技术领域
[0001] 本
发明涉及一种用于解决人脑磁共振弥散张量成像脑白质纤维束显示的问题并能够应用于人脑
疾病的临床诊疗等领域的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置。
背景技术
[0002] 磁共振弥散张量成像的多序列图像由于采集时间不同，容易产生序列
图像空间位置不一致的情况，因而导致每个
体素的张量产生误差，最终使得脑白质纤维束追踪难以达到满意的效果。即使在实际扫描过程中使用了头部固定装置，也不能完全消除头动，因而多序列图像的空间位置校正非常重要。在脑神经纤维束的追踪过程之中，脑组织边界模板非常重要。脑组织边界模板的获取可缩短张量场计算时间，并且可确定脑组织追踪的边界，确保追踪的可靠性。纤维束追踪过程是一个
迭代过程，迭代中步长的选择尤其重要，介于脑白质神经纤维束的复杂走形，采用可变步长来描述其路径则具更有优势，能够准确表示出复杂纤维束。
[0003] 然而现有的磁共振弥散张量纤维束追踪技术都难以很好地解决全部问题。传统的方法在进行空间位置纠正时，采用原始图像进行空间位置纠正，而原始图像中含有大量的干扰
像素，如头皮软组织等，这使得空间位置纠正效果有限，因此通过脑组织模板获取进行空间位置校正，则具有强鲁棒性。一般认为，对于不同纤维束的表示，其追踪过程就相当于从初始点开始的积分过程，期间所设定的步长均等，这样在描述偏转
角度较大的纤维束时，等步长迭代必然出现失真，最终导致误差的增加。
发明内容
[0004] 本发明的目的在于针对
现有技术不能高
精度完成磁共振弥散张量成像纤维束追踪的问题，提供了一种根据脑功能
图像采集设备对人脑的扫描形成的结果来进行磁共振弥散张量成像纤维束追踪的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置包括：从脑功能图像采集设备中通过采集矩阵来采集人脑的至少十二个方向上的不同序列磁共振弥散张量图像，取不同序列磁共振弥散张量图像中的任意一个序列作为参照图像的采集部；对不同的序列磁共振弥散张量图像进行归一化处理使得所有序列磁共振弥散张量图像的像素大小以及几何尺寸均一致的归一化处理部；对参照图像进行提取分割从而获得相对应的未施加弥散
磁场的序列的基准脑组织图像与施加弥散梯度磁场的序列的待纠正脑组织图像的分割部，该基准脑组织图像作为脑组织标准
模版；根据空间变换矩阵计算出参照图像的基准脑组织图像与待纠正脑组织图像两者的空间变换关系并以基准脑组织图像作为脑组织标准模版实现参照图像的基准脑组织图像的像素与待纠正脑组织图像的像素在空间位置上达到一一对应的参照图像纠正部；把除参照图像以外的所有序列磁共振弥散张量图像形成对应的待纠正图像，根据空间变换关系对待纠正图像进行三维仿射变换从而使得所有的序列磁共振弥散张量图像的像素在空间位置上达到一一对应的
图像配准纠正部；通过矩阵计算出所有序列磁共振弥散张量图像的张量场并将所有序列磁共振弥散张量图像的每个体素的弥散信息用一个3×3矩阵的张量来表示，把每个体素进行矩阵分解从而得到每个体素的特征值和
特征向量的计算部。通过感兴趣区设置模
块在脑组织标准模版上选择需要追踪的感兴趣区，对感兴趣区均匀插值从而得到的感兴趣区的
种子点的感兴趣区选择部；设置追踪时所需要的追踪参数的追踪参数设置部，追踪参数具有脑组织
各向异性阈值、追踪角度阈值、迭代步数；根据设置好的追踪参数，从感兴趣区的种子点开始沿着感兴趣区的每个体素的特征向量从正反两个方向进行追踪从而得到感兴趣区的纤维束的追踪部；存储追踪到的纤维束的条数以及每条纤维束中的点的坐标的存储部；显示纤维束中的点相连接形成的纤维束的显示部。
[0005] 进一步，本发明提供的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置还具有这样的特征：追踪部用偏微分方程积分来表示追踪所述纤维束的路径上的点，
[0006] 点Pn和相邻迭代点Pn+1在追踪路径上的关系式如下：
[0007] Pn+1=Pn+S·VPn （n=0,1,2…）
