CN106408509A - 一种配准方法及其装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种配准方法及装置，配准方法包括：将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，计算得到二维图像偏移向量；根据所述二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围；在所述范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定最终的三维图像偏移向量；所述三维图像偏移向量作为二维医学图像和三维医学图像配准的偏移向量。本发明技术方案可便捷快速地对二维医学图像和三维医学图像进行配准，特别是在验证患者摆位配准时较为准确。
Description
技术领域
本发明涉及医学图像处理领域，特别涉及医学图像的配准。
背景技术
在开展放射治疗或者图像引导手术之前，通常会由医学成像设备(例如计算机断层成像设备)对患者进行医学成像，基于采集得到的患者三维图像(也称为体数据)进行治疗规划。在制定放射治疗计划时，会将患者的计算机断层图像导入到放射治疗计划系统(TPS，Therapy Planning System)，基于患者的图像确定放射治疗的角度、辐射剂量、射野范围等等。在实际进行放射治疗时，患者躺在放射治疗设备内还会再拍摄医学图像，将此时拍摄的医学图像和之前做放射计划时的图像进行配准，从而进行位置校正，以确保开展放射治疗的位置精度，避免对患者非病灶区域造成的辐射伤害。
在进行图像配准过程中，做放射治疗计划时采集的医学图像通常为三维图像数据，而在放射治疗时采集的医学图像通常为电子射野成像系统(EPID，Electronic PortalImaging Device)采集到的二维图像数据。因此，通常会将三维图像数据投影成二维数字重建射线图像(DRR，Digital Reconstructed Radiography)，再和EPID采集到的二维图像进行配准。根据配准结果对患者在治疗床上的位置进行校正。
例如在公开号为US20040114718A1的美国专利申请文本中，介绍了一种直线加速器所用到的EPID与DRR配准定位技术，是在DRR和EPID图像上都定义一个感兴趣区域(ROI)，利用相关系数(correlation coefficient)计算两个感兴趣区域的相关性。具体是首先根据归一化相关值(NCC，normalised cross correlation)计算两幅图像之间的平移量，然后将平移作用于EPID图像后，再用NCC方法计算一个自由度的旋转角度，求出的最佳平移量和旋转角度，对EPID图像做变换后，与对应DRR图像的NCC值最大。
以及公开号为US8249317B2的美国专利公开文本中，介绍了在治疗过程中，分别获取EPID图像和超声图像，从超声图像中提取组织解剖结构，将其与EPID图像融合成新的EPID图像。这篇专利提到的超声图像为三维图像，对三维超声图像用分割方法提取轮廓，又对提取的图像投影到EPID的二维平面，用投影所得数据与EPID图像叠加从而增强EPID图像。将增强后的EPID图像与DRR图像进行配准，计算偏移向量。
然而以上第一种基于灰度值的方法，会因DRR图像与EPID图像的灰度差异不同而影响结果计算，第二种方法，采样超声和EPID图像融合的方式实现起来较复杂。
发明内容
本发明要解决的问题是提供一种基于二维医学图像和三维医学图像的配准的方法及其装置，解决医学图像配准时速度较慢，特别是放射治疗定位摆位不太准确的问题。
为解决上述问题，本发明提供了一种二维医学图像和三维医学图像的配准方法，包括：将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，计算得到二维图像偏移向量；所述数字重建射线图像由三维医学图像数据生成，包括至少两个不同角度的图像；根据所述二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围；在所述范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定最终的三维图像偏移向量；所述三维图像偏移向量作为二维医学图像和三维医学图像配准的偏移向量。
优选的，所述数字重建射线图像由三维医学图像数据生成，生成两个不同角度的图像。所述两个不同角度为互成直角的两个角度。所述两个角度为0度和90度。或者所述两个角度为45度和135度。
优选的，在所述将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准前，还包括对二维医学图像图像增强的步骤。
优选的，所述将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，是基于互信息的配准。
