專利名稱：用于在3d成像系統(tǒng)內(nèi)將空間失真特征化的系統(tǒng)和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及圖像引導(dǎo)治療領(lǐng)域，并且涉及創(chuàng)建和利用用于將成像誤差特征化的體 模以便于校正這種誤差的系統(tǒng)和方法。相關(guān)領(lǐng)域的描述圖像引導(dǎo)治療(IGT)涉及大范圍的現(xiàn)有的和開發(fā)中的利用一種或多種成像技術(shù) 來幫助相關(guān)治療更有效地傳送的處理形式。IGT能夠包括但是不限于如圖像引導(dǎo)手術(shù)、放射 手術(shù)、放射治療、以及其他現(xiàn)有的和開發(fā)中的治療類型等的處理形式。通常，IGT利用一種 或多種成像技術(shù)來收集可表示感興趣的組織的內(nèi)部結(jié)構(gòu)和/或健康狀況的信息。獲取的圖 像數(shù)據(jù)通常由計(jì)算機(jī)系統(tǒng)以及相關(guān)的應(yīng)用軟件來操作，以便產(chǎn)生并顯示成像區(qū)域的三維虛 擬模型或圖像。圖像數(shù)據(jù)能夠用于在空間上更加準(zhǔn)確地定位感興趣的區(qū)域，以便于向感興 趣的區(qū)域進(jìn)行更為準(zhǔn)確的和集中的治療傳送。在很多應(yīng)用中，使用的IGT的安全性和有效性依賴于3D成像系統(tǒng)的空間準(zhǔn)確性。 例如，某些IGT用于定位具體治療區(qū)域或容積，并且準(zhǔn)確地將適當(dāng)?shù)闹委焸魉徒o識(shí)別的目 標(biāo)。在準(zhǔn)確地識(shí)別所期望目標(biāo)區(qū)域的空間位置中的誤差將損害準(zhǔn)確地傳遞適當(dāng)治療的能 力。治療的錯(cuò)誤導(dǎo)向?qū)⒆畲蟮膿p害預(yù)期治療的有效性，而且在某些應(yīng)用中可能存在安全性 顧慮，例如無意識(shí)地將治療傳送給非目標(biāo)區(qū)域。多種成像技術(shù)能夠用于IGT，然而，所有已知的成像技術(shù)都面臨一定的空間失真 度。磁共振成像(MRI)利用強(qiáng)大的磁場(chǎng)，該磁場(chǎng)被施加到成像空間以優(yōu)先地對(duì)準(zhǔn)核磁化矢 量，通常是存在于組織中的水中的氫原子。應(yīng)用射頻場(chǎng)來改變?cè)摯呕膶?duì)準(zhǔn)，從而在磁場(chǎng)中 產(chǎn)生MRI系統(tǒng)可檢測(cè)的擾亂。然而，由MRI系統(tǒng)獲得的位置數(shù)據(jù)具有來自磁場(chǎng)失真的空間 失真和可能存在于成像容積之中的化學(xué)移位。計(jì)算機(jī)斷層掃描(CT)是另一種成像技術(shù)，其利用計(jì)算機(jī)處理、通過分析通常很多 個(gè)從不同視角獲取的二維X射線圖像來產(chǎn)生虛擬的三維圖像。然而，CT成像也具有來自被 稱為射束硬化的現(xiàn)象的失真。單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層掃描(SPECT)和正電子發(fā)射斷層掃描(PET)是核醫(yī)療成像 技術(shù)，其利用放射性的示蹤劑材料和伽馬射線檢測(cè)來產(chǎn)生三維圖像，可頻繁地指示生命體 內(nèi)的功能過程。通常，選擇用在SPECT系統(tǒng)中的示蹤劑發(fā)射被直接檢測(cè)的伽瑪射線，而選擇 用于PET系統(tǒng)中的示蹤劑發(fā)射正電子，正電子使得通常在幾毫米范圍內(nèi)的電子湮滅，導(dǎo)致 兩個(gè)伽馬光子將被發(fā)射并隨后被檢測(cè)到。SPECT和PET系統(tǒng)具有來自如伽馬射線或伽馬光 子的衰減和/或散射等因素的空間失真。如上所述，IGT的有效性和安全性依賴于所使用的成像技術(shù)的準(zhǔn)確性。因此應(yīng)該理解，一直存在著對(duì)更準(zhǔn)確地成像圖像容積的改進(jìn)的系統(tǒng)和方法的需要。也存在著將現(xiàn)有 的、或尚待開發(fā)的成像系統(tǒng)中存在的空間失真特征化的需要.

