專利名稱：帶有靶檢測(cè)的自適應(yīng)放射治療方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及一種放射治療系統(tǒng)，尤其涉及一種放射治療時(shí)的勒檢測(cè)，或者 一種不使用內(nèi)部標(biāo)記物的放射治療時(shí)的靶檢測(cè)。
技術(shù)背景將放射治療應(yīng)用到顱外腫瘤時(shí)，腫瘤靶的移動(dòng)會(huì)導(dǎo)致肺瘤所接收到的輻射劑量 減少，而正常組織所接收到的輻射劑量增加。這尤其與由于呼吸作用而移動(dòng)的肺部 腫瘤有關(guān)。(大段遺漏)專利號(hào)6731970的US專利公開了使用金屬作為用于靶跟蹤的標(biāo)記物。在射線照 片中金屬標(biāo)記物相對(duì)于人體組織具有較高的對(duì)比度。這使得其位置容易通過(guò)手動(dòng)或 者自動(dòng)方式來(lái)檢測(cè)到。但是，這種方法具有嚴(yán)重的缺陷，包括需要侵入程序來(lái)植入 標(biāo)記物，并且標(biāo)記物和胂瘤的移動(dòng)并沒(méi)有完美地相關(guān)聯(lián)。US專利68^456中，肺填 充的程度通過(guò)測(cè)量隔膜位置從射線照片得以確定，其相對(duì)于靜止的解剖體組織是清 楚可見的。肺填充值，而非植入標(biāo)記物的位置，是與靶位置相關(guān)聯(lián)的。大量發(fā)明涉及在放射療法時(shí)進(jìn)行三維(3D)成像。專利號(hào)為6914959的US專利 公開了一種計(jì)算機(jī)X射線斷層攝影術(shù)(CT)與放射療法相結(jié)合的系統(tǒng)。CT用于捕獲 治療期間用于治療規(guī)劃的圖像和靶圖像。US專利6198957公開了一種磁共振(MR) 成像和放射療法結(jié)合的系統(tǒng)。用于在放射療法期間進(jìn)行輩巴檢測(cè)的3D成像法的缺點(diǎn)是 捕獲和分析圖像所需的時(shí)間排除了實(shí)時(shí)檢測(cè)的可能性。并且，把3D醫(yī)療成像系統(tǒng)添 加到發(fā)射療法單元會(huì)極大地增加其成本。這些缺點(diǎn)可以通過(guò)捕荻少于整3D圖像的方 法來(lái)得到緩解。US專利6778850中，捕獲多個(gè)二維(2D ) X射線圖像并將其集成到 一個(gè)低清晰度的3D圖像中。申請(qǐng)?zhí)枮?005/0054916、2005/0053267和2005/0053196的US專利描述了這樣 一種方法參考熒光鏡圖像的時(shí)間順序從在整個(gè)生理循環(huán)中都含有it射療法靶的區(qū) 域內(nèi)來(lái)捕獲。參考圖像中的運(yùn)動(dòng)內(nèi)容通過(guò)與同一序列中之前的圖像進(jìn)行比較而得到加強(qiáng)。例如，通過(guò)從一幅圖像減去多個(gè)先前圖像的加權(quán)平均而形成一幅不同的圖像。 在放射治療時(shí)，熒光鏡圖像序列通過(guò)使用相同的源和成像設(shè)備配置作為參考圖像來(lái) 捕獲。運(yùn)動(dòng)內(nèi)容與前面一樣得到增強(qiáng)，并且治療圖像與從增強(qiáng)的參考圖像中所產(chǎn)生 的模板相關(guān)。圖像和參考模板的高度相關(guān)決定了病人生理循環(huán)當(dāng)前的情況。公開號(hào)為2004/0092815的US專利申請(qǐng)描述了一種方法，沒(méi)有直接試圖在治療 時(shí)檢測(cè)輩巴的位置，確定當(dāng)前呼吸狀態(tài)、移動(dòng)以及靶區(qū)域的方位。該信息用于推斷耙 的位置。在規(guī)劃階段，至少在最好包括最大和最小吸氣的兩個(gè)呼吸狀態(tài)，來(lái)捕獲3D CT圖像。從所捕獲的CT圖像中估算出在中間呼吸狀態(tài)添加CT圖像。靶的位置在每 個(gè)CT圖像中都被識(shí)別出來(lái)。接下來(lái)，可以為CT圖像中的每一個(gè)來(lái)計(jì)算一套數(shù)字重 建射線照片(DRR)。在放射療法期間，從靶區(qū)域捕獲射線照片。所捕獲的射線照片 與這套DRR進(jìn)行配對(duì)。當(dāng)找到DRR的相匹配者時(shí)，捕獲時(shí)的呼吸狀態(tài)^皮確定為這種 CT圖像的狀態(tài)，即匹配DRR根據(jù)這種圖像產(chǎn)生的。源以及DRR匹配計(jì)算中所使用的 成像平面位置可以用于確定輩巴區(qū)域相對(duì)于射線照片單元位置的位置和方向。最終， 由于DRR中粑的位置是已知的，捕獲射線照片時(shí)可以確定靶的位置。本發(fā)明的目標(biāo)是在放射治療時(shí)直接檢測(cè)靶的位置，而不需要在放射治療的規(guī)劃 階段就捕獲多個(gè)2-D或3-D圖像。本發(fā)明的另一個(gè)目標(biāo)是通過(guò)這種方式在放射治療 時(shí)直接4企測(cè)靶的位置快速地，不對(duì)正常組織施加極大的放射劑量，并且，不需要 對(duì)放射治療系統(tǒng)有較大添加物。本發(fā)明提供一種方法用于基于所捕獲的射線照相圖 像中乾投影的識(shí)別，來(lái)檢測(cè)放射治療靶的位置。發(fā)明內(nèi)容簡(jiǎn)要地來(lái)說(shuō)，根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面， 一種通過(guò)使用用于病人放射治療的三維 (3-D)規(guī)劃圖像對(duì)病人進(jìn)行放射治療的方法，其中，規(guī)劃圖像包括放射治療靶，該 方法包括以下步驟從規(guī)劃圖像中確定數(shù)字重建射線照片；在數(shù)字重建射線照片中 識(shí)別把投影區(qū)域；捕獲對(duì)應(yīng)于數(shù)字重建照片的射線照片圖像；識(shí)別所捕獲的射線照 片圖像中的區(qū)域；比較所述數(shù)字重建射線照片中靶投影的區(qū)域和所捕獲的射線照相 圖像中被識(shí)別的區(qū)域；并且，對(duì)應(yīng)于所述比較來(lái)確定放射治療的實(shí)施。