本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)圖像處理領(lǐng)域，特別涉及醫(yī)學(xué)圖像的配準(zhǔn)。

背景技術(shù)：

在開展放射治療或者圖像引導(dǎo)手術(shù)之前，通常會(huì)由醫(yī)學(xué)成像設(shè)備(例如計(jì)算機(jī)斷層成像設(shè)備)對患者進(jìn)行醫(yī)學(xué)成像，基于采集得到的患者三維圖像(也稱為體數(shù)據(jù))進(jìn)行治療規(guī)劃。在制定放射治療計(jì)劃時(shí)，會(huì)將患者的計(jì)算機(jī)斷層圖像導(dǎo)入到放射治療計(jì)劃系統(tǒng)(TPS，Therapy Planning System)，基于患者的圖像確定放射治療的角度、輻射劑量、射野范圍等等。在實(shí)際進(jìn)行放射治療時(shí)，患者躺在放射治療設(shè)備內(nèi)還會(huì)再拍攝醫(yī)學(xué)圖像，將此時(shí)拍攝的醫(yī)學(xué)圖像和之前做放射計(jì)劃時(shí)的圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，從而進(jìn)行位置校正，以確保開展放射治療的位置精度，避免對患者非病灶區(qū)域造成的輻射傷害。

在進(jìn)行圖像配準(zhǔn)過程中，做放射治療計(jì)劃時(shí)采集的醫(yī)學(xué)圖像通常為三維圖像數(shù)據(jù)，而在放射治療時(shí)采集的醫(yī)學(xué)圖像通常為電子射野成像系統(tǒng)(EPID，Electronic Portal Imaging Device)采集到的二維圖像數(shù)據(jù)。因此，通常會(huì)將三維圖像數(shù)據(jù)投影成二維數(shù)字重建射線圖像(DRR，Digital Reconstructed Radiography)，再和EPID采集到的二維圖像進(jìn)行配準(zhǔn)。根據(jù)配準(zhǔn)結(jié)果對患者在治療床上的位置進(jìn)行校正。

例如在公開號(hào)為US20040114718A1的美國專利申請文本中，介紹了一種直線加速器所用到的EPID與DRR配準(zhǔn)定位技術(shù)，是在DRR和EPID圖像上都定義一個(gè)感興趣區(qū)域(ROI)，利用相關(guān)系數(shù)(correlation coefficient)計(jì)算兩個(gè)感興趣區(qū)域的相關(guān)性。具體是首先根據(jù)歸一化相關(guān)值(NCC，normalised cross correlation)計(jì)算兩幅圖像之間的平移量，然后將平移作用于EPID圖像后，再用NCC方法計(jì)算一個(gè)自由度的旋轉(zhuǎn)角度，求出的最佳平移量和旋轉(zhuǎn)角度，對EPID圖像做變換后，與對應(yīng)DRR圖像的NCC值最大。

以及公開號(hào)為US8249317B2的美國專利公開文本中，介紹了在治療過程中，分別獲取EPID圖像和超聲圖像，從超聲圖像中提取組織解剖結(jié)構(gòu)，將其與EPID圖像融合成新的EPID圖像。這篇專利提到的超聲圖像為三維圖像，對三維超聲圖像用分割方法提取輪廓，又對提取的圖像投影到EPID的二維平面，用投影所得數(shù)據(jù)與EPID圖像疊加從而增強(qiáng)EPID圖像。將增強(qiáng)后的EPID圖像與DRR圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，計(jì)算偏移向量。

然而以上第一種基于灰度值的方法，會(huì)因DRR圖像與EPID圖像的灰度差異不同而影響結(jié)果計(jì)算，第二種方法，采樣超聲和EPID圖像融合的方式實(shí)現(xiàn)起來較復(fù)雜。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明要解決的問題是提供一種基于二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像的配準(zhǔn)的方法及其裝置，解決醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)時(shí)速度較慢，特別是放射治療定位擺位不太準(zhǔn)確的問題。

