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

背景技術(shù)：

在開展放射治療或者圖像引導手術(shù)之前，通常會由醫(yī)學成像設(shè)備(例如計算機斷層成像設(shè)備)對患者進行醫(yī)學成像，基于采集得到的患者三維圖像(也稱為體數(shù)據(jù))進行治療規(guī)劃。在制定放射治療計劃時，會將患者的計算機斷層圖像導入到放射治療計劃系統(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。在實際進行放射治療時，患者躺在放射治療設(shè)備內(nèi)還會再拍攝醫(yī)學圖像，將此時拍攝的醫(yī)學圖像和之前做放射計劃時的圖像進行配準，從而進行位置校正，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。

在進行圖像配準過程中，做放射治療計劃時采集的醫(yī)學圖像通常為三維圖像數(shù)據(jù)，而在放射治療時采集的醫(yī)學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行配準。根據(jù)配準結(jié)果對患者在治療床上的位置進行校正。

例如在公開號為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配準定位技術(shù)，是在DRR和EPID圖像上都定義一個感興趣區(qū)域(ROI)，利用相關(guān)系數(shù)(correlation coefficient)計算兩個感興趣區(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方法計算一個自由度的旋轉(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EPID圖像。將增強后的EPID圖像與DRR圖像進行配準，計算偏移向量。

然而以上第一種基于灰度值的方法，會因DRR圖像與EPID圖像的灰度差異不同而影響結(jié)果計算，第二種方法，采樣超聲和EPID圖像融合的方式實現(xiàn)起來較復雜。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

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

為解決上述問題，本發(fā)明提供了一種二維醫(yī)學圖像和三維醫(yī)學圖像的配準方法，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)學圖像進行配準，計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)學圖像數(shù)據(jù)生成，包括至少兩個不同角度的圖像；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)學圖像和三維醫(yī)學圖像配準的偏移向量。

優(yōu)選的，所述數(shù)字重建射線圖像由三維醫(yī)學圖像數(shù)據(jù)生成，生成兩個不同角度的圖像。所述兩個不同角度為互成直角的兩個角度。所述兩個角度為0度和90度?；蛘咚鰞蓚€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)學圖像進行配準前，還包括對二維醫(yī)學圖像圖像增強的步驟。

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)學圖像進行配準，是基于互信息的配準。

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)學圖像為計劃CT的三維醫(yī)學圖像。

為解決上述問題，本發(fā)明還提供了一種二維醫(yī)學圖像和三維醫(yī)學圖像的配準裝置，包括：二維偏移向量計算單元，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)學圖像進行配準，計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)學圖像數(shù)據(jù)生成，包括至少兩個不同角度的圖像；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)學圖像和三維醫(yī)學圖像進行配準，特別是定位患者在放射治療床的位置相對于計劃CT位置的偏移量，驗證患者擺位配準時較為準確。

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)學圖像配準方法的流程圖；

圖3是由三維醫(yī)學圖像數(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)時采集二維醫(yī)學圖像的示意圖；

圖6是在兩個角度下的二維醫(yī)學圖像的示意圖；

圖7是對兩個角度下圖像進行配準的示意圖；

圖8是本發(fā)明醫(yī)學圖像配準裝置的結(jié)構(gòu)圖；

圖9是本發(fā)明EPID不同角度圖像采集示意圖。

具體實施方式

為使本發(fā)明的上述目的、特征和優(yōu)點能夠更為明顯易懂，下面結(jié)合附圖對本發(fā)明的具體實施方式做詳細的說明。在以下描述中闡述了具體細節(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方向為中心軸沿r方向進行旋轉(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)。當治療頭103發(fā)出治療射線時，用來給患者進行放射治療，同時，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，用于承載患者移動到治療頭103下方進行成像或治療。

對放射治療設(shè)備的控制、數(shù)據(jù)的相關(guān)進行處理等可以由計算機進行。對進行放射治療計劃得到的三維體數(shù)據(jù)和由EPID采集得到的二維圖像之間的配準同樣由計算機完成。在本發(fā)明的示例性的實施例中，以由放射治療計劃得到的三維體數(shù)據(jù)和由治療期間EPID采集得到的二維圖像之間的配準進行描述的，然而，可以理解，根據(jù)本發(fā)明，對由放射治療計劃得到的三維體數(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)學圖像數(shù)據(jù)和放射治療時通過EPID采集得到的二維醫(yī)學圖像數(shù)據(jù)進行配準的方法，參看圖2。