發(fā)明內(nèi)容
實(shí)施方式包括一種用于將醫(yī)療成像系統(tǒng)的空間失真特征化的方法，所述方法包 括估算期望的目標(biāo)容積的輪廓和尺寸；確定期望的坐標(biāo)系；確定多個(gè)控制點(diǎn)的期望的布 置和間隔，其中，所述期望的布置和間隔與所確定的輪廓、尺寸、以及坐標(biāo)系相匹配；構(gòu)建與 所述多個(gè)控制點(diǎn)的所確定的布置和間隔相匹配的并且配置為在基本剛性的結(jié)構(gòu)中限定所 述控制點(diǎn)的三維體模；相對(duì)于立體定位框架固定所述體模，使得所述多個(gè)控制點(diǎn)限定相對(duì) 應(yīng)的多個(gè)第一已知空間位置；對(duì)所述體模成像；根據(jù)成像確定第二測(cè)量的空間位置；將所 述第一已知空間位置的至少一選擇的子集與相應(yīng)的第二測(cè)量的空間位置相比較；以及計(jì)算 在所述第一已知空間位置和所述相應(yīng)的第二測(cè)量空間位置之間的任何指示空間失真的標(biāo) 記。實(shí)施方式包括，執(zhí)行對(duì)所述期望的目標(biāo)容積的輪廓和尺寸的估算以匹配生命體的 一部分。實(shí)施方式還包括，其中，三維體模至少部分地由快速成型工藝構(gòu)建。實(shí)施方式還包括，其中，快速成型工藝包括選擇性激光燒結(jié)。實(shí)施方式還包括對(duì)第二測(cè)量的空間位置的操作，以創(chuàng)建相對(duì)于第一已知空間位置 具有減少的空間失真的測(cè)量的空間位置的校正集。實(shí)施方式還包括構(gòu)建體模，使得多個(gè)控制點(diǎn)以基本一致的間隔分布。實(shí)施方式包括將醫(yī)療成像系統(tǒng)中的空間誤差特征化的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括體模， 限定多個(gè)控制點(diǎn)，其中，所述控制點(diǎn)分布在三維空間中，并且相對(duì)于彼此基本是固定的；固 定裝置，能夠牢固地連接到所述體模并且連接到醫(yī)療成像系統(tǒng)的立體定位框架，使得所述 控制點(diǎn)能夠被定位以占據(jù)所述成像系統(tǒng)的成像空間內(nèi)的第一已知空間位置；以及分析模 塊，與所述成像系統(tǒng)通信，以獲得指示由所述成像系統(tǒng)確定的所述多個(gè)控制點(diǎn)的至少一子 集的第二被測(cè)量的空間位置的數(shù)據(jù)，其中，所述分析模塊將所述第一已知空間位置與相應(yīng) 的第二測(cè)量的空間位置相比較，并且對(duì)于所述多個(gè)控制點(diǎn)的至少所述子集，計(jì)算在所述第 一已知空間位置和所述相應(yīng)的第二測(cè)量的空間位置之間的任何確定的變化的標(biāo)記。實(shí)施方式還包括被配置以封閉體模的腔。實(shí)施方式還包括，其中，腔被配置以基本上流體密封的方式封閉所述體模，并且所 述腔還設(shè)置有對(duì)比材料。實(shí)施方式還包括，其中，分析模塊還操作第二測(cè)量的空間位置以創(chuàng)建相對(duì)于第一 已知空間位置具有減少的空間失真的測(cè)量的空間位置的校正集。實(shí)施方式還包括，其中，多個(gè)控制點(diǎn)以基本一致的間隔分布。實(shí)施方式還包括，其中，體模是定制的以與成像系統(tǒng)相匹配。實(shí)施方式還包括，其中，體模是定制的以與成像系統(tǒng)的至少一個(gè)具體成像容積相 匹配。實(shí)施方式還包括設(shè)置有機(jī)器可執(zhí)行指令的存儲(chǔ)介質(zhì)，所述機(jī)器可執(zhí)行指令被配置 為使得計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行以下處理將三維低通濾波器應(yīng)用到由三維結(jié)構(gòu)的成像操作產(chǎn)生的原始圖像容積；確定與所述三維結(jié)構(gòu)匹配的選擇的核；將所濾波的圖像容積與所述選擇的 核相卷積；以及對(duì)所卷積的圖像查找局部極大值。實(shí)施方式還包括使得所述計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行以多種維度對(duì)圖像亮度曲線進(jìn)行重采 樣的處理的指令。實(shí)施方式還包括使得所述計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行做出是否對(duì)前面執(zhí)行的處理進(jìn)行迭代 的決定的處理的指令，如果迭代，則迭代以下處理將所濾波的圖像容積與所述選擇的核相 卷積；對(duì)所卷積的圖像查找局部極大值；以及以多種維度對(duì)圖像亮度曲線進(jìn)行重采樣，如 果不迭代，則執(zhí)行使用重采樣的圖像亮度曲線最后的集合的重心作為對(duì)空間坐標(biāo)估算的處理。實(shí)施方式還包括使得計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行以下處理的指令將第一已知空間位置的至 少一選擇的子集與相應(yīng)的查找的局部最大值相比較；并且計(jì)算在第一已知空間位置和相應(yīng) 的查找的局部最大值之間的任何指示空間失真的標(biāo)記。實(shí)施方式還包括使得所述計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行以下處理的指令操作所述查找的局部 極大值，以創(chuàng)建相對(duì)于所述第一已知空間位置具有減少的空間失真的已查找的局部極大值 的校正集合。實(shí)施方式包括用于將成像系統(tǒng)的空間失真特征化的方法，所述方法包括估算期 望的目標(biāo)容積的輪廓和尺寸；確定期望的坐標(biāo)系；確定多個(gè)控制點(diǎn)的期望的布置和間隔， 其中，所述期望的布置和間隔與所確定的輪廓、尺寸、以及坐標(biāo)系相匹配；構(gòu)建與所述多個(gè) 控制點(diǎn)的所確定的布置和間隔相匹配的并且配置為在基本剛性的結(jié)構(gòu)中限定所述控制點(diǎn) 的三維體模；相對(duì)于立體定位框架固定所述體模，使得所述多個(gè)控制點(diǎn)限定相對(duì)應(yīng)的多個(gè) 第一已知空間位置；對(duì)所述體模成像；根據(jù)成像確定第二測(cè)量的空間位置；將所述第一已 知空間位置的至少一選擇的子集與相應(yīng)的第二測(cè)量的空間位置相比較；以及計(jì)算在所述第 一已知空間位置和所述相應(yīng)的第二測(cè)量空間位置之間的任何指示空間失真的標(biāo)記。