本發(fā)明基于US專利序列號(hào)11/039422,其公開了一種在放射治療中的實(shí)施靶抬， 測(cè)方法，通過(guò)以下兩種方式解決了在2-D捕獲的射線照相圖像中對(duì)靶進(jìn)行檢測(cè)的問(wèn)題1)在治療時(shí)用于射線照相的捕荻配置是基于對(duì)數(shù)字重建射線照片(DRR)的分 析的，DDR是從CT規(guī)劃圖像中所產(chǎn)生的。2)使用強(qiáng)大的圖像處理技術(shù)，使得疊合 的解剖結(jié)構(gòu)中的輩&^r測(cè)成為可能。本發(fā)明提供了一種在所捕獲的放射照相圖片中識(shí)別與圖像中靶投影區(qū)域相對(duì)應(yīng) 的區(qū)域的方法。其首先通過(guò)在規(guī)劃階段中，確定導(dǎo)致在DRR中輩巴投影區(qū)域被識(shí)別的 處理?xiàng)l件來(lái)完成。通過(guò)圖像分隔方法來(lái)在DRR中識(shí)別區(qū)域。所識(shí)別的區(qū)域與該圖像 中耙投影相比較。對(duì)分割過(guò)程進(jìn)行優(yōu)化，直到識(shí)別區(qū)域和靶^:影大體上相同。在治 療階段，把被優(yōu)化的分割工序施加到所捕獲的放射照相圖像，以識(shí)別在等角點(diǎn)處或 附近的區(qū)域。對(duì)在DRR中被識(shí)別區(qū)域的特性與所捕獲的放射照相圖像中被識(shí)別區(qū)域 的特性進(jìn)行比較?；谠摫容^，所捕獲的放射照相圖像的被識(shí)別的區(qū)域處于靶中的 概率得到確定。該概率和所捕獲的放射照相圖像中被識(shí)別區(qū)域的位置用于改進(jìn)放射 治療的實(shí)施。


通過(guò)參照附圖對(duì)示范性實(shí)施例的詳細(xì)描述，本發(fā)明的上述和其它目標(biāo)、特征和 優(yōu)點(diǎn)對(duì)于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員將變得顯而易見。 附圖中元件彼此并不需按比例決定。 圖1是現(xiàn)有技術(shù)中具有靶位置檢測(cè)的放射治療設(shè)備。 圖2示出了現(xiàn)有技術(shù)中具有靶位置檢測(cè)的放射治療方法。 圖3示出了耙位置檢測(cè)方法。 圖4示出了區(qū)域分割的方法。圖5示出了在乾位置檢測(cè)方法中規(guī)劃和治療階段的圖像。圖6示出了用X射線源位置范圍確定在最大數(shù)字重建射線照片中的腫瘤靶投影。圖7示出了在區(qū)域內(nèi)基于梯度特征的計(jì)算。圖8示出了闡述草C^全測(cè)實(shí)施例的流程圖。圖9是示出了具有靶轉(zhuǎn)移的兩個(gè)圖像的圖表。圖IO是示出了本發(fā)明的靶轉(zhuǎn)移尋找方法的流程圖。
具體實(shí)施方式
物序號(hào)表示結(jié)構(gòu)的相同元件。圖1示出了具有自動(dòng)耙位置檢測(cè)的示范性放射治療系統(tǒng)。參照?qǐng)D1 ，病人130 處于支持部件比如治療床132上。病人縛有兩個(gè)或多個(gè)外部標(biāo)記物138。外部標(biāo)記 物的位置由攝像機(jī)139監(jiān)視。治療放射性源136對(duì)準(zhǔn)治療中的等角點(diǎn)134。射線照相單元由診斷X射線源135組成，并且數(shù)字X射線成像設(shè)備133對(duì)靶131 的區(qū)域進(jìn)行成像。放射治療系統(tǒng)最好具有更多的那種射線照相單元以使得靶在三維 中的定位成為可能。該系統(tǒng)具有一種方法以精確地確定射線照相單元相對(duì)于放射治療坐標(biāo)系統(tǒng)的位 置和方向。這可以通過(guò)比如使用能夠被攝像機(jī)139 4企測(cè)到的設(shè)置在X射線源和成像 設(shè)備上的標(biāo)記物來(lái)實(shí)現(xiàn)。另一種方法是使用包含有能夠被攝像機(jī)和射線照相單元共 同氺t測(cè)的標(biāo)記物的模型(phantom)。圖1中的耙檢測(cè)和控制單元137提供了多種功能。它布置了射線照相單元以捕 獲圖像，其有利于耙的檢測(cè)。其促使射線照相單元在治療之前或期間立即捕獲圖像。 其確定了靶在所捕獲的圖像中的位置相對(duì)于放射治療坐標(biāo)系統(tǒng)，其中等角點(diǎn)定義于 》文射治療坐標(biāo)系統(tǒng)中。它進(jìn)一步為可以通過(guò)多種方式使用的反射治療控制單元140 提供信息。該信息可用于決定放射治療應(yīng)該繼續(xù)還是停止。它還可以用于重新定位 病人或者治療放射源(therapeutic radiation source )從而使得輩巴處于等角點(diǎn)。在本發(fā)明的實(shí)施例中，可用治療放射源136來(lái)代替X射線源135，或者除了 X 射線源135還使用治療放射源136，來(lái)捕獲射線照相圖像。圖2對(duì)根據(jù)本發(fā)明的具有耙檢測(cè)的放射治療方法進(jìn)行了圖解。該過(guò)程從步驟210 開始，其中，從病人捕獲規(guī)劃圖像。可用于該目的的醫(yī)療成像器械(modality)包 括計(jì)算機(jī)X線斷層攝影術(shù)(CT)，磁共振成像(MRI)，正電子放射斷層顯像(PET), PET-CT,超聲波，及其類似。在步驟211中，手術(shù)員，可能借助于圖像分割軟件， 描繪出乾體積的邊緣。步 驟212的目的是確定用于射線照相的最佳捕獲條件，該射線照相于步驟214 中得到。在步驟212中，數(shù)字重建射線照片(DRR)從規(guī)劃圖像中計(jì)算得到。使得 C^:測(cè)更方便的一個(gè)或者多個(gè)DRR^皮確定。 一般地，當(dāng)靶與其它組織的重疊最小 化時(shí)耙檢測(cè)更方便，靶的邊緣更清楚。步驟213中，布置了一個(gè)或多個(gè)單元用于捕獲與步驟212中所確定的DRR相 對(duì)應(yīng)的圖像。步驟214直接在病人用放射治療光束輻照之前進(jìn)行。用圖1所示射線照相單元 中的每一個(gè)通過(guò)診斷X射線源135和數(shù)字X射線成像設(shè)備133來(lái)捕獲圖像。圖2的步驟215中，使用射線照相單元在所捕獲的射線照相中對(duì)靶進(jìn)行檢測(cè)。 在兩個(gè)或者多個(gè)射線照相中對(duì)靶的檢測(cè)使得三維中的靶定位成為可能。步驟216中，基于步驟215的結(jié)果對(duì)治療放射的進(jìn)行進(jìn)行修正?？