优选的，所述根据二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围包括：根据二维图像偏移向量在共有坐标方向的值的区间作为三维图像偏移向量选取范围的对应值区间。
优选的，所述在范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定三维图像偏移向量包括：在所述范围内，计算各三维图像偏移向量对应角度的数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息值；根据图像互信息值之和最大，确定为最终的三维图像偏移向量。
优选的，所述二维医学图像是由放射治疗设备的电子射野成像系统采集得到的。所述三维医学图像为计划CT的三维医学图像。
为解决上述问题，本发明还提供了一种二维医学图像和三维医学图像的配准装置，包括：二维偏移向量计算单元，用于将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，计算得到二维图像偏移向量；所述数字重建射线图像由三维医学图像数据生成，包括至少两个不同角度的图像；三维偏移向量确定单元，用于根据所述二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围；在所述范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定最终的三维图像偏移向量。
与现有技术相比，本发明的技术方案可便捷快速地对二维医学图像和三维医学图像进行配准，特别是定位患者在放射治疗床的位置相对于计划CT位置的偏移量，验证患者摆位配准时较为准确。
附图说明
图1是放射治疗设备的结构示意图；
图2是本发明医学图像配准方法的流程图；
图3是由三维医学图像数据得到数字重建射线图像的示意图；
图4是在两个角度下的数字重建射线图像的示意图；
图5是放射治疗设备旋转时采集二维医学图像的示意图；
图6是在两个角度下的二维医学图像的示意图；
图7是对两个角度下图像进行配准的示意图；
图8是本发明医学图像配准装置的结构图；
图9是本发明EPID不同角度图像采集示意图。
具体实施方式
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更为明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在以下描述中阐述了具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以多种不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似推广。因此本发明不受下面公开的具体实施方式的限制。
图1是放射治疗设备的结构示意图，如图1所示，放射治疗设备100包括旋转部分102。旋转部分102安装于固定部分101之上，旋转部分102可以以z方向为中心轴沿r方向进行旋转。旋转部分102的一侧固定有治疗头103。需要注意的是，这里示意出的放射治疗设备100是同源双束型的设备，治疗头103可以分别发出成像射线(KeV级别)和治疗射线(MeV级别)。当治疗头103发出治疗射线时，用来给患者进行放射治疗，同时，另一侧的电子射野成像系统(EPID)104可以被配置为接收穿过患者的射线，形成治疗中的患者图像。另外，在治疗前或者治疗后，治疗头发出的成像射线能够被电子射野成像系统(EPID)104接收而形成患者图像。放射治疗设备100还包括病床105，用于承载患者移动到治疗头103下方进行成像或治疗。
对放射治疗设备的控制、数据的相关进行处理等可以由计算机进行。对进行放射治疗计划得到的三维体数据和由EPID采集得到的二维图像之间的配准同样由计算机完成。在本发明的示例性的实施例中，以由放射治疗计划得到的三维体数据和由治疗期间EPID采集得到的二维图像之间的配准进行描述的，然而，可以理解，根据本发明，对由放射治疗计划得到的三维体数据和由治疗之前或者治疗之后EPID采集得到的二维图像之间的配准也是可以的。
本发明公开了一种将患者放射治疗前的三维医学图像数据和放射治疗时通过EPID采集得到的二维医学图像数据进行配准的方法，参看图2。
首先根据步骤S201，由三维医学图像数据生成至少两个角度的数字重建射线图像。参见图3，三维医学数据300是在放射治疗前采集的数据，可以选取两个角度(方向a、方向b)对其进行投影，得到对应两个角度的数字重建射线图像，分别为二维医学图像301、二维医学图像302。例如对于患者脑部的三维医学图像数据，在角度a和角度b可以分别得到如图4所示的两张二维医学图像。
在放射治疗时，参见图5，在放射治疗设备100的治疗模式下，治疗头103沿方向r旋转到对应角度a、角度b的位置，在治疗的同时由EPID分别采集得到对应这两个角度的二维医学图像，EPID不同角度图像采集示意图参见图9，X，Y，Z表示三维空间坐标系，在角度a方向采集的二维图像的坐标系为xa,ya，角度b方向采集的二维图像坐标系为xb,yb,其中xa和xb方向与三维空间的Z轴平行，均由三维空间的Z轴投影所得。采集得到的二维医学图像如图6所示。