實(shí)施方式包括將成像系統(tǒng)中的空間誤差特征化的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括體模，限定 多個(gè)控制點(diǎn)，其中，所述控制點(diǎn)分布在三維空間中，并且相對(duì)于彼此基本是固定的；固定裝 置，能夠牢固地連接到所述體模并且連接到所述成像系統(tǒng)的立體定位框架，使得所述控制 點(diǎn)能夠被定位以占據(jù)所述成像系統(tǒng)的成像空間內(nèi)的第一已知空間位置；以及分析模塊，與 所述成像系統(tǒng)通信，以獲得指示由所述成像系統(tǒng)確定的所述多個(gè)控制點(diǎn)的至少一子集的第 二被測(cè)量的空間位置的數(shù)據(jù)，其中，所述分析模塊將所述第一已知空間位置與相應(yīng)的第二 測(cè)量的空間位置相比較，并且對(duì)于所述多個(gè)控制點(diǎn)的至少所述子集，計(jì)算在所述第一已知 空間位置和所述相應(yīng)的第二測(cè)量的空間位置之間的任何確定的變化的標(biāo)記。通過下面的結(jié) 合附圖描述，本發(fā)明的這些和其他目的以及優(yōu)點(diǎn)將變得更加明顯。


圖1是使成像系統(tǒng)(例如用于圖像指導(dǎo)治療的成像系統(tǒng))的空間失真誤差特征化 的系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施方式的示意圖。圖2是在成像系統(tǒng)中使空間失真特征化的實(shí)施方式的流程圖。圖3是成像空間或容積的一個(gè)實(shí)施方式的詳細(xì)示意圖，例如在具有期望目標(biāo)區(qū)域 或容積和多個(gè)治療路徑的圖像指導(dǎo)治療系統(tǒng)中。
圖4是固定在立體定位框架上的高密度網(wǎng)格體模的一個(gè)實(shí)施方式的立體圖。圖5是在圖像空間內(nèi)識(shí)別控制點(diǎn)的空間位置的計(jì)算機(jī)實(shí)施算法的實(shí)施方式的流 程圖。
具體實(shí)施例方式圖1示意性地示出了一種系統(tǒng)的實(shí)施方式，該系統(tǒng)用于使可能在由成像系統(tǒng)102 獲取的圖像數(shù)據(jù)中的出現(xiàn)的空間失真特征化。成像系統(tǒng)102可由眾多成像技術(shù)中一種或多 種組成，所述成像技術(shù)包括但不限于MRI、CT、SPECT和PET。成像系統(tǒng)102可無源地監(jiān)控一 種或多種類型的來自成像容積或空間的放射。成像系統(tǒng)102還可產(chǎn)生或發(fā)射場(chǎng)、能量和/ 或粒子并對(duì)這些用成像容積發(fā)射或產(chǎn)生的能量和/或粒子的交互作用進(jìn)行監(jiān)控。如前所述，已知的成像系統(tǒng)102至少存在某些空間失真度。至少在某些應(yīng)用中，通 ?？臻g失真至少是部分可重復(fù)的并且可稱為依賴機(jī)器的失真。通常這樣的失真依賴于給定 成像系統(tǒng)102的設(shè)計(jì)和結(jié)構(gòu)以及成像形態(tài)的性質(zhì)。在某些應(yīng)用中，空間失真還可能至少部 分地依賴于被成像材料的物理特性。在一些已知的成像系統(tǒng)102中，空間失真可能導(dǎo)致給 定點(diǎn)的實(shí)際位置與被測(cè)出的如由成像系統(tǒng)102所確定的空間位置之間的差異。雖然空間失 真通常根據(jù)各個(gè)成像系統(tǒng)102變化，但空間失真通常能夠在大約幾毫米至幾厘米的量級(jí)的 誤差范圍內(nèi)變化。本文描述的實(shí)施方式便于對(duì)成像容積中的大量控制點(diǎn)的這類誤差進(jìn)行精 確識(shí)別和特征化，并便于校正任何失真或誤差，以便有助于更精確地傳輸用于指導(dǎo)治療的 圖像。該系統(tǒng)包括三維或3D體模(phantom) 104。該體模104包括特別選擇的材料，使得 通過相關(guān)成像系統(tǒng)102區(qū)別于周圍的材料。3D體模104可包括在三維方向延伸的網(wǎng)格或框 架結(jié)構(gòu)，該結(jié)構(gòu)包括多個(gè)相互連接的固體伸長部件。鄰接的伸長部件的連接或交叉限定了 多個(gè)三維地空間分布的控制點(diǎn)105。單個(gè)伸長部件可被看作樁或柱。單個(gè)伸長部件可以基 本筆直或可限定彎曲結(jié)構(gòu)。還可以是基本筆直的部件和彎曲部件的組合。在某些實(shí)施方式中，3D體模104由中空元件構(gòu)成，中空元件可以填充液體，該流體 包含可由相關(guān)成像系統(tǒng)102方便地區(qū)別于周圍材料的造影劑或放射性材料。這些流體圓柱 的連接或交叉限定多個(gè)三維地空間分布的控制點(diǎn)105。單個(gè)中空伸長部件可以基本筆直或 限定彎曲結(jié)構(gòu)。還可以是基本筆直部件和彎曲部件的組合。3D體模104基本具有剛性結(jié)構(gòu)，因此控制點(diǎn)105相對(duì)于彼此基本保持在固定的時(shí) 間不變的空間位置。這允許3D體模104以高精度保持大量三維分布并具有可知空間位置 的控制點(diǎn)105。在某些實(shí)施方式中，給定控制點(diǎn)105的空間位置具有約0. Imm或100 μ或更 佳的已知精度。在某些實(shí)施方式中，3D體模104將控制點(diǎn)105保持在0.06mm或60 μ或更 佳的已知精度。通常，雖然優(yōu)選更高精度的已知空間位置，但可以基于給定IGT的速度和成 本考慮和需要精度指示多種水平的精度。在某些實(shí)施方式中，形成3D體模104以通常符合期望的圖像空間或容積120 (見 圖3)的輪廓和尺寸。圖像空間或容積120通常符合這樣的空間容積，成像系統(tǒng)102將從該 空間容積中獲取測(cè)量值并從該空間容積創(chuàng)造虛擬圖像。在許多應(yīng)用中，圖像空間或容積120 將相對(duì)于立體定位框架108固定。3D體模104的配置和尺寸可與所關(guān)心的圖像空間或容積 120相匹配。