尚拚倪x項(xiàng) 包括但不限于，管理劑量，制止管理劑量，重定位病人，改變治療射線束的方向， 以及改進(jìn)治療射線束。如果該修正包括重定位，改變方向，或者改進(jìn)，可以在重定 位，改變方向，或者改進(jìn)之后對(duì)劑量進(jìn)行管理。將參照附圖3對(duì)本發(fā)明進(jìn)行更詳細(xì)的描述。該圖示出了規(guī)劃階段380和治療階 段382的步驟，規(guī)劃階段中的優(yōu)化循環(huán)390和392,以及規(guī)劃和治療階段330、 332、 334、 336和338之間的信息交換。在步驟310中捕獲包含靶的病人的斷層攝影圖像。通過(guò)手動(dòng)或者自動(dòng)方式來(lái)指 定輩巴體積。當(dāng)耙是腫瘤時(shí)，該體積稱為大體肺瘤體積(GTV)。在步驟312中，從斷層攝影圖像中確定數(shù)字重建射線照片(DRR)以用于選定的 成像幾何，其由虛擬X射線源和圖像平面相對(duì)于斷層攝影圖像的位置來(lái)定義。DRR 中把投影的區(qū)域通過(guò)記錄這樣的射線來(lái)映射由源出發(fā)至成像平面的象素，穿過(guò)靶 體積。在步驟314中，粑的^r測(cè)通過(guò)考慮把與其它組織的重疊、靶邊緣的清楚性以 及其它度量標(biāo)準(zhǔn)來(lái)進(jìn)行測(cè)量。靶與其它組織重疊的度量標(biāo)準(zhǔn)通過(guò)下面等式來(lái)確定J J她/Target Projection其中，Dt。tel是沿著出自X射線源到成像平面圖中象素的X射線的總積分密度， Dtoget僅僅是耙體積的積分密度。該積分是在圖像靶投影區(qū)域上的積分。重疊度量標(biāo) 準(zhǔn)值的范圍在O.O和l.O之間，其中0.0表示沒(méi)有重疊，l.O表示靶的作用可以忽略 不計(jì)。優(yōu)化循環(huán)390包括步驟312和314，用于確定較佳的成像幾何330，其有利于靶 檢測(cè)。圖6示出了表示該優(yōu)化過(guò)程的圖像。DRR根據(jù)其右上肺中有中等大小小瘤的 病人的CT圖像而得以確定。圖6中的圖像600、 601、 602、 603、 604、 605、 606、 607和608示出了在X射線源和成像平面位置范圍內(nèi)所確定"最大"DRR。在該計(jì) 算中，源和成像平面布置在C臂上。通過(guò)設(shè)置象素值等于出自源到達(dá)象素的射線的 最大X射線密度，而不是等于積分密度，來(lái)突出DRR中高密度的解剖組織(通常 是骨頭)。進(jìn)一步地，每個(gè)圖像中，白線表示靶投影的邊緣。例如，線650是圖像 600中靶投影區(qū)域輪廓。重疊的度量標(biāo)準(zhǔn)，如上所定義的，在0.964到0.916的范圍 內(nèi)變化，其中0.964用于靶部分地被肋骨遮蔽的圖像608， 0.916用于腫瘤靶投影位 于肋骨之間的圖像603。圖3中接下來(lái)兩個(gè)步驟316和318的目的是確定較佳處理?xiàng)l件334,造成DRR 中靶的自動(dòng)分割。這些處理?xiàng)l件用于稍后的治療階段382的步驟358，以自動(dòng)分割 所捕獲的射線照片中的區(qū)域。圖像中的這種區(qū)域分割一般用于識(shí)別具有公共特性的 連續(xù)區(qū)域。本發(fā)明中，分割的目的是識(shí)別圖像中耙投影內(nèi)具有公共特性的區(qū)域。在 步驟318中對(duì)分割步驟316的成功進(jìn)行測(cè)量，步驟318中對(duì)被分割的區(qū)域與DRR 中把投影區(qū)域進(jìn)行比較。用于判斷乾投影分割質(zhì)量的度量標(biāo)準(zhǔn)由下述公示確定，<formula>formula see original document page 10</formula>其中A購(gòu)et是輩巴投影區(qū)域的面積，As紹是被分割區(qū)域的面積，Aseg。u"de是被分割 區(qū)域在把投影之外的面積，Aseginside是被分割區(qū)域在輩巴投影之內(nèi)的面積。Qseg的值在 l.O和O.O的范圍內(nèi)變化，其中當(dāng)草巴投影區(qū)域與4皮分割區(qū)域相同時(shí)為1.0，當(dāng)這兩個(gè) 區(qū)域完全不重疊時(shí)為0.0。處理循環(huán)392的目的是優(yōu)化分割過(guò)程，從而使Qseg盡可能的大。乾投影區(qū)域與被分割區(qū)域338的邊界纟皮傳給治療階段的步驟360。步驟320中，計(jì)算特征以用于DRR的被分割區(qū)域和/或乾投影區(qū)域。這些特征 包括但不限于申請(qǐng)?zhí)?1/187676的美國(guó)專利中所闡述的特點(diǎn)，該申請(qǐng)以引用參考的 方式結(jié)合在本文中。特征336的值接下來(lái)應(yīng)用在治療階段382中，在步驟362中這些值與為步驟360中所捕獲的射線照相圖像中的被識(shí)別區(qū)域而計(jì)算得到的特征值進(jìn) 行比較。規(guī)劃階段優(yōu)化過(guò)程390和392具有確定成像幾何以及使得治療時(shí)檢測(cè)粑成為可 能的處理?xiàng)l件的目的。任何優(yōu)化程序都可用于該目的包括遺傳算法、動(dòng)態(tài)編程以 及梯度下降方法。在本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例中，合并了處理循環(huán)390和392,以聯(lián)合優(yōu) 化成像幾何以及扭分割處理?xiàng)l件。在治療階段382中，步驟350中，設(shè)立射線照相單元以基于較佳成像幾何330 來(lái)捕獲射線照相圖像，其在步驟312和314的規(guī)劃階段得以確定。這表明與病人相 關(guān)的射線照相單元的X射線源和X射線成像裝置的位置，對(duì)應(yīng)于虛擬源和成像平面 相對(duì)于步驟312中DRR的確定的斷層圖像的位置。步驟352是這樣的程序，其中，在射線照相單元的坐標(biāo)系統(tǒng)中對(duì)射線照相系統(tǒng) 進(jìn)行校準(zhǔn)?？墒褂媚Ｐ鸵杂糜谠撃康摹Ｗ鳛樽钚〉?，出自X射線源穿過(guò)治療等角點(diǎn) 并與X射線成像設(shè)備相交的線的位置得以確定。