構建組織三維圖像的方法

專利名稱：構建組織三維圖像的方法
技術領域：
本發明涉及一種由組織之二維圖像構建成三維圖像的方法。
背景技術：
在數字時代，醫學圖像的重要性不應落后，圖像數字化將成為一條必走之路，醫師只要在計算器前輸入病人之數據如病歷號碼，便可立即看到該病人所做的各種檢查圖像，做出診斷，可減少病人等候時間，增進工作效率及大幅降低人力成本。在21世紀圖像診斷發展目標即在于傳統X光攝影數字化、CT、US、MRI與PET等各種掃描技術的數字圖像之多功能圖像處理與速度之增進，以及醫學圖像擷取傳輸系統之整合發展與應用。
從圖像診斷作業角度而言，醫學圖像之診斷可解析成三個環節(1)圖像生成(Generation)；(2)圖像認知(Perception)；(3)圖像解讀及交流(Interpretation and Comunication)。其中每一環節都會影響診斷質量。
目前一般的醫學圖像攝取的技術主要包含計算機斷層掃描(computedtomography，CT)、核磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)、核醫學圖像(nuclear medicine，NM)及超聲波圖像(ultra-sound，US)。這些圖像一般均為被攝影物體的某一橫斷面的圖像，即二維(2 Dimensional，2D)圖像。此部分包含圖像數據格式之譯碼，目前許多醫學圖像設備公司均有支持醫學數字圖像及通信(digital imaging and communications in medicine，DICOM)標準的圖像格式碼，但有部分圖像并非此標準格式。醫學圖像軟件系統即裝在此計算機上，再對原有的圖像進一步處理，而產生立體醫學圖像。
1.立體數據的組成，是指將原始之2D圖像，根據其立體幾何結構組成立體數據組(3D data set)。此部分包含使用內插法或外插法來彌補可能缺乏的立體數據。
2.目標物體的擷取使用者所選定之目標物體(object of interest)，在立體數據組中，與其它物體夾雜在一起，必須先將其與其它物體分開。此部分包含根據目標物體的各種特性，使用圖像處理、圖形識別以及人工智能等技術，將目標物體自立體數據組中以自動、半自動，或人工方式擷取出來。
3.目標物體之立體顯示此部分包含使用各種計算機圖學上之技術，來進行各種不同之物體立體顯示。
4.目標物體之操作在很多情況下，醫師希望將目標物體移動、旋轉，或切開觀察。醫師也希望進行一些醫學上之測量，如腫瘤的體積、長度的測量等。
當一個物體被擷取出來或被切割操作后，便會有一個“新”的物體產生，使用者可以對該新物體命名，并加以儲存起來，以為后續操作之用。
現階段在經過機器掃描后，事實上已可掌握大部分的病患數據，但是僅將二維的圖像作為醫師診斷的依據，似乎不能完全符合醫師的需求，同時還可能導致一些前述盲點的產生，而增加一些不確定的因素。
平面醫學圖像未能完全解決醫療上的問題，若能利用計算機，將一系列的計算機斷層掃描圖像或核磁共振圖像疊起來，經過一連串的計算機處理后，重建出原來三維的人體器官形態于計算機屏幕上，可使醫生直接觀察病人的立體器官，而不必再像以往只能憑想象猜測，對醫療診斷、治療作業有深遠正面的影響。
以目前現有之三維圖像方法只能以單一畫面或單一顯示公式來呈現物體之外緣圖像，或將二維之連續切割圖像轉換為三維體積測定模式(3D-volumetric model)，以及增加時間因素分析而得之所謂四維動態圖像(3D plus time)這些分析方式及其態樣固然增加了以二維圖像分析為主之利用性，但在生成三維圖像精密度及易判讀性仍然難以克服，進一步也限制了常規判讀自動化的效益。(K park et a1.，Volumetric heart model andanalysis.，Communications of the ACM Feb 2005/Vol.48，No2.pps43-47).