在某些實(shí)施方式中，3D體模104可包括在三維地延伸的網(wǎng)格，該網(wǎng)格圍繞合并的 內(nèi)部容積形成，該內(nèi)部容積模擬或復(fù)制已知的解剖結(jié)構(gòu)和/或移植物以生成主一從成像失 真。例如，容納有空氣的鼻竇在基于MR的大腦成像中可以產(chǎn)生失真。對(duì)于單個(gè)病人來說， 通過對(duì)解剖結(jié)構(gòu)和/或移植物的失真進(jìn)行評(píng)估，可以顯著提升圖像指導(dǎo)治療的精度。例如，圖像指導(dǎo)治療經(jīng)常用于活體具體部位的局部處理，例如病人頭部內(nèi)的所關(guān) 心的區(qū)域。因此，至少在某些應(yīng)用中，成像系統(tǒng)102不需要并可以不對(duì)整個(gè)活體的圖像數(shù)據(jù) 進(jìn)行顯影。因此，3D體模104的配置和大小可通常與所關(guān)心的區(qū)域相適應(yīng)。雖然圖1示出 了通常具有圓柱形輪廓或形狀的3D體模104的實(shí)施方式，但這只是一個(gè)實(shí)施方式的簡單說 明。在其他實(shí)施方式中，3D體模104可具有其他形狀或輪廓，包括但不限于球體、立方體、長 方體、三角體和其他幾何體形狀。在又一些實(shí)施方式中，3D體模104可以描述不規(guī)則幾何 體，例如類似人體的輪廓。其他形狀和輪廓是可能的。在多種實(shí)施方式中，給定成像系統(tǒng)102可以使用或能夠使用一個(gè)或多個(gè)坐標(biāo)系對(duì) 成像系統(tǒng)產(chǎn)生的虛擬圖像進(jìn)行顯影。例如，給定成像系統(tǒng)102可使用笛卡爾坐標(biāo)、球面坐標(biāo) 或極坐標(biāo)和/或柱面坐標(biāo)。因此，至少在某些實(shí)施方式中，優(yōu)選地構(gòu)造3D體模104，從而以 這樣的方式對(duì)控制點(diǎn)105進(jìn)行空間定向和匹配，使其配合相關(guān)成像系統(tǒng)102所使用的具體 坐標(biāo)系。因此，在多種實(shí)施方式中，3D體模104可具有通常沿直角坐標(biāo)軸或笛卡爾坐標(biāo)軸、 極坐標(biāo)軸或球面坐標(biāo)軸、或柱面坐標(biāo)軸定位的控制點(diǎn)(105)。根據(jù)給定應(yīng)用的需要，單個(gè)控制點(diǎn)105通常可均勻分布在3D體模104中或分布在 大量非均勻分布區(qū)域中。在一個(gè)非限制性實(shí)施方式中，3D體模104包括多個(gè)控制點(diǎn)105，控 制點(diǎn)105以基本均勻的分布排列并具有約8mm的點(diǎn)到點(diǎn)間隔。該實(shí)施方式可包括由聚酰胺 形成的3D體模104。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)這種實(shí)施方式在具有MRI技術(shù)的成像系統(tǒng)102中對(duì)空間失真 特征化時(shí)特別有效。如前所述，成像系統(tǒng)102經(jīng)常與立體定位框架108組合使用。立體定位框架108 通常保持基本固定的精確的空間參考點(diǎn)或原點(diǎn)，在成像過程和處理過程中，該空間參考點(diǎn) 或原點(diǎn)可被保持。例如，在某些實(shí)施方式中，立體定位框架108可包括立體定位環(huán)，該立體 定位環(huán)被配置以使病人頭部保持在相對(duì)固定的穩(wěn)定位置。在一個(gè)實(shí)施方式中，包括固定裝 置106，固定裝置106剛性地連接至體模104與立體定位框架108。在某些實(shí)施方式中，固 定裝置106與體模104的連接是基本上永久性的，在其它實(shí)施方式中，該連接可以移除或拆 卸。至少在某些應(yīng)用中，通常固定裝置106和立體定位框架108之間的剛性連接優(yōu)選為可 移除的。這方面提供了相對(duì)于立體定位框架108剛性地固定3D體模104的優(yōu)點(diǎn)，但是在臨 時(shí)性或可移除方式中。這便于利用相同的立體定位框架108，用來對(duì)3D體模104進(jìn)行成像 以及進(jìn)行傳送治療，例如來自治療源109。如前所述，當(dāng)對(duì)來自圖像空間或容積120的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行顯影時(shí)，通常給定成像 系統(tǒng)102至少存在某些空間失真度。通過對(duì)3D體模104的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施方式進(jìn)行成像， 成像系統(tǒng)102可以對(duì)被測(cè)量的位置數(shù)據(jù)(例如多個(gè)控制點(diǎn)105)進(jìn)行顯影。該被測(cè)量位置 數(shù)據(jù)可以與控制點(diǎn)105的已知位置相比較，由于3D體模104包括基本剛性的結(jié)構(gòu)，該結(jié)構(gòu) 剛性地連接至限定已知空間參考點(diǎn)或零點(diǎn)的立體定位框架108。在一個(gè)實(shí)施方式中，由成像系統(tǒng)102獲取的圖像數(shù)據(jù)可以傳送至分析模塊110。分 析模塊110可包括存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)媒介上的機(jī)器可執(zhí)行代碼，其中配置該代碼以使計(jì)算機(jī)系統(tǒng)完成本文描述的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施方式所述的動(dòng)作。分析模塊110可具有3D體 模104的多個(gè)控制點(diǎn)105的已知位置數(shù)據(jù)。因此，給定控制點(diǎn)105的已知位置可包括第一已 知空間位置150 (圖2)。如成像系統(tǒng)102所確定的相同控制點(diǎn)105的被測(cè)量空間位置可包 括第二被測(cè)量或被成像空間位置152(圖2)?？