自核成像设备的图像配准。图像的处理包括预处理部分(64)，用于生成用于对准由核成像设备与MR成像设备生成的图像(56，58，60，62)中共同的解剖结构的变换；和诊断图像配准部分，用于应用该变换以使发射和磁共振诊断图像(58，62)配准。
文档编号G06T7/00GK101080746SQ200580043323
公开日2007年11月28日 申请日期2005年12月5日 优先权日2004年12月15日
发明者I·C·卡森, L·邵, A·J·达西尔瓦, S·韦斯, M·J·佩特里洛 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司