[0008] 该公式中，VPn表示点Pn的特征向量；
[0009] 其后迭代点Pn+1的特征向量与点Pn处的特征向量有如下关系，用下式表示为：
[0010]
[0011] 该公式中，Vs为点Pn+1的张量分解前的方向，Vi为点Pn的方向，θthreshod为所述追踪角度阈值，追踪过程中如果计算出的追踪角度为负，则追踪方向发生180度反转；
[0012] S是所述迭代步长，S的定义与所述各向异性阈值相关，所述各向异性阈值包括：线性各向异性系数用CL表示、平面各向异性系数用CP表示、各向同性系数用CS表示，用公式表示如下：
[0013] CL＝(λ1-λ2)/(λ1+λ2+λ3)
[0014] CP=2(λ2-λ3)/(λ1+λ2+λ3)
[0015] CS=3λ3/(λ1+λ2+λ3)
[0016] 其中CL＋CP＋CS=1，上式中λ1,λ2,λ3表示每个所述体素从大到小的三个特征值；
[0017] 迭代步长S的表达式为：
[0018]
[0019] 进一步，本发明提供的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置还具有这样的特征：采集矩阵大于256×256。
[0020] 进一步，本发明提供的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置还具有这样的特征：三维仿射变换是以互信息作为相似性测度，运用拟
牛顿法来实现的。
[0021] 进一步，本发明提供的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置还具有这样的特征：插值的插值比例为3:1，也可以为4:1。
[0022] 进一步，本发明提供的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置还具有这样的特征：感兴趣区可以为一个也可以为多个。
[0023] 发明作用与效果
[0024] 本发明提供的磁共振弥散张量纤维束追踪装置能够和各种脑功能图像采集设备结合在一起，可为脑部磁共振弥散张量成像提供准确、快速的追踪
算法，为随后进行的脑神经纤维束认知以及手术指导提供可靠的信息，它克服了原始图像空间位置差异以及追踪迭代过程中步长误差的影响，从而得到更为准确的脑部白质纤维束，为临床诊断、放疗
定位、脑外科手术以及疗效评价提高全面可靠的信息，是一种可靠、精确的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置，为其在临床诊疗中发挥重大作用打下
基础。
附图说明
[0025] 图1为本发明在
实施例中的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置的工作
流程图；
[0026] 图2为本发明在实施例中的基准脑组织图像；
[0027] 图3为本发明在实施例中采用的待纠正图像；
[0028] 图4为本发明在实施例中显示器所显示的追踪到的纤维束形成的胼胝体。
[0029] 实施方式
[0030] 一种根据超导
磁共振成像装置对人脑扫描形成的结果来进行磁共振弥散张量成像纤维束追踪的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置通过：
[0031] 采集部从超导磁共振成像装置中通过采集矩阵来采集人脑的十二个方向上的不同序列磁共振弥散张量图像，取不同序列磁共振弥散张量图像中的任意一个序列作为参照图像，为了确保精度，设定的
采样矩阵大于256×256，在此过程中不需要做图像增强以及图像去噪。
[0032] 归一化处理部对不同的序列磁共振弥散张量图像进行归一化处理使得所有序列磁共振弥散张量图像的像素大小以及几何尺寸均一致，在设定脑组织与非脑组织的灰度阈值时（灰度归一化为0-1），选择0.1-0.4。
[0033] 分割部采用脑组织提取工具BET（Brain Extraction Tool）对参照图像进行提取分割从而获得相对应的未施加弥散磁场的序列的基准脑组织图像与施加弥散梯度磁场的序列的待纠正脑组织图像，提取过程中，在局部自适应模型