梢耘渲梅治瞿K110以使多個(gè)控制點(diǎn)105 的每個(gè)第一已知空間位置150與第二被測(cè)量空間位置152相比較，并且使用該比較來使任 何由該比較指示的空間失真特征化。通過使用計(jì)算機(jī)處理和相關(guān)應(yīng)用軟件和存儲(chǔ)器，分析模塊110可快速地使分布在 圖像空間120中的大量控制點(diǎn)150的第一和第二空間位置150、152之間的任何空間失真特 征化。根據(jù)給定應(yīng)用的需求，分析模塊110可分析全部或基本上全部的包括3D體模104的 控制點(diǎn)105。在某些應(yīng)用中，分析模塊110可僅分析全部多個(gè)控制點(diǎn)105中的一個(gè)選定子 集?？梢岳斫?，可基于具體應(yīng)用的需要和需求來選擇控制點(diǎn)105的選定子集的具體邊界/ 參數(shù)。在某些實(shí)施方式中，成像系統(tǒng)102和分析模塊110之間的通訊是雙向的。在這些 實(shí)施方式中，可進(jìn)一步配置分析模塊110以提供校正信息，從而對(duì)任何被識(shí)別的空間失真 進(jìn)行調(diào)整和校正。因此，在某些實(shí)施方式中，分析/校正模塊Iio可從成像系統(tǒng)120中獲取 圖像數(shù)據(jù)，對(duì)于任何已指示的空間失真分析該數(shù)據(jù)，并且將返回?cái)?shù)據(jù)和/或命令提供至成 像系統(tǒng)102。因此，在某些實(shí)施方式中，成像系統(tǒng)102可配合分析/校正模塊110提供已校 正的數(shù)據(jù)112?？梢岳斫?，在某些實(shí)施方式中，分析/校正模塊110與成像系統(tǒng)102在物理上可以 是結(jié)合為一體的。在某些實(shí)施方式中，分析/校正模塊110與成像系統(tǒng)102可以是物質(zhì)上 分離但可以相互通訊的。還可以理解，分析/校正模塊110的操作不需要與來自成像系統(tǒng) 102的圖像數(shù)據(jù)的產(chǎn)生或通訊同時(shí)發(fā)生。因此，相對(duì)于成像系統(tǒng)102的操作，通過如本文所 述的多個(gè)實(shí)施方式實(shí)施的分析和校正過程可在線下進(jìn)行，或可至少部分地與其同時(shí)發(fā)生。 在某些實(shí)施方式中，空間失真的分析與圖像數(shù)據(jù)的產(chǎn)生基本同時(shí)或同時(shí)發(fā)生。在某些實(shí)施方式中，成像系統(tǒng)102和分析/校正模塊110之間的通訊可以是從成 像系統(tǒng)102至分析/校正模塊110單向的通訊。因此，在某些實(shí)施方式中，已校正數(shù)據(jù)112 可從分析/校正模塊110獲取，但不一定提供至成像系統(tǒng)102本身。因此，當(dāng)成像系統(tǒng)102 僅提供“原始數(shù)據(jù)”或具有空間失真的數(shù)據(jù)時(shí)，已校正數(shù)據(jù)112可以被提供給臨床醫(yī)生或其 它用戶使用。在其他實(shí)施方式中，分析模塊110可以僅為給定成像系統(tǒng)102中出現(xiàn)的任何空間 失真提供分析。例如，在某些實(shí)施方式中，分析模塊110可產(chǎn)生并傳輸校正因子114，該校正 因子114指明了一個(gè)或多個(gè)控制點(diǎn)105的第一已知空間位置150和第二被測(cè)量或被成像空 間位置152之間的任何差異的量級(jí)和方向。基于給定的應(yīng)用需要，校正因子114可被臨床 醫(yī)生或其它用戶或其它以計(jì)算機(jī)為基礎(chǔ)的系統(tǒng)利用。因此，至少在某些實(shí)施方式中，成像系 統(tǒng)102和分析模塊110都不需要必須提供圖像空間120的最終的已校正的圖像數(shù)據(jù)112。圖2示出了在成像系統(tǒng)中使空間失真特征化的方法的實(shí)施方式的流程圖。方法 200開始于起始方框202，起始方框202通常描述成像系統(tǒng)102和立體定位框架108的安裝 和初始校準(zhǔn)。起始方框202可包括立體定位框架108進(jìn)行校準(zhǔn)和定位以便精確限定空間參 考點(diǎn)或零點(diǎn)。
在方框204中，對(duì)期望的成像容積120進(jìn)行估算。方框204可包括建立期望的成 像容積120的總體輪廓和尺寸。在方框206中，期望的坐標(biāo)系被確定。方框206中的期望 坐標(biāo)系經(jīng)?；谙嚓P(guān)成像系統(tǒng)102的特征和設(shè)計(jì)來確定。在許多應(yīng)用中，雖然笛卡爾坐標(biāo) 被臨床醫(yī)生和其他用戶廣泛應(yīng)用和理解，但也可以使用球面和柱面坐標(biāo)系。在方框210中，期望的控制點(diǎn)間隔被確定。各個(gè)控制點(diǎn)105之間的期望間隔可基 于相關(guān)成像系統(tǒng)102的成像技術(shù)以及其具體的操作參數(shù)變化。期望的控制點(diǎn)105間隔還可 以依靠隨后被成像的病人組織的材料性質(zhì)而變化。方框210還包括確定控制點(diǎn)是否被期望 的基本均勻或非均勻地間隔。例如，在某些應(yīng)用中，由成像系統(tǒng)102限定的圖像空間120可 基本大于所關(guān)心的實(shí)際區(qū)域或容積，例如處理容積或區(qū)域122 (圖3)。因此，至少在某些應(yīng) 用中，可以更加及時(shí)有效地以非均勻方式分配控制點(diǎn)105。例如，可以在全部圖像空間120 的一部分內(nèi)更加緊密的對(duì)控制點(diǎn)105進(jìn)行間隔，以獲取在較大圖像空間120內(nèi)的所關(guān)心的 較小區(qū)域122中的空間失真的更多精確特征。這可以簡化3D體模104的構(gòu)建并且減少在 不太關(guān)心的區(qū)域內(nèi)特征化空間失真所需的處理開支。在方框212中，3D體模104的三維模型被創(chuàng)造。方框212可包括使用數(shù)字設(shè)計(jì)工 具，例如計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)(CAD)/計(jì)算機(jī)輔助制造(CAM)。