該點(diǎn)稱為所捕獲的射線照相圖像等 角點(diǎn)投影。步驟354中，病人的靶區(qū)域的射線照相圖像被射線照相單元捕獲。這直接在治 療束的輻射之前或者在輻射期間發(fā)生。步驟356中，所捕獲的射線照相圖像用DRR332進(jìn)行登記，其通過(guò)使用較佳成 像幾何330來(lái)確定。該步驟并不是必須的。例如，如果在捕獲規(guī)劃斷層圖像時(shí)病人 的確認(rèn)與治療相同，那么DRR與所捕獲的射線照相圖像相類似。否則，需要進(jìn)行 登記以使得在循環(huán)392中基于DRR的靶的出現(xiàn)而得到優(yōu)化的區(qū)域分割處理?xiàng)l件成 功地對(duì)所捕獲的射線照相圖像中的扭投影進(jìn)行分割。步驟358中，來(lái)自步驟316的較佳處理?xiàng)l件334用于通過(guò)區(qū)域分割在所捕獲的 射線照相圖像中識(shí)別區(qū)域。在本發(fā)明的較佳實(shí)施例中，該區(qū)域含有圖像中等角點(diǎn)的 投影。步驟360中，計(jì)算所捕獲的射線照相圖像中識(shí)別區(qū)域的特征。靶投影的區(qū)域和 DRR388中被分割區(qū)域的邊緣被提供給該步驟，因?yàn)槠鋇t用于特定特征的計(jì)算。在步驟362中，用于被捕獲的射線照相圖像中被識(shí)別區(qū)域的特征值與在規(guī)劃階 段的步驟320中所計(jì)算得到的值336進(jìn)行比較。在本發(fā)明實(shí)施例中，特征值336用于DRR中的輩巴投影區(qū)域。在本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施例中，特征值336用于在步驟316 中被確定的DRR中被分割的區(qū)域。所捕獲的射線照相圖像中被分割區(qū)域就是革巴的 概率，以及其在該圖像中的精確位置在該步驟中被確定。任何模式識(shí)別統(tǒng)計(jì)方法都 可以在該步驟中使用，包括神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)、學(xué)習(xí)向量量化、支持向量機(jī)器，以及Anil 等人在"統(tǒng)計(jì)模式識(shí)別回顧"，IEEE模式分析與機(jī)器職能學(xué)報(bào)，22巻，2000年 l號(hào)，4-37頁(yè)中所討論的方法。最后，步驟364中，所捕獲的射線照相圖像中被識(shí)別區(qū)域的位置以及它就是靶 投影的概率，可以以不同的方法進(jìn)行使用。該信息可以用于校驗(yàn)在治療期間靶是否 位于特定的區(qū)域內(nèi)。如果靶位置校驗(yàn)失敗，則治療光束停止。該信息可用于門控 (gated)放射治療。僅當(dāng)靶在特定的區(qū)域被檢測(cè)到時(shí)才開始治療。該信息可用于重 新部署治療光束和/或病人從而使目標(biāo)治療光束正確地對(duì)準(zhǔn)扭。在本發(fā)明的較佳實(shí)施例中，通過(guò)使用圖3中所描述的方法，把靶定位于三維中 從而在多于一個(gè)的所捕獲的射線照相圖像中來(lái)同向地檢測(cè)靶的位置。執(zhí)行規(guī)劃階段 的程序380，其中使用步驟312分別允許的X射線源和/或成像設(shè)備位置的范圍以產(chǎn) 生靶的多個(gè)較佳視角。對(duì)于每個(gè)規(guī)劃階段程序380使用相應(yīng)的治療階段程序382來(lái) 在所捕獲的射線照相圖像中檢測(cè)靶。圖4示出了對(duì)區(qū)域進(jìn)行分割的較佳方法。該方法用于圖3中的步驟316，其使 用DRR作為輸入，并且，在步驟358中使用所捕獲的放射治療圖像作為輸入。參 照?qǐng)D4，圖像410，全部的或者部分的，被輸入到該方法中。步驟412中，把輸入圖 像標(biāo)準(zhǔn)化以最小化輸入圖像之間的變化。例如，按比例決定圖像以獲得標(biāo)定代碼值 均值和標(biāo)準(zhǔn)差。低頻密度梯度也可以去掉。在步驟414中，對(duì)圖像進(jìn)行過(guò)濾以加強(qiáng) 靼和/或去掉背景內(nèi)容。相反地，步驟416中，對(duì)圖像進(jìn)行過(guò)濾以加強(qiáng)背景內(nèi)容和/ 或降低靶。在步驟418中，背景得到加強(qiáng)的圖像被從靶得到加強(qiáng)的圖像中減去。結(jié) 果則是一個(gè)差分圖像，其中靶區(qū)域具有大于零的代碼值而靶區(qū)域以外的代碼值主要 小于零。步驟420中，施加閾值到圖像上以生成初始區(qū)域映射。相對(duì)于步驟412之 后的圖像的代碼值范圍，該閾值一般是較小的正數(shù)。步驟420中所生成的區(qū)域映射一般地并不是耙投影與靶特性的準(zhǔn)確映射，因?yàn)?圖像一般包含背景特點(diǎn)。同樣地，由于輸入圖像是DRR或放射照相，其它內(nèi)容被疊加到扭上。這些問(wèn)題都在以下系列步驟中得到校正。步驟422中，區(qū)域映射被侵蝕，以打破靶區(qū)域和其它區(qū)域的連接。J.Serra,在"圖像分析和數(shù)學(xué)形態(tài)學(xué)"的第1 巻，學(xué)術(shù)出版社(Academic Press ) , 1982年，34到62頁(yè)中所描述二進(jìn)制形態(tài)操作 可以用作該目的。在步驟424中，含有興趣點(diǎn)(POI)的映射中的連通區(qū)域被保留，而其它所有 區(qū)域都被去掉。當(dāng)輸入圖像是DRR時(shí)，POI則是輩巴投影的中心。如果輸入圖像是捕 獲射線照相圖像時(shí)，POI是投影的等角點(diǎn)。接下來(lái)，步驟426中所選擇的區(qū)域得到 膨脹以在所選擇區(qū)域的映射上反轉(zhuǎn)步驟422的效應(yīng)。在這一點(diǎn)的區(qū)域映射一般仍包含有疊加有重疊解剖組織結(jié)構(gòu)的靶并且因此需要 進(jìn)一步地凈化。步驟426之后的區(qū)域映射作為用于其后步驟的支持區(qū)域。步驟428 中，對(duì)支持區(qū)域中的圖像施加分水嶺分割算法。分水嶺分割由Vincent和Soille在"數(shù) 字空間的分水嶺基于浸入仿真的算法，，，IEEE模式分析與機(jī)器職能學(xué)報(bào)，13巻， 1991年6號(hào)，583 - 598頁(yè)中進(jìn)行了闡述。