力的作用下由
变形模型演化拟合脑组织表面，通过灰度直方图估计脑组织与非脑组织的阈值，根据阈值来计算图像的质心和得到图像中脑组织的大致大小，然后脑组织内部设定的球体表面初始化为三角网格，任一时刻只有三角网格的一个
顶点位置缓慢移动来实现变形，在自适
应力的作用下迭代移动到脑组织表面，且保证准确与光滑，如果没有达到最优化解，则改变平滑限制继续迭代，直到满足要求，以此估计脑组织表面，从而获得相对应的未施加弥散磁场的序列的基准脑组织图像与施加弥散梯度磁场的序列的待纠正脑组织图像，该基准脑组织图像可作为脑组织标准模版。
[0034] 参照图像纠正部以基准脑组织图像作为脑组织标准模版，原点坐标为（0,0,0），像素大小与间隔不变，以互信息为测度，采用12个参数的仿射变换，从而得到参照图像的基准脑组织图像与待纠正脑组织图像两者的空间变换矩阵关系，根据空间变换矩阵关系变换后，上述两个图像的相似性测度达到最大，从而实现参照图像的基准脑组织图像的像素与待纠正脑组织图像的像素在空间位置上达到一一对应。
[0035] 图像配准纠正部把除参照图像以外的所有序列磁共振弥散张量图像形成对应的待纠正图像，根据空间变换关系对待纠正图像进行三维仿射变换从而使得所有的序列磁共振弥散张量图像的像素在空间位置上达到一一对应。
[0036] 计算部通过矩阵计算出所有序列磁共振弥散张量图像的张量场并将所有序列磁共振弥散张量图像的每个体素的弥散信息用一个3×3矩阵的张量来表示，把每个体素进行矩阵分解从而得到每个体素的特征值和特征向量，计算部的计算过程如下：首先对表观弥散因子（ADC）进行计算：采用没有施加弥散梯度磁场方向和施加弥散梯度磁场方向的图像来形成弥散张量数据场，
[0037] ADC=log(DWIg/DWIg0)/-bvalue
[0038] 其中g表示双极性梯度轴的方向，DWIg表示双极性梯度施加时所测量到的弥散
信号，DWIg0表示没有施加双极性梯度所测量的弥散信号，bvalue表示的是双极性梯度脉冲的强度；
[0039] 接着进行梯度矩阵H的组装：
[0040]
[0041]
[0042] 其中g表示双极性梯度轴的方向，gx表示x方向的分量，gy表示y方向的分量，gz表示z方向的分量；hg1表示第1个方向的梯度分量，hgn表示第n个方向的梯度分量,不同的MR设备其梯度轴分量不同；
[0043] 接着对ADC矩阵S进行组装：
[0044]
[0045] 该公式中，ADCg1表示在第1个方向的表观弥散系数，ADCgn表示第n个方向上的表观弥散系数；
[0046] 再然后对
自由度因子d进行计算：T -1 T
[0047] d=(HH) HST
[0048] 其中，d=(Dxx,Dyy,Dzz,Dxy,Dxz,Dyz) ；
[0049] 从而形成张量：
[0050]
[0051] 最后通过矩阵分解，得到每个体素的特征值和特征向量。
[0052] 感兴趣区选择部通过感兴趣区设置模块在脑组织标准模版上选择需要追踪的感兴趣区，对感兴趣区均匀插值从而得到的感兴趣区的种子点，该过程为使用ITK-SNAP
软件（来源于）选择感兴趣区，感兴趣区的数目为一个或者多个。读入标准脑组织标准图像（存贮格式为*.VTK），在横断面、冠状面、矢状面上使用polygon tool勾画区域，勾画完毕后accept勾画区域，并update mesh，最后存贮成GIPL格式，插值比例可以选择为3：1或者4：1，插值后就得到稠密的种子点。
[0053] 追踪参数设置部可以设置追踪时所需要的追踪参数的追踪参数设置部：
[0054] ①脑组织各向异性阈值：要想在特定的区域进行纤维束追踪，所表示的张量必须是各向异性的，追踪时必须满足最小各向异性值，在不满足设定最小值的区域，则认为无法进行追踪；
[0055] ②追踪角度阈值：正常的神经纤维在相邻的体素中夹角很小，人脑中的白质相对较直，如果在追踪过程中夹角超过设定值，必须要停止追踪；