為解決上述問題，本發(fā)明提供了一種二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像的配準(zhǔn)方法，包括：將數(shù)字重建射線圖像和與其相同角度采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，計(jì)算得到二維圖像偏移向量；所述數(shù)字重建射線圖像由三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)生成，包括至少兩個(gè)不同角度的圖像；根據(jù)所述二維圖像偏移向量確定三維圖像偏移向量的選取范圍；在所述范圍內(nèi)，基于數(shù)字重建射線圖像和二維醫(yī)學(xué)圖像之間的圖像互信息確定最終的三維圖像偏移向量；所述三維圖像偏移向量作為二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)的偏移向量。

優(yōu)選的，所述數(shù)字重建射線圖像由三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)生成，生成兩個(gè)不同角度的圖像。所述兩個(gè)不同角度為互成直角的兩個(gè)角度。所述兩個(gè)角度為0度和90度?；蛘咚鰞蓚€(gè)角度為45度和135度。

優(yōu)選的，在所述將數(shù)字重建射線圖像和與其相同角度采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行配準(zhǔn)前，還包括對二維醫(yī)學(xué)圖像圖像增強(qiáng)的步驟。

優(yōu)選的，所述將數(shù)字重建射線圖像和與其相同角度采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，是基于互信息的配準(zhǔn)。

優(yōu)選的，所述根據(jù)二維圖像偏移向量確定三維圖像偏移向量的選取范圍包括：根據(jù)二維圖像偏移向量在共有坐標(biāo)方向的值的區(qū)間作為三維圖像偏移向量選取范圍的對應(yīng)值區(qū)間。

優(yōu)選的，所述在范圍內(nèi)，基于數(shù)字重建射線圖像和二維醫(yī)學(xué)圖像之間的圖像互信息確定三維圖像偏移向量包括：在所述范圍內(nèi)，計(jì)算各三維圖像偏移向量對應(yīng)角度的數(shù)字重建射線圖像和二維醫(yī)學(xué)圖像之間的圖像互信息值；根據(jù)圖像互信息值之和最大，確定為最終的三維圖像偏移向量。

優(yōu)選的，所述二維醫(yī)學(xué)圖像是由放射治療設(shè)備的電子射野成像系統(tǒng)采集得到的。所述三維醫(yī)學(xué)圖像為計(jì)劃CT的三維醫(yī)學(xué)圖像。

為解決上述問題，本發(fā)明還提供了一種二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像的配準(zhǔn)裝置，包括：二維偏移向量計(jì)算單元，用于將數(shù)字重建射線圖像和與其相同角度采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，計(jì)算得到二維圖像偏移向量；所述數(shù)字重建射線圖像由三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)生成，包括至少兩個(gè)不同角度的圖像；三維偏移向量確定單元，用于根據(jù)所述二維圖像偏移向量確定三維圖像偏移向量的選取范圍；在所述范圍內(nèi)，基于數(shù)字重建射線圖像和二維醫(yī)學(xué)圖像之間的圖像互信息確定最終的三維圖像偏移向量。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明的技術(shù)方案可便捷快速地對二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，特別是定位患者在放射治療床的位置相對于計(jì)劃CT位置的偏移量，驗(yàn)證患者擺位配準(zhǔn)時(shí)較為準(zhǔn)確。

附圖說明

圖1是放射治療設(shè)備的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2是本發(fā)明醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)方法的流程圖；

圖3是由三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)得到數(shù)字重建射線圖像的示意圖；

圖4是在兩個(gè)角度下的數(shù)字重建射線圖像的示意圖；

圖5是放射治療設(shè)備旋轉(zhuǎn)時(shí)采集二維醫(yī)學(xué)圖像的示意圖；

圖6是在兩個(gè)角度下的二維醫(yī)學(xué)圖像的示意圖；

圖7是對兩個(gè)角度下圖像進(jìn)行配準(zhǔn)的示意圖；

圖8是本發(fā)明醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)裝置的結(jié)構(gòu)圖；

圖9是本發(fā)明EPID不同角度圖像采集示意圖。

具體實(shí)施方式

為使本發(fā)明的上述目的、特征和優(yōu)點(diǎn)能夠更為明顯易懂，下面結(jié)合附圖對本發(fā)明的具體實(shí)施方式做詳細(xì)的說明。在以下描述中闡述了具體細(xì)節(jié)以便于充分理解本發(fā)明。但是本發(fā)明能夠以多種不同于在此描述的其它方式來實(shí)施，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以在不違背本發(fā)明內(nèi)涵的情況下做類似推廣。因此本發(fā)明不受下面公開的具體實(shí)施方式的限制。