流空效應心血管的血液由于流動迅速，使發射MR信號的氫原子核離開接收范圍之外，所以測不到MR信號，在T1WI或T2WI中均呈黑影，這就是流空效應(flowing Void)。這一效應使心腔和血管顯影。
三維成像MRI可獲得人體橫面、冠狀面、矢狀面及任何方向斷面的圖像(tomography)，有利于病變的空間定位。一般CT則難于作到顯示空間關系，需采用重建的方法才能獲得冠狀面或矢狀面圖像以及三維重建立體圖像。
MRI顯示解剖結構清晰而逼真，目前醫界可在其所提供之良好的解剖背景進行較容易的病變觀察，是MRI診斷的突出優點。然而在觀察病變時，醫事人員除需注意病變的位置、大小、形狀、邊緣輪廓和同有關器官的關系等，還要了解并根據各種準則及臨床經驗判讀各種MR信號的強弱、衰減與均勻性，進一步作出診斷，事實上，這樣的診斷極需仰賴高素質的訓練與推斷能力，不同的醫事人員對MRI數據的判斷產生差異的確難以消除。目前，不論在診斷或治療用途方面的各種基于二維計算機輔助斷層掃描影像圖像的三維立體影像圖像重建方法，先前已披露于例如Aoki S.，et al.，Cerebral aneurysmsdetection and delineation using 3-D-CTangiography.AJNR 131115-1120.1992.Hu X.，et al Three-dimensionalmagnetic resonance images of the brainapplication to neurosurgical planning.J Neurosurg 72433-440，1990.Rubin GD.，et al Perceptive volume renderingof CT and MR imagesapplications for endoscopic imaging.Radiology199321-330，1996.Schwartz RB.，et alCommon carotid artery bifurcationevaluation with spiral CT-work in progress.Radiology 185513-519，1992.等文獻。足見三維立體圖像重建技術是目前能提供醫事人員對MRI數據判斷上絕佳的輔助利器。
然而時至最近，三維立體圖像重建技術在實用上仍未臻完善，原因有以下數點1)取得高分辨率(high resolution)二維掃描圖像的限制2)掃描圖像時移動受測物所造成之誤差及質量下降3)掃描磁場的不均勻性，造成同一組織中不同區域信號強度誤差(見Aoki S.，et al Cerebral aneurysmsdetection and delineation using 3-D-CTangiography.A.JNR 131115-1120，1992)。
由于前述幾個方面的進步，不但提供精確的原始數據(二維掃描圖像數據)，也使得借助于其它輔助運算法如計算機三維圖像實時運算逐漸成為被接受的工具，以往醫學手段難以觸及的領域如分析活體腦型態或組織性質等，若能擷取有效數據及選擇正確的演算函數，將能實際導入臨床之用。

發明內容
本發明的目的是希望醫師能在動手術打開病患體腔之前，醫師可利用個人計算機，透過通過鼠標的移動及按鍵，即可對三維立體影像圖像進行旋轉、放大、切割，或直接由不同之角度觀察病人體內器官的立體形態(亦即三維的器官形態)，除了可選擇從各個不同角度實時地顯示物體的立體形態之外，還可以在個人計算機上進行各種不同的模擬手術。例如，在立體影像圖像上將病人腦部切開，取出一部分放大仔細觀察，或再做進一步切割。若覺得切割取樣不好，則可再下刀重取。每一個動作均可連續操作，并立即看到結果，此系統同時也提供計算如腫瘤的體積大小、骨頭裂痕的長度等各種測量功能。這些都是在實際開刀過程中無法做到的，但卻可利用此系統事先進行手術仿真，提高醫師手術時的熟練度、正確度以及精準度。