在下一步驟430中包含有POI的分水嶺 與其它滿足連接性條件的分水嶺都被保留。所選擇的分水嶺的映射構(gòu)成最終區(qū)域映 射432.圖5進(jìn)一步闡述了本發(fā)明的實(shí)施例。左側(cè)是表示規(guī)劃階段的一系列圖像550。 圖像510是從有肺部小瘤的病人的CT中所確定的DRR。白色輪廓512表示該圖像 中的腫瘤靶的投影。參照?qǐng)D3，第一次施加分割步驟時(shí)，需要設(shè)定用于圖4中區(qū)域分割方法的初始 條件。這通過(guò)分析圖5中的扭投影512來(lái)完成。在本發(fā)明的實(shí)施例中，在圖4的步 驟414和416中使用灰度級(jí)形態(tài)開口操作，以分別產(chǎn)生靶和背景得到加強(qiáng)的圖像。 灰度級(jí)形態(tài)操作在J.Seira的"圖像分析和數(shù)學(xué)形態(tài)學(xué)，，的第1巻，學(xué)術(shù)出版社 (Academic Press ) , 1982年，424到478頁(yè)中得到描述。選擇高斯灰度級(jí)形態(tài)模板 用于步驟414的應(yīng)用，其具有的寬度接近于粑投影的寬度。具有定向范圍的長(zhǎng)窄的 灰度級(jí)形態(tài)模板被選擇出來(lái)以用于分割方法的步驟416中。步驟416中的模板被設(shè) 計(jì)來(lái)具有一個(gè)超過(guò)把投影寬度的長(zhǎng)度，從而使得靶不出現(xiàn)在被過(guò)濾的圖像中。作為 結(jié)果，步驟418中所產(chǎn)生的差分圖像在靶區(qū)域?qū)⒑姓拇a值。類似的方式，圖 4中分割方法所有的步驟都祐:初始地設(shè)置來(lái)產(chǎn)生與靶投影緊密地相對(duì)應(yīng)的分割區(qū)域。圖5的圖像512示出第一次施加步驟316到DRR上的結(jié)果。圖5中被分割區(qū) 域的邊緣由黑線570示出，革巴投影的邊緣由白線572表示。圖5中的圖像5I4和圖 像516分別示出3和101優(yōu)化迭代之后的邊緣。該優(yōu)化循環(huán)由圖3中線392示出。 圖像512、514和516中分割邊緣的比較示出了被分割區(qū)域和靶投影之間的對(duì)應(yīng)被優(yōu) 化過(guò)程改良了。圖像516中的黑色邊緣574示出由優(yōu)化程序所獲得的最佳靶區(qū)域分 割。圖5的右側(cè)是圖像552的序列，其示出了治療階段本發(fā)明的方法。圖像530是 所捕獲的射線照相圖像。圖像532是圖像530的子圖像，其處于射線照相中等角點(diǎn) 投影的中心，并且用DRR圖像510在粑投影區(qū)域中進(jìn)行登記(registered)。圖像 534中白色線576示出了使用較佳處理?xiàng)l件334來(lái)施加圖4中分割方法到所捕獲射 線照相圖像532的登記部分的結(jié)果。黑色邊緣574是先前在規(guī)劃階段(參見圖像516) 通過(guò)優(yōu)化分割DDR中乾投影的過(guò)程而獲得的邊緣。規(guī)劃階段的步驟320中，圖3中計(jì)算特征的值以用于圖5中圖像516其被分割 的區(qū)域574。治療階段的步驟360中，計(jì)算圖3中特征的值以用于圖5中圖像534 的被分割區(qū)域576。在步驟362中對(duì)這兩個(gè)特征向量進(jìn)行比較以獲得所捕獲的射線 照相圖像576中被識(shí)別區(qū)域即是靶的概率?，F(xiàn)在詳細(xì)描述圖3中規(guī)劃階段步驟320和治療階段360中計(jì)算得到的基于區(qū)域 的特征。所描述的特征是基于區(qū)域形狀、統(tǒng)計(jì)、梯度、紋理和表面的。也可以采用 本領(lǐng)域已知的用于區(qū)域分類和識(shí)別目的的其它特征。當(dāng)基于形狀的特征僅僅需要區(qū) 域邊緣時(shí)，大多數(shù)其它特征也需要該區(qū)域中甚至有時(shí)是該區(qū)域之外的代碼值。因?yàn)?該原因， 一個(gè)特征可以有多個(gè)取決于計(jì)算中所使用的圖4象版本的值。例如，可以計(jì) 算特征以用于未處理的輸入圖像，在本發(fā)明中該未處理的圖像或者是DRR，或者是 所捕獲的射線照相圖像。較佳地，使用圖4所示的區(qū)域分割方法中在步驟412中被 標(biāo)準(zhǔn)化的圖像和/或在步驟418中的差分圖像(difference image )來(lái)計(jì)算特征。特征幼a/ e/對(duì)被識(shí)別區(qū)域與參照區(qū)域進(jìn)行比較。步驟320中被識(shí)別區(qū)域是步驟 316中的DRR中被分割的區(qū)域，而參考區(qū)域即是DRR中靶的投影。步驟360中被 識(shí)別區(qū)域即是步驟358中所捕獲的射線照相圖像中被分割的區(qū)域。參考區(qū)域是由區(qū)域邊緣338所提供的對(duì)應(yīng)的DRR332中的浮皮分割區(qū)域或者耙投影。該特征的定義式 為2 —爿爿其中j是被識(shí)別區(qū)域的面積，^ef是參考區(qū)域的面積，^Ttside是被識(shí)別區(qū)域在參考區(qū)域之外的面積，Jinside被識(shí)別區(qū)域在參考區(qū)域之內(nèi)的面積<統(tǒng)計(jì)特征對(duì)區(qū)域內(nèi)平均代碼值與周圍區(qū)域內(nèi)的平均值進(jìn)行比較。該特征定義為&"々=A^egi。" 一 /^wm tmd其中』g^和l^u,nd分別是該區(qū)域和周圍區(qū)域的平均代碼值?；谔荻鹊奶卣髟赬射線圖像中腫瘤靶的檢測(cè)中是很有價(jià)值的。靶投影區(qū)域內(nèi) 象素點(diǎn)的梯度方向往往集中于一個(gè)公共點(diǎn)。單頻帶數(shù)字圖像是離散二維函數(shù)。多個(gè) 線性濾波器被開發(fā)出來(lái)以用于計(jì)算該函數(shù)在每個(gè)象素位置的一階導(dǎo)數(shù)。例如， 一般使用Sobd濾波器。圖像中象素點(diǎn)ij處的梯度幅度7Wij以及方向《是這樣定義的 其中Fy是代碼值。將參照?qǐng)D7描述用于區(qū)域的基于梯度特征的計(jì)算。線710標(biāo)記區(qū)域的邊緣。代 表性地，選擇用于計(jì)算724的原點(diǎn)作為幾何中心或區(qū)域內(nèi)最大密度的位置。該區(qū)域 被分成S個(gè)關(guān)于原點(diǎn)的部分。