在方框212中，基于方框212中顯影的三維模形構(gòu)建3D體模104，以便對(duì)選定的具 有第一已知空間位置和其相關(guān)位置的多個(gè)控制點(diǎn)105進(jìn)行限定。在一個(gè)實(shí)施方式中，方框 214使用一種或多種快速原型技術(shù)，例如選擇性激光燒結(jié)(SLS)。在一個(gè)實(shí)施方式中，方框214使用附加的制造技術(shù)，其利用高能量激光通過空間 高精度控制方式選擇性地熔化聚酰胺塑料的相對(duì)小的顆?；蚍勰?。在一個(gè)實(shí)施方式中，通 過隨后根據(jù)方框212中顯影的3D體模模型的輪廓和尺寸掃描粉末狀聚酰胺的床體的橫截 面，方框214選擇性地熔化粉末化聚酰胺。由于掃描每個(gè)橫截面，因而粉末聚酰胺熔化以形 成3D體模104的層或面?？深~外的聚酰胺粉末至每個(gè)掃描的橫截面并且以自下向上或端 到端的方式構(gòu)造3D體模104?；诜娇?12中開發(fā)的精確的三維模型的選擇性激光燒結(jié)過程的組合生成具有 以高精度布置的大量控制點(diǎn)105的3D體模104。如前所述，在某些實(shí)施方式中，控制點(diǎn)105 的定位精度為100μ或以上。在某些實(shí)施方式中，控制點(diǎn)105的定位精度為60μ或以下。 在其他實(shí)施方式中，可以利用其它快速原型技術(shù)，包括但不限于熔化沉積建模(FDM)和/或 連續(xù)平板印刷(SLA)。還可以理解，包括聚酰胺的3D體模104僅僅是一個(gè)非限制性實(shí)例并 且其他實(shí)施方式可依靠給定應(yīng)用的需求使用除前述的聚酰胺之外的其它材料或替代物。在方框216中，3D體模104固定在成像空間120中，例如通過固定裝置106至3D 體模104和立體定位框架108的連接。因?yàn)榱Ⅲw定位框架108限定已知和已校準(zhǔn)的空間參 考點(diǎn)或零點(diǎn)，并且因?yàn)榭刂泣c(diǎn)105的相對(duì)位置也是固定和已知的，所以每個(gè)單個(gè)控制點(diǎn)105 的真實(shí)的空間位置是在高精度下是已知的。方框216還包括用一個(gè)或多個(gè)成像系統(tǒng)102對(duì) 3D體模104的成像以獲取第二被測(cè)量或被成像的位置數(shù)據(jù)152。在方框218中，利用計(jì)算機(jī)執(zhí)行的算法在圖像空間120內(nèi)自動(dòng)探測(cè)體?？刂泣c(diǎn) 105。如前所述，采用方法200的實(shí)施方式的裝置可包括機(jī)器可執(zhí)行代碼，存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可 讀存儲(chǔ)媒介中并被配置以使計(jì)算機(jī)執(zhí)行本文描述的過程。在方框218中，3D低通濾波器被應(yīng)用至原始圖像容積。確定和使用具體設(shè)計(jì)以匹配形成控制點(diǎn)105的網(wǎng)格交叉點(diǎn)的結(jié)構(gòu)的卷積核。因此對(duì)每個(gè)體模104的幾何形狀和尺寸 來說，卷積核是定制的。對(duì)于包括由直線排列的樁或柱形成的矩形網(wǎng)格陣列的實(shí)施方式，優(yōu) 選地被使用的核通常具有三維加號(hào)的形狀?？梢詾榭刂泣c(diǎn)105的其他構(gòu)造選擇和使用其他 核。卷積的目的是增加圖像交叉點(diǎn)中的像素的亮度。卷積后的交叉點(diǎn)比周圍網(wǎng)格更加明亮 約 50%。隨后找到卷積圖像集合在x、y和ζ方向上的控制點(diǎn)105的局部最大值。找到這些 最大值可以為網(wǎng)格交叉(例如，各個(gè)控制點(diǎn)105的空間位置)的坐標(biāo)提供士0.5像素或更 大精度的初始估算。為了改善估算，用補(bǔ)零法對(duì)x_y，x-z和y_z平面中的穿過每個(gè)局部最 大值的圖像亮度曲線進(jìn)行重新取樣。用三條重新取樣的曲線的重心作為網(wǎng)格交叉的坐標(biāo)的 新估算值。通過將本文描述的自動(dòng)探測(cè)程序的實(shí)施方式的獲取的間距和用高精度卡尺獲取 的測(cè)量值進(jìn)行比較，可以用實(shí)驗(yàn)的方法確定這些用于識(shí)別多個(gè)控制點(diǎn)105的被測(cè)量第二坐 標(biāo)的實(shí)施方式的精度。獲取的精度是意想不到的確定結(jié)果。在方框220中，對(duì)成像系統(tǒng)的第二已指示或被測(cè)量空間位置與控制點(diǎn)105的至少 一個(gè)子集的第一已知空間位置進(jìn)行了比較。方框220可返回在適當(dāng)坐標(biāo)系中被分解為三維 中每一個(gè)的任何被探測(cè)失真的量級(jí)和方向。方框220還可以返回任何被探測(cè)失真的量級(jí)和 方向作為在適當(dāng)坐標(biāo)系中的失真矢量。方框220可返回結(jié)果作為多個(gè)單個(gè)空間失真的標(biāo) 記。方框220還可以返回結(jié)果作為多個(gè)單個(gè)空間失真的一個(gè)或多個(gè)復(fù)合或廣義的失真標(biāo) 記。在方框222中，可對(duì)來自圖像系統(tǒng)102的原始圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行任何已指示的調(diào)整或 校正，以獲得已校正或已標(biāo)準(zhǔn)化的圖像數(shù)據(jù)112。如前所述，方框222的該校正可由分析/ 校正模塊110、成像系統(tǒng)102或單獨(dú)的組件或步驟執(zhí)行。由于大量控制點(diǎn)105和相應(yīng)的大 量可能的空間失真數(shù)據(jù)，通常本文所述的計(jì)算和校正強(qiáng)烈地優(yōu)選由計(jì)算機(jī)執(zhí)行的處理來進(jìn) 行。圖3示意性地示出了圖像空間或容積120的一個(gè)實(shí)施方式的更多細(xì)節(jié)。如前所述， 立體定位框架108為形成于圖像空間120中的位置測(cè)量值限定空間參考點(diǎn)和零點(diǎn)。