同時，這套系統也可作為醫學院學生或臨床醫師教育訓練之用。如診斷更正確的病情，規劃適當的治療方法，將病患的部位完善處理，而不傷及鄰近的重要器官，并做好將來手術后之康復計劃等。另一方面，本發明之系統可在一般個人計算機系統上執行，所以不必另外購買硬件，即可在自己的桌上型個人計算機中得到快速而立即的三維立體影像圖像顯示。
MRIMRI因其沒有游離輻射之安全顧慮而且又能得到高軟組織對比圖像，使其成為圖像診斷的一大利器。MRI于21世紀之發展將朝向增進病人的舒適性而改進，由于所發出的射頻信號非常小，于是接收線圈必須緊貼著病人，造成病人很大的壓迫感，新一代的短通道MR，既能使用高磁場又能減少病人的壓迫感，使MRI在使用上更容易為病患所接受。另一個有待發展的領域是功能性MRI，功能性MRI在腦外科手術前之評估扮演一定的角色，目前具有功能性圖像之正子發射計算機斷層攝影(PET)，因造價昂貴，只有一般大型醫學中心所能負擔，故此項檢查的普遍性并不高。相對地，功能性MRI的限制就少了許多，不但掃描時間短，也沒有非密封放射源污染之問題。另MRI技術之研發如磁共振胰膽管成像(MRcholangiopancreatography)、磁共振腎盂成像(MR urography)、磁共振血管成像(MR angiogrpahy)及磁共振脊髓成像(MR myelography)已多少取代傳統的較侵襲性的檢查。
MRI成像的基本原理含單數質子的原子核，例如人體內廣泛存在的氫原子核，其質子有自轉運動，帶正電，產生磁矩，有如一個小磁體。小磁體自轉軸的排列無一定規律。但如在均勻的強磁場中，則小磁體的自轉軸將按磁場磁力線的方向重新排列)。在這種狀態下，用特定頻率的射頻脈沖(radionfrequency，RF)進行激發，作為小磁體的氫原子核吸收一定量的能而共振，即發生了磁共振現象。停止發射射頻脈沖，則被激發的氫原子核把所吸收的能逐步釋放出來，相位和能級都恢復到激發前的狀態。這一恢復過程稱為松弛過程(relaxationprocess)，而恢復到原來平衡狀態所需的時間則稱之為松弛時間(relaxationtime)。有兩種松弛時間，一種是自轉-晶格松弛時間(spin-lattice relaxationtime)又稱縱向松弛時間(longitudinal relaxationtime)反映自轉核把吸收的能傳給周圍晶格所需要的時間，也是90°射頻脈沖質子由縱向磁化轉到橫向磁化之后再恢復到縱向磁化激發前狀態所需時間，稱T1。另一種是自轉-自轉松弛時間(spin-spin relaxation time)，又稱橫向松弛時間(transverse relaxation time)反映橫向磁化衰減、喪失的過程，也即是橫向磁化所維持的時間，稱T2。T2衰減是由共振質子之間相互磁化作用所引起，與T1不同，它引起相位的變化。
人體不同器官的正常組織與病理組織的T1是相對固定的，而且它們之間有一定的差別，T2也是如此(表1及2)。這種組織間松弛時間上的差別，是MRI的成像基礎。有如CT時，組織間吸收系數(CT值)差別是CT成像基礎的道理。但MRI不像CT只有一個參數，即吸收系數，而是有T1、T2和自轉核密度(P)等幾個參數，其中T1與T2尤為重要。因此，獲得選定層面中各種組織的T1(或T2)值，就可獲得該層面中包括各種組織圖像的圖像。
MRI的成像方法也與CT相似。有如把檢查層面分成Nx，Ny，Nz一定數量的小體積，即體素，用接收器收集信息，數字化后輸入計算器處理，獲得每個體素的T1值(或T2值)，進行空間編碼。用轉換器將每個T值轉為模擬灰度，而重建圖像。MRI設備中的數據采集、處理和圖像顯示，除圖像重建由Fourier變換代替了反投影以外，與CT非常相似。
表1 人體正常與病變組織的T1值(ms)

表2 正常顱腦的T1與T2值(ms)

灰階成像具有一定T1差別的各種組織，包括正常與病變組織，轉為仿真灰度的黑白影，則可使器官及其病變成像。MRI所顯示的解剖結構非常逼真，在良好清晰的解剖背景上，再顯出病變圖像，使得病變同解剖結構的關系更明確。
其中，MRI的圖像雖然也以不同灰度顯示，但反映的是MR信號強度的不同或松弛時間T1與T2的長短，而不像CT圖像，灰度反映的是組織密度。