[0056] ③迭代步数：追踪过程中设定最大与最小迭代步数阈值。追踪时迭代步数越大，纤维束越长；反之亦然。较短的纤维束如不满足设定的最短迭代阈值，则不存贮与显示；如果纤维束太长，就认为过度追踪，也不存贮与显示。
[0057] 追踪部根据设置好的追踪参数，从感兴趣区的种子点开始沿着感兴趣区的每个体素的特征向量从正反两个方向进行追踪从而得到感兴趣区的纤维束。
[0058] 本实施例中采用线性追踪方法采用张量场简化方法，张量场可以简化为一个向量场，每个张量用其最大特征向量来代替，实现弥散信息简化。在线性各向异性区域，主特征向量定义了线性结构的方向。纤维束的提取就是从张量场中提取数据进行纤维的方向表示，并表示了弥散的主要方向。纤维束提取首先选择种子点，然后追踪主特征向量，就可以得到在感兴趣区内的纤维束。通过对一个偏微分方程进行积分来进行纤维束的表示。追踪基本过程为从感兴趣区内的每个种子点开始，沿着每个体素的特征向量（即追踪方向），遵循设定好的追踪准则，按照一定的步长，逐步
叠加，从正反两个方向进行追踪。
[0059] 追踪时对初始点进行偏微分方程的积分，假设P0是初始点，点Pn和Pn+1在路径上用公式表示如下：
[0060] Pn+1=Pn+S·Vpn （n=0,1,2…）
[0061] 点P0表示初始点，则VPn表示点Pn处的特征向量，迭代点Pn+1的特征向量与点Pn处的主特征向量有如下关系，用下式表示为：
[0062]
[0063] 该公式中，Vs为点Pn+1的张量分解前的方向，Vi为点Pn的方向，θthreshod为所述追踪角度阈值，追踪过程中如果计算出的追踪角度为负，则追踪方向发生180度反转；
[0064] S是所述迭代步长，S的定义与所述各向异性阈值相关，所述各向异性阈值包括：线性各向异性系数用CL表示、平面各向异性系数用CP表示、各向同性系数用CS表示，用公式表示如下：
[0065]
[0066]
[0067]
[0068] 其中CL＋CP＋CS=1，上式中λ1,λ2,λ3表示每个所述体素从大到小的三个特征值；
[0069] 迭代步长S的表达式为：
[0070]
[0071] 同时可见，该追踪过程中的迭代步长为可变的，具有很好的鲁棒性，可减少追踪过程中的误差；
[0072] 追踪的初步结果为一个点集，代表纤维束追踪的路径上的点集，其中包括追踪的纤维束条数及其所含有的点数，点集中的每个点存贮其三维空间的点坐标，将每条纤维束的点用来连接，则构成了需要显示的纤维束，存储部存储该追踪到的纤维束的条数以及每条纤维束中的点的坐标，显示器部显示这些纤维束中的点相连接形成的胼胝体纤维束。
[0073] 磁共振弥散张量纤维束追踪装置和各种脑功能图像采集设备结合在一起，归一化处理部避免了因为脑功能图像采集设备的不同而导致的位置差异。
[0074] 图2为本实施例中的基准脑组织图像；图3为本实施例中采用的待纠正图像；图4为本实施例中显示器所显示的追踪到的纤维束形成的胼胝体。如图2、3、4所示，在一例健康人脑病人磁共振检查中，使用本实施例中的磁共振弥散张量成像纤维束追踪装置进行纤维束追踪，在这里采用未施加弥散梯度磁场的第一个序列作为基准脑组织图像，任一施加弥散梯度磁场的序列为待校正脑组织
图像序列，得到最佳空间转换关系，后对所有序列进行空间位置纠正，并对人脑的胼胝体纤维束进行了追踪与显示，其中感兴趣区选择于两脑的结合部中心区域，选择的参数为：追踪的背景阈值为15，最大步数为4000，最小步数为
100，各向异性阈值为0.5，角度阈值为0.7，最大的纤维数目为10000，计算b值为-1000。经过纤维束追踪，得到追踪结果，能够很好地显示胼胝体纤维束的嘴、膝、干、压部。
[0075] 实施例作用与效果
[0076] 本实施例提供的磁共振弥散张量纤维束追踪装置和各种脑功能图像采集设备结合在一起，可为脑部磁共振弥散张量成像提供准确、快速的追踪算法，为随后进行的脑神经纤维束认知以及手术指导提供可靠的信息，它克服了原始图像空间位置差异以及追踪迭代过程中步长误差的影响，从而得到更为准确的脑部白质纤维束，为临床诊断、放疗定位、脑外科手术以及疗效评价提高全面可靠的信息，其精度较传统技术具有明显的优势。