圖1是放射治療設(shè)備的結(jié)構(gòu)示意圖，如圖1所示，放射治療設(shè)備100包括旋轉(zhuǎn)部分102。旋轉(zhuǎn)部分102安裝于固定部分101之上，旋轉(zhuǎn)部分102可以以z方向?yàn)橹行妮S沿r方向進(jìn)行旋轉(zhuǎn)。旋轉(zhuǎn)部分102的一側(cè)固定有治療頭103。需要注意的是，這里示意出的放射治療設(shè)備100是同源雙束型的設(shè)備，治療頭103可以分別發(fā)出成像射線(KeV級別)和治療射線(MeV級別)。當(dāng)治療頭103發(fā)出治療射線時(shí)，用來給患者進(jìn)行放射治療，同時(shí)，另一側(cè)的電子射野成像系統(tǒng)(EPID)104可以被配置為接收穿過患者的射線，形成治療中的患者圖像。另外，在治療前或者治療后，治療頭發(fā)出的成像射線能夠被電子射野成像系統(tǒng)(EPID)104接收而形成患者圖像。放射治療設(shè)備100還包括病床105，用于承載患者移動(dòng)到治療頭103下方進(jìn)行成像或治療。

對放射治療設(shè)備的控制、數(shù)據(jù)的相關(guān)進(jìn)行處理等可以由計(jì)算機(jī)進(jìn)行。對進(jìn)行放射治療計(jì)劃得到的三維體數(shù)據(jù)和由EPID采集得到的二維圖像之間的配準(zhǔn)同樣由計(jì)算機(jī)完成。在本發(fā)明的示例性的實(shí)施例中，以由放射治療計(jì)劃得到的三維體數(shù)據(jù)和由治療期間EPID采集得到的二維圖像之間的配準(zhǔn)進(jìn)行描述的，然而，可以理解，根據(jù)本發(fā)明，對由放射治療計(jì)劃得到的三維體數(shù)據(jù)和由治療之前或者治療之后EPID采集得到的二維圖像之間的配準(zhǔn)也是可以的。

本發(fā)明公開了一種將患者放射治療前的三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)和放射治療時(shí)通過EPID采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行配準(zhǔn)的方法，參看圖2。

首先根據(jù)步驟S201，由三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)生成至少兩個(gè)角度的數(shù)字重建射線圖像。參見圖3，三維醫(yī)學(xué)數(shù)據(jù)300是在放射治療前采集的數(shù)據(jù)，可以選取兩個(gè)角度(方向a、方向b)對其進(jìn)行投影，得到對應(yīng)兩個(gè)角度的數(shù)字重建射線圖像，分別為二維醫(yī)學(xué)圖像301、二維醫(yī)學(xué)圖像302。例如對于患者腦部的三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)，在角度a和角度b可以分別得到如圖4所示的兩張二維醫(yī)學(xué)圖像。

在放射治療時(shí)，參見圖5，在放射治療設(shè)備100的治療模式下，治療頭103沿方向r旋轉(zhuǎn)到對應(yīng)角度a、角度b的位置，在治療的同時(shí)由EPID分別采集得到對應(yīng)這兩個(gè)角度的二維醫(yī)學(xué)圖像，EPID不同角度圖像采集示意圖參見圖9，X，Y，Z表示三維空間坐標(biāo)系，在角度a方向采集的二維圖像的坐標(biāo)系為xa,ya，角度b方向采集的二維圖像坐標(biāo)系為xb,yb,其中xa和xb方向與三維空間的Z軸平行，均由三維空間的Z軸投影所得。采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像如圖6所示。

在本發(fā)明優(yōu)選的實(shí)施方式中，角度a和角度b選取為互成直角的兩個(gè)角度，此時(shí)獲取的有用信息最多，在后續(xù)由二維偏移向量計(jì)算得到三維偏移向量更加準(zhǔn)確。特別是角度a、角度b可以選為0度和90度，此時(shí)對應(yīng)二維圖像分別為冠狀位圖像和矢狀位圖像內(nèi)器官之間的遮擋最少，便于后續(xù)開展配準(zhǔn)。