在該實(shí) 施方式中，用戶對(duì)圖像空間120內(nèi)的子集或較小區(qū)域122愈發(fā)感興趣。在一個(gè)實(shí)施方式中， 子集或較小區(qū)域122對(duì)應(yīng)于形成較大全部圖像空間120的子集或較小區(qū)域的處理空間122。 處理空間122可空間地對(duì)應(yīng)于用于來自治療源109的任何多種治療形式的未來目標(biāo)位置。 處理可包括一個(gè)或多個(gè)加速質(zhì)子治療、電離輻射、紅外線照射、激光等等。圖3還示出了使 處理空間122交叉并對(duì)治療經(jīng)由不同的空間途徑的傳送進(jìn)行示意性指示的第一和第二處 理路徑124a、124b。因此，實(shí)施方式不但可提供圖像空間120中所關(guān)心的處理空間或容積 122的空間失真的特征化，還可以提供穿過圖像空間120的一個(gè)或多個(gè)處理路徑124。圖4示出了剛性連接至固定裝置106并因此連接至固定的立體定位框架108的3D 體模104的一個(gè)實(shí)施方式的更多細(xì)節(jié)。在某些實(shí)施方式中，包括體模104的材料至少對(duì)于 成像系統(tǒng)102的一些實(shí)施是不可見的。例如，通常聚酰胺材料對(duì)基于MRI、SPECT和PET的 成像系統(tǒng)102是不可見的。因此，一個(gè)實(shí)施方式還包括被配置以封閉體模104的腔130。圖4中的腔130示 出為透明的以便于觀察體模104，然而腔130被配置以流體密封的方式封閉體模104。優(yōu)選地，由圖像系統(tǒng)102可見的對(duì)比材料132填滿腔130。對(duì)比材料132可包括硫酸銅溶液或 礦物油，用于基于MRI的成像系統(tǒng)102。對(duì)比材料132可包括伽馬射線或正電子發(fā)射物質(zhì)， 用于基于SPECT或PET的成像系統(tǒng)102。對(duì)比材料132允許成像系統(tǒng)102 “看見”體模104 和可見對(duì)比材料132的邊界并因此在圖像空間120中識(shí)別控制點(diǎn)105的位置。在一個(gè)實(shí)施方式中，腔130還包括一個(gè)或多個(gè)訪問端口 134。訪問端口 134提供通 道以引導(dǎo)對(duì)比材料132。訪問端口還便于從腔130中清除收集的空氣和氣泡。當(dāng)需要相對(duì) 于立體定位框架108改變網(wǎng)格控制點(diǎn)105的位置時(shí)，訪問端口 134還提供向體模104的訪 問。例如，在基于框架的圖像引導(dǎo)處理(是圖像引導(dǎo)治療的最精確形式)中，圖像和處 理空間均參考立體定位框架108。可優(yōu)選地參考相同立體定位框架108來表示已通過體模 104識(shí)別的任何空間失真的位置。在實(shí)踐中，一旦將體模104放置于腔130中，腔130就被 牢固地連接至立體定位框架108。該系統(tǒng)可以訪問計(jì)量實(shí)驗(yàn)室以精確測(cè)量控制點(diǎn)105相對(duì) 于立體定位框架108的基準(zhǔn)點(diǎn)的網(wǎng)格位置。雖然上述基準(zhǔn)點(diǎn)可根據(jù)立體定位框架108的具 體實(shí)施進(jìn)行變化，但仍可被看作是立體定位框架108的坐標(biāo)系。根據(jù)本文描述的實(shí)施方式的以可獲得的空間精度形成3D體模104的合適的材料 和加工方法以前還沒有被利用過。對(duì)依靠相應(yīng)的大量參考數(shù)據(jù)獲取的作為結(jié)果的大量數(shù)據(jù) 進(jìn)行分析的合適的方法也沒有被利用過?？臻g失真的問題已經(jīng)存在，但適合的解決方案早 先已證明是難懂的。早先的嘗試已經(jīng)沒有能力為給定應(yīng)用(如所公開的實(shí)施方式)提供精 度和專屬性。參考圖像指導(dǎo)治療背景中的成像系統(tǒng)102可以理解，本文所述和所示的實(shí)施 方式可以有利地用于各種各樣的成像系統(tǒng)。盡管本發(fā)明優(yōu)選的實(shí)施方案顯示、描述和指出了本發(fā)明的如應(yīng)用到這些特殊的實(shí) 施方案中的新穎特征，但應(yīng)該理解以被描述的設(shè)備的各種細(xì)節(jié)的形式進(jìn)行的省略、替換和 改變可由本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員在不背離本發(fā)明的范圍的情況下做出。因此，本發(fā)明的范 圍不局限于上面的描述，而是由附加的權(quán)利要求書來限定。
權(quán)利要求
一種用于將醫(yī)療成像系統(tǒng)的空間失真特征化的方法，所述方法包括估算期望的目標(biāo)容積的輪廓和尺寸；確定期望的坐標(biāo)系；確定多個(gè)控制點(diǎn)的期望的布置和間隔，其中，所述期望的布置和間隔與所確定的輪廓、尺寸、以及坐標(biāo)系相匹配；構(gòu)建與所述多個(gè)控制點(diǎn)的所確定的布置和間隔相匹配的并且配置為在基本剛性的結(jié)構(gòu)中限定所述控制點(diǎn)的三維體模；相對(duì)于立體定位框架固定所述體模，使得所述多個(gè)控制點(diǎn)限定相對(duì)應(yīng)的多個(gè)第一已知空間位置；對(duì)所述體模成像；根據(jù)成像確定第二測(cè)量的空間位置；將所述第一已知空間位置的至少一選擇的子集與相應(yīng)的第二測(cè)量的空間位置相比較；以及計(jì)算在所述第一已知空間位置和所述相應(yīng)的第二測(cè)量空間位置之間的任何指示空間失真的標(biāo)記。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，執(zhí)行對(duì)所述期望的目標(biāo)容積的所述輪廓和尺寸的 估算以匹配生命體的一部分。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述三維體模至少部分地由快速成型工藝構(gòu)建。
4.如權(quán)利要求3所述的方法，其中，所述快速成型工藝包括選擇性激光燒結(jié)。
5.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，還包括對(duì)所述第二測(cè)量的空間位置的操作，以創(chuàng)建 相對(duì)于所述第一已知空間位置具有減少的空間失真的測(cè)量的空間位置的校正集。