在本发明优选的实施方式中，角度a和角度b选取为互成直角的两个角度，此时获取的有用信息最多，在后续由二维偏移向量计算得到三维偏移向量更加准确。特别是角度a、角度b可以选为0度和90度，此时对应二维图像分别为冠状位图像和矢状位图像内器官之间的遮挡最少，便于后续开展配准。
步骤S202，将数字重建射线图像和其相同角度采集得到的二维医学图像进行粗定位，这里，粗定位是指图像与图像配准时，由于起初两图像的位置差距可能较大，可以用诸如图像搜索的方式先粗略定位到大致对齐的位置。本步骤对于本领域普通技术人员是熟知的。
步骤S203，将数字重建射线图像和其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，计算得到对应角度下的二维图像偏移向量。
如图7所示，分别计算得到角度a下的二维图像偏移向量(Δxa，Δya)，角度b二维图像偏移向量(Δxb，Δyb)。具体二维图像的配准方法有很多种，为本领域公知技术，这里不再赘述。优选的可以采用基于互信息的配准方式。
由于治疗中的EPID图像一般清晰度较差、噪声较多，较优地可以在配准前进行图像增强，增强骨骼纹理结构的显影。图像增强的方法可以对图像进行带通滤波、高通滤波等。
根据步骤S203得到两个二维图像偏移向量后，这两个二维偏移向量坐标具有三维空间的一个共同坐标轴，首先考虑两组二维图像在共同坐标轴方向计算的偏移量的差值是否在可接受范围以内。如果在可接受范围内，则进行步骤S204，先基于两个二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的范围。需要注意的是，这里的二维图像坐标系和之前介绍的成像空间坐标系是两个坐标系。参考图9，可得到三维坐标X，Y，Z与xa,ya及xb,yb的关系如下：
在一种实施例中，如果|Δxa+Δxb|<1mm，则可根据下述公式(1)直接由二维偏移向量(Δxa，Δya)和(Δxb，Δyb)计算出三维偏移向量(Δx，Δy，Δz)。
如前所述，因角度a、角度b选取为0度和90度，故根据公式(1)得出三维偏移向量(Δx，Δy，Δz)的各值：Δx＝Δya，Δy＝Δyb，Δz＝(Δxb-xa)/2。
如果1mm≤|Δxa+Δxb|<6mm时，将-Δxa～Δxb确定为三维偏移向量z分量的选取范围，在这个范围内分别计算两个角度下数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息值。例如选取-Δxa～Δxb之间的值Δzc，则此时对应角度a和b的二维图像偏移向量为(Δxa，-Δzc)和(Δxb，Δzc)，可以计算分别对应角度a、角度b的图像互信息值Ia和Ib。
计算两幅图像之间互信息值的方法有很多，例如利用以下公式(2)：
其中pdrr&epid(x,y)为DRR图像与EPID图像的联合灰度概率分布，pdrr(x)为DRR图像灰度概率分布，pepid(y)为EPID图像灰度概率分布。
计算得到互信息值Ia和Ib后，最简单的方法是直接由Ia、Ib之和最大时对应的Δz为最终选取的三维图像偏移向量的z分量偏移值。或者采用更加复杂的算法，互信息之积的方式。计算出的三维偏移向量(Δx，Δy，Δz)为：
如果|Δxa+Δxb|>6mm时，则系统会提醒用户偏移量过大，用户可以重新摆位或者调整感兴趣区域。
这里计算确定的三维图像偏移向量作为本发明二维医学图像和三维医学图像配准的偏移向量。
本领域普通技术人员可以理解，将|Δxa+Δxb|根据1mm(可称为第一阈值)和6mm(第二阈值)进行分段式处理只是示例性的，实际上，可以根据所需的配准的精确程度进行适应性调整，例如，第一阈值可以改为2mm，第二阈值可以改为10mm。当|Δxa+Δxb|在第一阈值范围内，由两组二维图像偏移量计算三维图像偏移量时，也可以采用类似于对应第二阈值范围的互信息计算方法来计算三维图像的偏移量，只是计算会稍复杂一点。
本领域普通技术人员也应当可以理解，当|Δxa+Δxb|小于1或者小于第一阈值时，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|Δxa+Δxb|大于等于第一阈值而小于第二阈值所采用的方法。
以上说明中仅介绍了对应选取两个角度时，二维医学图像和三维医学图像的配准，在本发明的其他实施方式中，也可以由三维医学图像生成多于两个角度的数字重建射线图像，之后对应角度下采集多于两个角度的二维医学图像，计算得到多于两个角度的二维图像偏移向量，最后由二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量，只是具体对应的公式1和公式2稍有改动，改动属于本领域技术人员能够推理得到的范围。