圖7中，示出八個(gè)部分，其中每個(gè)都相對(duì)于原點(diǎn)延伸 出45度。例如，圖7中714是該區(qū)域的部分4。考慮區(qū)域710中的象素722。線720 是在象素和區(qū)域724中畫出的。線718示出該象素點(diǎn)圖像梯度的方向。梯度方向718 和線720之間的角度由巧表示。部分A中象素點(diǎn)的梯度指向原點(diǎn)的度數(shù)的測(cè)量由下面等式表示，<formula>formula see original document page 16</formula>其中，A^是部分/t中象素?cái)?shù)量。僅僅具有大于tl并且小于t2的梯度幅度的象 素才包含在總和之中。用于該區(qū)域的梯度特征由G>W t =而定義，其中- ^ )用于該區(qū)域的基于紋理的特征通過(guò)使用一幅圖像中的代碼值、梯度幅度或梯度 方向來(lái)計(jì)算?；谕F(xiàn)函數(shù)(co occurrence function )的紋理特征由Bevk和Kononenko 在"醫(yī)療圖像紋理描述的統(tǒng)計(jì)方法初步研究，，，15次IEEE,基于計(jì)算機(jī)的醫(yī)療系 統(tǒng)學(xué)術(shù)討論會(huì)，2002年6月4日至7日，中進(jìn)行了闡述。下列等式給出了兩個(gè)基于紋 理的特征，rexto e2 -5;(1'-力2(:(/，力其中C (i， j)是在相鄰象素點(diǎn)上計(jì)算得到的同現(xiàn)函數(shù)?？偤偷姆秶谧钚〉?最大代碼值之間進(jìn)行變化。特征7fcc加 ^稱之為能量，7&&"2稱之為對(duì)比。其它 紋理特征由Haralick等人在"用于圖像分類的紋理特征，，，IEEE系統(tǒng)學(xué)^>，人工 ,控制論，1973年，610頁(yè)到621頁(yè)中所描述的，也可以4吏用。灰度級(jí)圖像也可以解釋成置信映射，其中在象素點(diǎn)處的代碼值是在該位置表面仰角的度量標(biāo)準(zhǔn)。通過(guò)把區(qū)域內(nèi)圖像表面大小調(diào)整(fit)成第四階二變量多項(xiàng)式而獲得基于表面的特征。如Abmayr等人在"施加于成像器5003的作為具有子象素精 度的檢測(cè)同源點(diǎn)和輪廓的基礎(chǔ)強(qiáng)度數(shù)據(jù)的局部多項(xiàng)式重建"，ISPRS學(xué)術(shù)研討會(huì)V/l, 全景照相測(cè)量法研討會(huì)，XXXIV巻，5/W16部分，德累斯頓，2004，中所描述的， 在區(qū)域中最高仰角點(diǎn)處計(jì)算主曲率。調(diào)整的(fitted)多項(xiàng)式的二階導(dǎo)數(shù)被計(jì)算來(lái)獲 得Hessian矩陣的元素。Hessian矩陣的最大和最小特征值；和;U"即是主曲率。 基于表面的區(qū)域特征是財(cái)flC61 = ;iminS"《"ce 2 二 5^r/ace 3 = Amin ;i鵬參照?qǐng)D8，其示出了本發(fā)明輩巴定位的另一個(gè)實(shí)施例。規(guī)劃階段圖像804是作為 圖2中步驟212所確定的DRR。該圖像，由/p表示，在圖9中表示為圖像904。該 圖像中靶投影由圖像904中所示的907來(lái)解釋。806是出自治療階段的所捕獲的射線照相圖像(參見圖2中步驟214)。該圖像， 由/y來(lái)表示，在圖9中作為圖像906而示出。圖像906中示出示范性靶位置909。 注意到革巴907和靶909是病人體內(nèi)相同腫瘤的圖像，但是在不同時(shí)間所拍攝的。實(shí)踐中，由于所捕獲的射線照相圖像和DRR之間的對(duì)應(yīng)，圖像/p和/r具有相 同的大小。這些圖像的原點(diǎn)可以任意地定義在左上角，如圖9所示。由于規(guī)劃階段和治療階段間各種原因(例如呼吸作用)，本發(fā)明乾檢測(cè)的一個(gè) 目的是找到靶位置差別。由于軟組織的彈性本性，靶的位置差別的變化取決于體內(nèi) 靶的位置。如果有多個(gè)靶，那么所有靶的運(yùn)動(dòng)都#皮-現(xiàn)為是非剛性的(non-rigid)。 然而對(duì)于單個(gè)靶，在更小的區(qū)域內(nèi)，該運(yùn)動(dòng)可以視為剛性的或者非剛性的。因此， 采用了定義靶中心子圖像的步驟。參考圖8，步驟808定義了第一子圖像(用 疼示)，其含有圖像/p904中的 把907。子圖像 908 ^位置由向量P905決定。具有同樣位置的矢量P,第二子圖 像(用 表示)910可以^圖像906中定義。圖像908和910具有相同的大小，其 可以由圖像中最大的可能的靶轉(zhuǎn)移來(lái)確定，從而使得靶909包含于子圖像910內(nèi)?，F(xiàn)在討論基于梯度從907中找到靶909轉(zhuǎn)移的方法。該過(guò)程可以通過(guò)數(shù)學(xué)地確定圖像(比如908 )的一部分和另 一幅圖像(比如910 )的部一分之間的坐標(biāo)映射來(lái) 表示，從而使得這兩幅對(duì)應(yīng)于同樣區(qū)域的子圖像中的點(diǎn)相互映射。為了討論的目的，子圖像910著^為/6c,，"， /入子圖像908 表吊為/ 6c,+;，符號(hào)x和y是圖像平面坐標(biāo)系統(tǒng)的水平坐標(biāo)和垂直坐標(biāo)，t是 圖像索引。需要重點(diǎn)注意的是圖像平面坐標(biāo)系統(tǒng)的原點(diǎn)(x = 0,y-0)，定義在圖像 平面的中心。坐標(biāo)x和y可以是非整數(shù)。圖像(或者圖像象素)也可以編以索引/ 6， jJ ，其中索引(/和"是嚴(yán)格的 整數(shù)，并且為了簡(jiǎn)便忽略了參數(shù)Z。這種表示與對(duì)離散域中矩陣編索引是一致的。 如果圖像的高度是A寬度是w，那么相應(yīng)的圖像平面坐標(biāo)x和少，在位置(/', y)處， 可以計(jì)算為義=/— (w—1)/2.0，以及少=1)/2.0—_/。列索引/從0到w—1。 行索引y從o到A- 1。一般地，映射過(guò)程是要找到最佳放射轉(zhuǎn)換函數(shù)^V!(A，")(圖10中步驟1002)， 從而使得[;cw， 1〗T= 0>t+1 "〃力)[Xt,少t， l]T。