6.如權(quán)利要求1所述的方法，包括構(gòu)建所述體模，使得所述多個(gè)控制點(diǎn)以基本一致的 間隔分布。
7.一種將醫(yī)療成像系統(tǒng)中的空間誤差特征化的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括體模，限定多個(gè)控制點(diǎn)，其中，所述控制點(diǎn)分布在三維空間中，并且相對(duì)于彼此基本是 固定的；固定裝置，能夠牢固地連接到所述體模并且連接到醫(yī)療成像系統(tǒng)的立體定位框架，使 得所述控制點(diǎn)能夠被定位以占據(jù)所述成像系統(tǒng)的成像空間內(nèi)的第一已知空間位置；以及分析模塊，與所述成像系統(tǒng)通信，以獲得指示由所述成像系統(tǒng)確定的所述多個(gè)控制點(diǎn) 的至少一子集的第二被測(cè)量的空間位置的數(shù)據(jù)，其中，所述分析模塊將所述第一已知空間 位置與相應(yīng)的第二測(cè)量的空間位置相比較，并且對(duì)于所述多個(gè)控制點(diǎn)的至少所述子集，計(jì) 算在所述第一已知空間位置和所述相應(yīng)的第二測(cè)量的空間位置之間的任何確定的變化的 標(biāo)記。
8.如權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，還包括被配置以封閉所述體模的腔。
9.如權(quán)利要求8所述的系統(tǒng)，其中，所述腔被配置以基本上流體密封的方式封閉所述 體模，并且所述腔還設(shè)置有對(duì)比材料。
10.如權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中，所述分析模塊還操作所述第二測(cè)量的空間位置， 以創(chuàng)建相對(duì)于所述第一已知空間位置具有減少的空間失真的測(cè)量的空間位置的校正集。
11.如權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中，所述多個(gè)控制點(diǎn)以基本一致的間隔分布。
12.如權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中，所述體模是定制的以與所述成像系統(tǒng)相匹配。
13.如權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中，所述體模是定制的以與所述成像系統(tǒng)的至少一 個(gè)具體成像容積相匹配。
14.設(shè)置有機(jī)器可執(zhí)行指令的存儲(chǔ)介質(zhì)，所述機(jī)器可執(zhí)行指令被配置為使得計(jì)算機(jī)系 統(tǒng)執(zhí)行以下處理將三維低通濾波器應(yīng)用到由三維結(jié)構(gòu)的成像操作產(chǎn)生的原始圖像容積； 確定與所述三維結(jié)構(gòu)匹配的選擇的核； 將所濾波的圖像容積與所述選擇的核相卷積；以及 對(duì)所卷積的圖像查找局部極大值。
15.如權(quán)利要求14所述的存儲(chǔ)介質(zhì)，還包括使得所述計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行以多種維度對(duì)圖 像亮度曲線進(jìn)行重采樣的處理的指令。
16.如權(quán)利要求15所述的存儲(chǔ)介質(zhì)，還包括使得所述計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行做出是否對(duì)前面 執(zhí)行的處理進(jìn)行迭代的決定的處理的指令，如果迭代，則迭代以下處理將所濾波的圖像容積與所述選擇的核相卷積； 對(duì)所卷積的圖像查找局部極大值；以及以多種維度對(duì)圖像亮度曲線進(jìn)行重采樣，如果不迭代，則執(zhí)行使用重采樣的圖像亮度 曲線最后的集合的重心作為對(duì)空間坐標(biāo)估算的處理。
17.如權(quán)利要求14所述的存儲(chǔ)介質(zhì)，還包括使得所述計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行以下處理的指令將第一已知空間位置的至少一選擇的子集與相應(yīng)的查找的局部最大值相比較；以及 計(jì)算在所述第一已知空間位置和所述相應(yīng)的查找的局部最大值之間的任何指示空間 失真的標(biāo)記。
18.如權(quán)利要求17所述的存儲(chǔ)介質(zhì)，還包括使得所述計(jì)算機(jī)系統(tǒng)執(zhí)行以下處理的指令操作所述查找的局部極大值，以創(chuàng)建相對(duì)于所述第一已知空間位置具有減少的空間失 真的已查找的局部極大值的校正集合。
全文摘要
用于將由成像系統(tǒng)(102)確定的位置數(shù)據(jù)中的空間失真特征化的系統(tǒng)和方法(200)，例如在圖像指導(dǎo)治療中所利用的。三維體模(104)是為給定成像系統(tǒng)(102)的期望成像空間形成(204、206、210、212、214)的定制品。體模(104)包括大量控制點(diǎn)(105)，以已知的高精度剛性地固定在空間中。體模(104)被固定至限定已知校準(zhǔn)參考點(diǎn)或零點(diǎn)的立體定位框架(108)并被成像(216)。為體模(104)定制的算法確定控制點(diǎn)(105)的空間位置。對(duì)控制點(diǎn)(105)的至少一子集的已知和確定的空間位置之間進(jìn)行對(duì)比(220)。該對(duì)比(220)產(chǎn)生標(biāo)記以用于觀察到的任何確定的空間失真。
文檔編號(hào)A61B19/00GK101951853SQ200980106040
公開日2011年1月19日 申請(qǐng)日期2009年2月20日 優(yōu)先權(quán)日2008年2月22日
發(fā)明者大衛(wèi)·斯科特·吉特勒, 羅伯特·D·波爾斯坦恩, 芭芭拉·安·霍爾斯侯瑟爾 申請(qǐng)人:洛馬林達(dá)大學(xué)醫(yī)學(xué)中心