步驟S202，將數(shù)字重建射線圖像和其相同角度采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行粗定位，這里，粗定位是指圖像與圖像配準(zhǔn)時(shí)，由于起初兩圖像的位置差距可能較大，可以用諸如圖像搜索的方式先粗略定位到大致對齊的位置。本步驟對于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員是熟知的。

步驟S203，將數(shù)字重建射線圖像和其相同角度采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，計(jì)算得到對應(yīng)角度下的二維圖像偏移向量。

如圖7所示，分別計(jì)算得到角度a下的二維圖像偏移向量(Δx_a，Δy_a)，角度b二維圖像偏移向量(Δx_b，Δy_b)。具體二維圖像的配準(zhǔn)方法有很多種，為本領(lǐng)域公知技術(shù)，這里不再贅述。優(yōu)選的可以采用基于互信息的配準(zhǔn)方式。

由于治療中的EPID圖像一般清晰度較差、噪聲較多，較優(yōu)地可以在配準(zhǔn)前進(jìn)行圖像增強(qiáng)，增強(qiáng)骨骼紋理結(jié)構(gòu)的顯影。圖像增強(qiáng)的方法可以對圖像進(jìn)行帶通濾波、高通濾波等。

根據(jù)步驟S203得到兩個(gè)二維圖像偏移向量后，這兩個(gè)二維偏移向量坐標(biāo)具有三維空間的一個(gè)共同坐標(biāo)軸，首先考慮兩組二維圖像在共同坐標(biāo)軸方向計(jì)算的偏移量的差值是否在可接受范圍以內(nèi)。如果在可接受范圍內(nèi)，則進(jìn)行步驟S204，先基于兩個(gè)二維圖像偏移向量確定三維圖像偏移向量的范圍。需要注意的是，這里的二維圖像坐標(biāo)系和之前介紹的成像空間坐標(biāo)系是兩個(gè)坐標(biāo)系。參考圖9，可得到三維坐標(biāo)X，Y，Z與x_a,y_a及x_b,y_b的關(guān)系如下：

在一種實(shí)施例中，如果|Δx_a+Δx_b|<1mm，則可根據(jù)下述公式(1)直接由二維偏移向量(Δx_a，Δy_a)和(Δx_b，Δy_b)計(jì)算出三維偏移向量(Δx，Δy，Δz)。

如前所述，因角度a、角度b選取為0度和90度，故根據(jù)公式(1)得出三維偏移向量(Δx，Δy，Δz)的各值：Δx＝Δy_a，Δy＝Δy_b，Δz＝(Δx_b-x_a)/2。

如果1mm≤|Δx_a+Δx_b|<6mm時(shí)，將-Δxa～Δxb確定為三維偏移向量z分量的選取范圍，在這個(gè)范圍內(nèi)分別計(jì)算兩個(gè)角度下數(shù)字重建射線圖像和二維醫(yī)學(xué)圖像之間的圖像互信息值。例如選取-Δx_a～Δx_b之間的值Δz_c，則此時(shí)對應(yīng)角度a和b的二維圖像偏移向量為(Δx_a，-Δz_c)和(Δx_b，Δz_c)，可以計(jì)算分別對應(yīng)角度a、角度b的圖像互信息值I_a和I_b。

計(jì)算兩幅圖像之間互信息值的方法有很多，例如利用以下公式(2)：

其中p_drr&epid(x,y)為DRR圖像與EPID圖像的聯(lián)合灰度概率分布，p_drr(x)為DRR圖像灰度概率分布，p_epid(y)為EPID圖像灰度概率分布。

計(jì)算得到互信息值I_a和I_b后，最簡單的方法是直接由I_a、I_b之和最大時(shí)對應(yīng)的Δz為最終選取的三維圖像偏移向量的z分量偏移值?；蛘卟捎酶訌?fù)雜的算法，互信息之積的方式。計(jì)算出的三維偏移向量(Δx，Δy，Δz)為：

如果|Δx_a+Δx_b|>6mm時(shí)，則系統(tǒng)會(huì)提醒用戶偏移量過大，用戶可以重新擺位或者調(diào)整感興趣區(qū)域。

這里計(jì)算確定的三維圖像偏移向量作為本發(fā)明二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)的偏移向量。