現(xiàn)在，定義兩圖像之間差的能量函數(shù)(或者丄2正常測(cè)量)作為五一,+， )- S((" ，沁，0)-，乂"" + Q)2其中，Q是用于本地映射(非剛性映射)的空間鄰域。對(duì)于全局映射，Q是整 個(gè)圖像。轉(zhuǎn)換函數(shù)是一個(gè)3x3矩陣，具有如下所示元素，(*00 <*01 fe Ao (*'2 00 1該轉(zhuǎn)換矩陣由兩部分組成，旋轉(zhuǎn)子矩陣和平移向量有多種不同的方法來(lái)最小化能量函數(shù)。例如，使用空間位置形式的圖像象素的導(dǎo)數(shù)和密度(參見"機(jī)器人視覺(jué)"，B.K.P.Horn, MIT出版社，McGraw-Hill圖 書公司)，可以找到轉(zhuǎn)換函數(shù)①的條目(entry)的最佳值。通過(guò)施加最佳仿射轉(zhuǎn)換函數(shù)的優(yōu)化過(guò)的轉(zhuǎn)換函數(shù)扭一幅圖像映射到其它圖像。實(shí)踐中，使用優(yōu)化過(guò)的轉(zhuǎn)換函數(shù)①，可以生成兩個(gè)移位映射/(7, ^和jV(圖10中步驟1004 )。這兩個(gè)映射通過(guò)圖像插值實(shí)施映射過(guò)程。對(duì)于兩個(gè)移位映 射，J(7,"和F"， 乂J ,列索引/從0到w-1,行索引y從o到/ -i。圖IO所示的步驟可應(yīng)用于圖3中步驟356。請(qǐng)注意圖8中步驟814等價(jià)于圖2 中步驟216,其中進(jìn)行治療校驗(yàn)/修改。130病人 131輩巴 132治療床133數(shù)字X射線成像設(shè)備134等角點(diǎn)135診斷X射線源136治療放射源137控制單元138外部標(biāo)記物139攝像機(jī)140放射治療控制單元210捕獲病人圖像211描繪靶邊緣212確定最佳捕獲條件213排列一個(gè)或多個(gè)射線照相單元214捕獲圖像215檢測(cè)耙216修正治療放射的進(jìn)行310捕獲病人斷層攝影圖像312確定^:字重建射線照片(DRR)314測(cè)量可檢測(cè)鞋^316分割耙周圍區(qū)域318比較分割區(qū)域和靶投影320計(jì)算區(qū)域特征330成〗象幾何332數(shù)字重建射線照片(DRR)334處理?xiàng)l件336特征值338被分割區(qū)域350設(shè)置射線照相系統(tǒng)352校準(zhǔn)放射治療系統(tǒng)354捕獲射線照片356用DRR來(lái)登記射線照相358在等角點(diǎn)周圍執(zhí)行分割360計(jì)算區(qū)域特征362 4全測(cè)耙位置364校驗(yàn)/修正治療380規(guī)劃階段382治療階段390優(yōu)化循環(huán)392優(yōu)化循環(huán)410圖像412標(biāo)準(zhǔn)化圖像414過(guò)濾圖像以增強(qiáng)輩巴46過(guò)濾圖像以增強(qiáng)背景418從靶得到增強(qiáng)的圖像中減去背景得到增強(qiáng)的圖像420閾值以產(chǎn)生初始映射422蝕刻區(qū)i或映射424選擇連通區(qū)域426膨脹映射428分水呤分割430分水嶺選擇432形成最終區(qū)域映射510 DRR圖像512耙投影514圖像516圖像530捕獲射線照相圖像532所捕獲的射線照相圖像的子圖像534圖像550規(guī)劃階段552治療階段570 ^皮分割區(qū)域572扭投影的邊緣574最佳靶區(qū)域分割576被分割區(qū)域600圖像601圖像602圖像600圖像603圖像604圖像605圖像606圖像 607圖像 608圖像 650線 710區(qū)域 714選擇 718梯度方向 720梯度 722象素724用于計(jì)算的原點(diǎn)804規(guī)劃階段圖像806所捕獲的射線照相圖像808定義子圖像810定義等角點(diǎn)周圍的子圖像812計(jì)算移位814后續(xù)處理904圖像905向量P906圖像908子圖像位置909耙位置910第二子圖像1002計(jì)算圖像轉(zhuǎn)換函數(shù)1004產(chǎn)生水平方向和垂直方向移位映射
權(quán)利要求
1.一種通過(guò)使用用于病人放射治療的三維規(guī)劃圖像對(duì)病人進(jìn)行放射治療的方法，其中，所述規(guī)劃圖像包括放射治療靶，所述方法包括以下步驟從所述規(guī)劃圖像中確定數(shù)字重建射線照片；在所述數(shù)字重建射線照片中識(shí)別所述靶投影的區(qū)域；捕獲對(duì)應(yīng)于所述數(shù)字重建照片的射線照相圖像；識(shí)別所捕獲的所述射線照片圖像中的區(qū)域；比較所述數(shù)字重建射線照片中所述靶投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中所述被識(shí)別的區(qū)域；并且，對(duì)應(yīng)于所述比較來(lái)確定所述放射治療的進(jìn)行。
2. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述識(shí)別所捕獲的所述射線照相圖像 中的區(qū)域的方法，識(shí)別與所述數(shù)字重建照片中輩巴投影區(qū)域大體上相同的區(qū)域。
3. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述識(shí)別區(qū)域的方法包括灰度級(jí)形態(tài) 操作。
4. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述識(shí)別區(qū)域的方法包括施加閾值。
5. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述識(shí)別區(qū)域的方法包括合并連通區(qū) 域到單個(gè)區(qū)域中。
6. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述識(shí)別區(qū)域的方法包括把區(qū)域分割 成多個(gè)子區(qū)域。
7. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述識(shí)別區(qū)域的方法包括二進(jìn)制形態(tài) 操作。
8. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述識(shí)別區(qū)域的方法包括分水嶺分割。
9. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所捕獲的所述射線照相圖像用所述數(shù)字重建射線照片進(jìn)行登記。
10. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述比較所述數(shù)字重建射線照片中 所述輩巴投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中所述被識(shí)別的區(qū)域的方法是基于 區(qū)域位置的。
11. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述比較所述數(shù)字重建射線照片中 所述耙投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中所述被識(shí)別的區(qū)域的方法是基于區(qū)域形狀的。
12. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述比較所述數(shù)字重建射線照片中 所述草巴投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中所述被識(shí)別的區(qū)域的方法U于 區(qū)域代碼值統(tǒng)計(jì)的。
13. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述比較所述數(shù)字重建射線照片中所述乾投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中所述被識(shí)別的區(qū)域的方法u于 所述區(qū)域的所述梯度的。
14. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述比較所述數(shù)字重建射線照片中 所述扭投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中所述被識(shí)別的區(qū)域的方法是基于 適合所述區(qū)域的表明的。
15. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，所述比較所述數(shù)字重建射線照片中 所述扭投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中所述被識(shí)別的區(qū)域的方法U于 所述區(qū)^^的紋理的。
16. —種通過(guò)使用用于病人放射治療的三維規(guī)劃圖像對(duì)病人進(jìn)行放射治療的方 法，其中，所述規(guī)劃圖像包括放射治療靶，所述方法包括以下步驟a) 從所述規(guī)劃圖像中確定規(guī)劃階段的數(shù)字重建射線照片；b) 在所述數(shù)字重建射線照片中定義第一子圖像；c) 在治療階段捕獲對(duì)應(yīng)于所述數(shù)字重建照片的射線照片圖像；d) 在所捕獲的所述射線照片圖像定義第二子圖像；e) 在所述第一子圖像中分割第一區(qū)域；f) 在所述第二子圖像中分割第二區(qū)域；g) 在所述第一區(qū)域和第二區(qū)域之間確定移位映射。
17. 如權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于，所述在所述數(shù)字重建射線照片中定 義第一子圖像包括以下步驟a) 確定所述第一子圖像的位置；以及b) 確定所述第 一子圖像的大小從而使其包含所述靶的所述投影。
18. 如權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于，所述在所捕獲的所述射線照片圖像 定義第二子圖像包括以下步驟a) 定義所述第二子圖像的位置；以及b) 定義所述第二子圖像的大小從而使其包含所述靶的所述投影。
19. 如權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于，所述在所述第一區(qū)域和第二區(qū)域之間確定移位映射進(jìn)一 步包含以下步驟a) 在所述第一子圖像和所述第二子圖像之間計(jì)算轉(zhuǎn)換函數(shù)；b) 使用所述計(jì)算轉(zhuǎn)換函數(shù)計(jì)算移位映射；c) 通過(guò)圖像插值靶所述第一子圖像映射到所述第二子圖像。
20. —種通過(guò)使用用于病人放射治療的三維規(guī)劃圖像對(duì)病人進(jìn)行放射治療的方 法，其中，所述規(guī)劃圖像包括;j支射治療靶，所述方法包括以下步驟從所述規(guī)劃圖像中確定數(shù)字重建射線照片； 在所述數(shù)字重建射線照片中識(shí)別所述耙投影的區(qū)域； 捕獲對(duì)應(yīng)于所述數(shù)字重建照片的射線照相圖像； 識(shí)別所捕獲的所述射線照片圖像中的區(qū)域；比較所述數(shù)字重建射線照片中所述輩巴投影的區(qū)域和所捕獲的所述射線照相圖像中 .所述被識(shí)別的區(qū)域。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種通過(guò)使用用于病人放射治療的三維規(guī)劃圖像對(duì)病人進(jìn)行放射治療的方法，其中，規(guī)劃圖像包括放射治療靶，包括以下步驟從規(guī)劃圖像中確定數(shù)字重建射線照片；在數(shù)字重建射線照片中識(shí)別靶投影區(qū)域；捕獲對(duì)應(yīng)于數(shù)字重建照片的射線照片圖像；識(shí)別所捕獲的射線照片圖像中的區(qū)域；比較所述數(shù)字重建射線照片中靶投影的區(qū)域和所捕獲的射線照相圖像中被識(shí)別的區(qū)域；并且，對(duì)應(yīng)于所述比較來(lái)確定放射治療的進(jìn)行。
文檔編號(hào)G06T5/00GK101258524SQ200680032201
公開日2008年9月3日 申請(qǐng)日期2006年8月23日 優(yōu)先權(quán)日2005年9月7日
發(fā)明者J·S·施爾德克勞特, S·陳 申請(qǐng)人:卡爾斯特里姆保健公司