MRI的圖像如主要反映組織間T1特征參數時，為T1加權像(T1weighted image，T1WI)，它反映的是組織間T1的差別。如主要反映組織間T2特征參數時，則為T2加權像(T2 weighted image，T2WI)。因此，一個層面可有T1WI和T2WI兩種掃瞄成像方法。分別獲得T1WI與T2WI有助于顯示正常組織與病變組織。正常組織，如腦神經各種軟組織間T1差別明顯，所以T1WI有利于觀察解剖結構，而T2WI則對顯示病變組織較好。在T1WI上，脂肪T1短，MR信號強，圖像白；腦與肌肉T1居中，圖像灰；腦脊液T1長；骨與空氣含氫量少，MR信號弱，圖像黑。在T2WI上，則與T1WI不同，例如腦脊液T2長，MR信號強而呈白影。表3例舉幾種組織在T1WI和T2WI上的灰度。
表3 人體不同組織T1WI和T2WI上的灰度

前述目前現有之三維圖像方法僅能達到以單一畫面或單一顯示公式來呈現物體之外緣圖像，或將二維之連續切割圖像轉換為三維體積測定模式(3D-volumetric model)，或更進一步增加時間因素分析而得之所謂四維動態圖像(3D plus time)。
本發明突出之特色，在于以二維MRI圖像，由其中亮度高低之不同灰階分離出各個不同結構，而達成區分不同組織部位，使實現分別標示出大腦皮質(灰質)、髓質(白質)、腦室、腦血管、出血、血管瘤、腦瘤、發炎、梗塞、壞死、空洞或小腦結構異常等之獨立三維立體圖像。
本發明提供一種由組織之二維圖像構建成三維圖像的方法，其中該組織之二維圖像得自于灰階亮度分析人體器官之二維圖像，該方法包括(1)取得連續復數的人體器官二維圖像，(2)由該人體器官二維圖像選取欲檢測組織之灰階亮度，以決定該組織灰階亮度之范圍；(3)依該組織之灰階亮度范圍分別對連續復數的人體器官二維圖像作片斷(segmentation)切割，以獲取連續斷切割圖像；及(4)重組連續斷切割圖像，以完成欲檢測組織之三維圖像。
在一較佳實施例中，圖像中灰階亮度為2的九次冪至十一次冪之灰階層次。在一更佳實施例中，圖像中灰階亮度為2的十次冪之灰階層次。
本發明方法中決定圖像之灰階亮度系測量正常或病理組織灰階亮度所求得。在一較佳實施例中，該組織灰階亮度之范圍系測量欲檢測組織之特定灰階層亮度區間而決定。
本發明所指之正常組織系腦部、心臟、腎臟、肺臟、骨骼、肌肉、脊髓、消化器官、泌尿器官、耳鼻喉器官、視覺系統或循環血管系統。在一較佳實施例中，本發明所指之腦部組織系皮質(灰質)、髓質(白質)、腦室、腦血管。在另一較佳實施例中，本發明所指之病理組織系腫瘤、出血、血管瘤、腦瘤、發炎、梗塞、壞死、空洞或鈣化異常結構。
在較佳實施例中，本發明所指之該特定區域系組織輪廓或組織浸潤，可以分別成像。在更佳實施例中，本發明所指之組織輪廓或組織浸潤系選自腫瘤、脂肪、淋巴、結締組織、纖維、血凝塊(hemorrhage)、創傷(trauma)、骨折、中風(infarction of Stroke patient)、硬腦膜下血腫(subduralhematoma)、出血性腦中風(hemorrhagic stroke)、栓塞性腦中風(ischemicstroke)、動靜脈畸形之腦出血AVM hemorrhage、腦內動脈瘤(intracranialaneurysm)、腦瘤、腦膜瘤(meningioma)、惡性腦瘤或膿瘍。
可應用本發明之方法之二維圖像來源可來自計算機斷層掃描、核磁共振(MRI)、正子發射計算機斷層攝影(PET)、單光子發射計算機斷層掃描術(SPECT)、超聲波、病理切片或染色片。