首先根據(jù)步驟S201，由三維醫(yī)學圖像數(shù)據(jù)生成至少兩個角度的數(shù)字重建射線圖像。參見圖3，三維醫(yī)學數(shù)據(jù)300是在放射治療前采集的數(shù)據(jù)，可以選取兩個角度(方向a、方向b)對其進行投影，得到對應(yīng)兩個角度的數(shù)字重建射線圖像，分別為二維醫(yī)學圖像301、二維醫(yī)學圖像302。例如對于患者腦部的三維醫(yī)學圖像數(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)學圖像。

在放射治療時，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，在治療的同時由EPID分別采集得到對應(yīng)這兩個角度的二維醫(yī)學圖像，EPID不同角度圖像采集示意圖參見圖9，X，Y，Z表示三維空間坐標系，在角度a方向采集的二維圖像的坐標系為xa,ya，角度b方向采集的二維圖像坐標系為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)學圖像如圖6所示。

在本發(fā)明優(yōu)選的實施方式中，角度a和角度b選取為互成直角的兩個角度，此時獲取的有用信息最多，在后續(xù)由二維偏移向量計算得到三維偏移向量更加準確。特別是角度a、角度b可以選為0度和90度，此時對應(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。

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)學圖像進行粗定位，這里，粗定位是指圖像與圖像配準時，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)學圖像進行配準，計算得到對應(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)地可以在配準前進行圖像增強，增強骨骼紋理結(jié)構(gòu)的顯影。圖像增強的方法可以對圖像進行帶通濾波、高通濾波等。

根據(jù)步驟S203得到兩個二維圖像偏移向量后，這兩個二維偏移向量坐標具有三維空間的一個共同坐標軸，首先考慮兩組二維圖像在共同坐標軸方向計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)，則進行步驟S204，先基于兩個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系和之前介紹的成像空間坐標系是兩個坐標系。參考圖9，可得到三維坐標X，Y，Z與x_a,y_a及x_b,y_b的關(guān)系如下：

在一種實施例中，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，將-Δxa～Δxb確定為三維偏移向量z分量的選取范圍，在這個范圍內(nèi)分別計算兩個角度下數(shù)字重建射線圖像和二維醫(yī)學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。或者采用更加復雜的算法，互信息之積的方式。計算出的三維偏移向量(Δx，Δy，Δz)為：

如果|Δx_a+Δx_b|>6mm時，則系統(tǒng)會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。

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

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)進行分段式處理只是示例性的，實際上，可以根據(jù)所需的配準的精確程度進行適應(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|Δx_a+Δx_b|在第一閾值范圍內(nèi)，由兩組二維圖像偏移量計算三維圖像偏移量時，也可以采用類似于對應(yīng)第二閾值范圍的互信息計算方法來計算三維圖像的偏移量，只是計算會稍復雜一點。

本領(lǐng)域普通技術(shù)人員也應(yīng)當可以理解，當|Δx_a+Δx_b|小于1或者小于第一閾值時，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)選取兩個角度時，二維醫(yī)學圖像和三維醫(yī)學圖像的配準，在本發(fā)明的其他實施方式中，也可以由三維醫(yī)學圖像生成多于兩個角度的數(shù)字重建射線圖像，之后對應(yīng)角度下采集多于兩個角度的二維醫(yī)學圖像，計算得到多于兩個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，改動屬于本領(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裝置，參見圖8，配準裝置800包括：

二維偏移向量計算單元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)學圖像進行配準，計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)學圖像數(shù)據(jù)生成，包括至少兩個不同角度的圖像。

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)學圖像和三維醫(yī)學圖像配準裝置的實施方式可參考本發(fā)明醫(yī)學圖像配準方法的實施方式，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)方案從兩個角度拍攝EPID圖像，與對應(yīng)角度的DRR圖像進行配準，分別計算兩組二維圖像配準的結(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)實質(zhì)對以上實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)方案的保護范圍。