本領(lǐng)域普通技術(shù)人員可以理解，將|Δx_a+Δx_b|根據(jù)1mm(可稱為第一閾值)和6mm(第二閾值)進(jìn)行分段式處理只是示例性的，實(shí)際上，可以根據(jù)所需的配準(zhǔn)的精確程度進(jìn)行適應(yīng)性調(diào)整，例如，第一閾值可以改為2mm，第二閾值可以改為10mm。當(dāng)|Δx_a+Δx_b|在第一閾值范圍內(nèi)，由兩組二維圖像偏移量計(jì)算三維圖像偏移量時(shí)，也可以采用類似于對應(yīng)第二閾值范圍的互信息計(jì)算方法來計(jì)算三維圖像的偏移量，只是計(jì)算會(huì)稍復(fù)雜一點(diǎn)。

本領(lǐng)域普通技術(shù)人員也應(yīng)當(dāng)可以理解，當(dāng)|Δx_a+Δx_b|小于1或者小于第一閾值時(shí)，仍然可以采用基于互信息值的方法，易言之，可以采用如上所述的在|Δx_a+Δx_b|大于等于第一閾值而小于第二閾值所采用的方法。

以上說明中僅介紹了對應(yīng)選取兩個(gè)角度時(shí)，二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像的配準(zhǔn)，在本發(fā)明的其他實(shí)施方式中，也可以由三維醫(yī)學(xué)圖像生成多于兩個(gè)角度的數(shù)字重建射線圖像，之后對應(yīng)角度下采集多于兩個(gè)角度的二維醫(yī)學(xué)圖像，計(jì)算得到多于兩個(gè)角度的二維圖像偏移向量，最后由二維圖像偏移向量確定三維圖像偏移向量，只是具體對應(yīng)的公式1和公式2稍有改動(dòng)，改動(dòng)屬于本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠推理得到的范圍。

在上述基礎(chǔ)上，本發(fā)明還提供了一種配準(zhǔn)裝置，參見圖8，配準(zhǔn)裝置800包括：

二維偏移向量計(jì)算單元801，用于將數(shù)字重建射線圖像和與其相同角度采集得到的二維醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，計(jì)算得到二維圖像偏移向量；所述數(shù)字重建射線圖像由三維醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)生成，包括至少兩個(gè)不同角度的圖像。

三維偏移向量確定單元802，用于根據(jù)所述二維圖像偏移向量確定三維圖像偏移向量的選取范圍；在所述范圍內(nèi)，基于數(shù)字重建射線圖像和二維醫(yī)學(xué)圖像之間的圖像互信息確定最終的三維圖像偏移向量。

二維醫(yī)學(xué)圖像和三維醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)裝置的實(shí)施方式可參考本發(fā)明醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)方法的實(shí)施方式，這里不再贅述。

本發(fā)明的技術(shù)方案在現(xiàn)有技術(shù)的基礎(chǔ)上，本發(fā)明的技術(shù)方案從兩個(gè)角度拍攝EPID圖像，與對應(yīng)角度的DRR圖像進(jìn)行配準(zhǔn)，分別計(jì)算兩組二維圖像配準(zhǔn)的結(jié)果，在已知兩組二維偏移向量值的條件下，綜合考慮兩組二維圖像的互信息，將兩組DRR與EPID圖像的互信息和最大的解作為最優(yōu)偏移向量解，確定為最佳的三維空間偏移向量。

本發(fā)明雖然已以較佳實(shí)施例公開如上，但其并不是用來限定本發(fā)明，任何本領(lǐng)域技術(shù)人員在不脫離本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)，都可以利用上述揭示的方法和技術(shù)內(nèi)容對本發(fā)明技術(shù)方案做出可能的變動(dòng)和修改，因此，凡是未脫離本發(fā)明技術(shù)方案的內(nèi)容，依據(jù)本發(fā)明的技術(shù)實(shí)質(zhì)對以上實(shí)施例所作的任何簡單修改、等同變化及修飾，均屬于本發(fā)明技術(shù)方案的保護(hù)范圍。