計算機斷層掃描(CT)在放射診斷學之領域中，最早數字化的就是CT，于1972年由G.N.Hounsfield所發展之技術，當時叫做computerized axial transverse scanning，是利用一個點射源與單一偵檢器，來偵測穿透病人之加馬射線總量，稱為投影量(projection)，在取得每一個角度與位置的投影量之后，即可利用計算機進行反投影而重組圖像，以得到切面圖像。整個CT的發展，便是如何以最少的時間而得到更好的圖像為出發點。隨著計算機速度的增進，處理的運算也就越復雜，在目前螺旋式CT中所取得的資料就已經不再是一個橫斷面的數據，而是具有體積特性之數據，利用計算機進行重組可取得任意一個切面的圖像。在圖像的顯示方面也以通過三維空間重建(three-dimensional reconstruction)得到三維立體圖像，亦可通過假彩色(pseudo-color)的處理，使得灰階圖像變為彩色圖像，增加色階分辨率以方便診斷。通過以上之圖像處理所得到的圖像信息已經大大地增加診斷之正確性。
超聲波現今所使用之超聲波掃描儀皆為實時掃描儀(real-time scanner)。其探頭或換能器(transducer)內之芯片具有壓電效應，可為傳播器及接受器并將機械能(聲波)與電能相互轉換。超聲波探頭之芯片受電擊所發射出之聲波在介質中行進，當聲波經過兩個不同聲波阻抗物質形成的接口時，部分聲波即會反射回探頭。此反射波或回聲經收信性能芯片轉換成電子信號，再經儀器數字化處理后形成圖像。US在下一世紀臨床上之最新發展包括超聲波顯影劑之使用、US三度空間立體成像、諧波式(harmonic)圖像、輕便型US掃描儀(類似手提式筆記本計算機)將發揮如同聽筒的作用。以提高服務、檢查及診斷品質質量。
在CT、MRI與US數字圖像發展中，提供分辨率更高、掃描速度更快以及增加病人之舒適度，同時將圖像由二維發展至三維，以更清楚了解組織或器官間相關位置。
單光子發射計算機斷層掃描術(SPECT)單光子發射計算機斷層掃描術(Single Photon Emission ComputedTomography，SPECT)--基本原理與一般核醫學掃描大致相同，不同處乃是針對特定組織或器官做360度、三度空間靜態的成像掃描，所得圖像為包含立體及三個斷層切面的圖像，且所提供的主要也是人體特定組織或器官功能性方面的信息，而有時亦能提供類似人體中有關生理、生化和代謝活動及定量分析的訊息。
正子發射斷層成像(PET)正子發射斷層成像(Positron Emission Tomography,PET)--是近幾年來核子醫學中一門發展相當快速且嶄新的圖像診斷技術。其方法乃是將經由正子發射核種標記(Labeled)的核子醫學藥劑，以靜脈注射或吸入的途徑注入人體，等待一段特定的時間后，再使用正子斷層掃描儀予以測定，以此了解放射性追蹤劑在人體內的分布狀況或新陳代謝是否異常。PET所使用的核子醫學藥劑多屬具有高度專一性的生命基質或其衍生物之標化物，可以針對特定組織或器官，以定量的方式測定其單位體積內的放射放射性濃度，以此了解該特定組織或器官對特定藥劑的代謝情形，進而探討出疾病的致病機轉，因此，PET所能提供的是有關人體中特定組織或器官的生理、生化和代謝活動方面的信息，以及解剖結構的相對位置。由于絕大多數人類疾病在發生初期，其生理、生化和代謝活動方面的變化皆在解剖結構變化之先，使PET能在疾病初期便精確地提供多方面定性與定量的信息。PET是屬于三度空間的成像掃描，所得圖像為包含立體及三個斷層切面的圖像，其圖像質量與分辨率皆優于一般核子醫學掃描及SPECT。且除了核子醫學藥劑及儀器本身有些許的放射性外，整個檢查過程對病人本身并不會造成任何傷害，可以達到“早期診斷，早期治療”的功效。


圖1為三維立體圖像重建處理前計算機輔助斷層掃描之連續二維圖像。
圖2為大腦皮質二維計算機輔助斷層掃描圖像的三維立體圖像重建圖，上圖為異常病歷，下圖為該部分正常之對照組。
圖3為大腦髓質二維計算機輔助斷層掃描圖像的三維立體圖像重建圖，上圖為異常病歷，下圖為該部分正常之對照組。
圖4為腦室二維計算機輔助斷層掃描圖像的三維立體圖像重建圖，上圖為異常病歷，下圖為該部分正常之對照組。
具體實施例方式
實例1.MRI圖像掃描方式與條件腦部MRI圖像掃描參數(scanning parameters)病患位置supiae