在上述基础上，本发明还提供了一种配准装置，参见图8，配准装置800包括：
二维偏移向量计算单元801，用于将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，计算得到二维图像偏移向量；所述数字重建射线图像由三维医学图像数据生成，包括至少两个不同角度的图像。
三维偏移向量确定单元802，用于根据所述二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围；在所述范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定最终的三维图像偏移向量。
二维医学图像和三维医学图像配准装置的实施方式可参考本发明医学图像配准方法的实施方式，这里不再赘述。
本发明的技术方案在现有技术的基础上，本发明的技术方案从两个角度拍摄EPID图像，与对应角度的DRR图像进行配准，分别计算两组二维图像配准的结果，在已知两组二维偏移向量值的条件下，综合考虑两组二维图像的互信息，将两组DRR与EPID图像的互信息和最大的解作为最优偏移向量解，确定为最佳的三维空间偏移向量。
本发明虽然已以较佳实施例公开如上，但其并不是用来限定本发明，任何本领域技术人员在不脱离本发明的精神和范围内，都可以利用上述揭示的方法和技术内容对本发明技术方案做出可能的变动和修改，因此，凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化及修饰，均属于本发明技术方案的保护范围。
Claims (11)
1.一种配准方法，包括：
将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，计算得到二维图像偏移向量；所述数字重建射线图像由三维医学图像数据生成，包括至少两个不同角度的图像；
根据所述二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围；在所述范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定最终的三维图像偏移向量；
根据所述不同角度的二维图像偏移向量确定三维偏移向量；
所述三维图像偏移向量作为二维医学图像和三维医学图像配准的偏移向量。
2.根据权利要求1所述的配准方法，其特征在于，所述两个不同角度为互成直角的两个角度。
3.根据权利要求2所述的配准方法，其特征在于，所述两个角度为0度和90度。
4.根据权利要求2所述的配准方法，其特征在于，所述两个角度为45度和135度。
5.根据权利要求1所述的配准方法，其特征在于，在所述将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准前，还包括对所述二维医学图像图像增强的步骤。
6.根据权利要求1所述的配准方法，其特征在于，所述将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，是基于互信息的配准。
7.根据权利要求1所述的配准方法，其特征在于，所述根据二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围包括：根据二维图像偏移向量在共有坐标方向的值的区间作为三维图像偏移向量选取范围的对应值区间。
8.根据权利要求1所述的配准方法，其特征在于，所述在范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定三维图像偏移向量包括：
在所述范围内，计算各三维图像偏移向量对应角度的数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息值；
根据图像互信息值之和最大，确定为最终的三维图像偏移向量。
9.根据权利要求1所述的配准方法，其特征在于，所述二维医学图像是由放射治疗设备的电子射野成像系统采集得到的。
10.根据权利要求1所述的配准方法，其特征在于，所述三维医学图像为计划CT的三维医学图像。
11.一种配准装置，其特征在于，包括：
二维偏移向量计算单元，用于将数字重建射线图像和与其相同角度采集得到的二维医学图像进行配准，计算得到二维图像偏移向量；所述数字重建射线图像由三维医学图像数据生成，包括至少两个不同角度的图像；
三维偏移向量确定单元，用于根据所述二维图像偏移向量确定三维图像偏移向量的选取范围；在所述范围内，基于数字重建射线图像和二维医学图像之间的图像互信息确定最终的三维图像偏移向量。
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| RJ01 | Rejection of invention patent application after publication |
Application publication date: 20170215 |