線圈頭部T1W三維擾相梯度回波(3D SPGR)解析TR＝33TE＝3.0轉置角度(flip angle)＝35度頻寬(bandwidth)＝15.63NEX1Matria256*192 Zip512FOV22公分圖像切割厚度(slice thickness)1.5毫米掃描區域全腦實例2.圖像處理方法(以全腦掃描為例)1.依特定參數掃描所得之MRI標準圖像文件(如圖1所示)由核磁共振單元傳送至數據庫，2.使用Amira(3.1.1版，美國Mercury Computer System公司)進行圖像三維轉換運算，3.圖像文件預先做片段處理，接著匯入Amira軟件，4.在軟件中使用”刷狀工具”及”包裹工具”，定義欲分析之器官內各特定部位，5.依照算術系數將頭骨部份之圖像排除在目標區域(region of interest)外，以獲得大腦部份，6.以100至200灰階亮度值范圍初步區分出髓質部分，7.在軟件中使用”閥值工具”及”邊緣測定工具”自動清楚區分出髓質部分，8.剔除其它小于50像素(pixel)小型分散區域，以刪除自動區分功能誤判，9.繼續根據傳統Marching-cube(GMC)算法，構建髓質部分之三維立體圖像并顯示其表面圖(如圖3所示)，10.體積測量是依據以下公式計算體積＝(三維像素量(the amount ofvoxels))×(每個三維像素體積(volume of each voxel))，及11.重復以上步驟以構建皮質(如圖2所示)及其它欲求區域(例如腦室)之三維立體圖像(如圖4所示)。
權利要求
1.一種由組織之二維圖像構建成三維圖像的方法，其特征是該組織之二維圖像得自于灰階亮度分析人體器官之二維圖像，該方法包括(1)取得連續復數的人體器官二維圖像，(2)由該人體器官二維圖像選取欲檢測組織之灰階亮度，以決定該組織灰階亮度之范圍；(3)依該組織之灰階亮度范圍分別對連續復數的人體器官二維圖像作片斷(segmentation)切割，以獲取連續斷切割圖像；及(4)重組連續斷切割圖像，以完成欲檢測組織之三維圖像。
2.根據權利要求1所述之方法，其特征是該灰階亮度為介于2的九次冪至十一次冪之灰階層次。
3.根據權利要求2所述之方法，其特征是該灰階亮度為2的十次冪之灰階層次。
4.根據權利要求1所述之方法，其特征是該組織灰階亮度之范圍系測量欲檢測組織之特定灰階層亮度區間而決定。
5.根據權利要求1所述之方法，其特征是該組織系正常或病理組織。
6.根據權利要求5所述之方法，其特征是該正常組織來自腦部、心臟、腎臟、肺臟、骨骼、肌肉、脊髓、消化器官、泌尿器官、耳鼻喉器官、視覺系統或循環血管系統。
7.根據權利要求6所述之方法，其特征是該腦部組織系皮質(灰質)、髓質(白質)、腦室或腦血管。
8.根據權利要求5所述之方法，其特征是該病理組織系來自腫瘤、出血、血管瘤、腦瘤、發炎、梗塞、壞死、空洞或鈣化異常結構。
9.根據權利要求1所述之方法，其特征是該圖像來自計算機斷層、核磁共振(MRI)、正子發射計算機斷層攝影(PET)、單光子發射計算機斷層掃描術(SPECT)、超聲波、病理切片或染色片。
10.根據權利要求1所述之方法，其特征是該特定區域是組織輪廓或組織浸潤，可以分別成像。
11.根據權利要求10所述之方法，其特征是該組織輪廓或組織浸潤選自腫瘤、脂肪、淋巴、結締組織、纖維、血凝塊(hemorrhage)、創傷(trauma)、骨折、中風(infarction of Stroke patient)、硬腦膜下血腫(subduralhematoma)、出血性腦中風(hemorrhagic stroke)、栓塞性腦中風(ischemicstroke)、動靜脈畸形之腦出血AVM hemorrhage、腦內動脈瘤(intracranialaneurysm)、腦瘤、腦膜瘤(meningioma)或惡性腦瘤及膿瘍。
12.根據權利要求1所述之方法，其特征是進一步增加時間因素分析步驟，而獲得四維動態圖像(3D plus time)。
全文摘要
本發明涉及一種由組織之二維圖像構建成三維圖像的方法。
文檔編號G06T15/00GK1846614SQ20051005995
公開日2006年10月18日 申請日期2005年4月4日 優先權日2005年4月4日
發明者沈淵瑤 申請人:沈淵瑤