匹配x射线图像与基准图像的设备的制作方法

专利名称：匹配x射线图像与基准图像的设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及到相似的X射线图像的匹配，尤其应用于计算机控制的放射治疗仪器中，用以自动地即时直接匹配在放射治疗过程中在治疗仪器上生成的门口图像(portal image)与治疗前在模拟仪器上生成的模拟图像的匹配，以便为了评估的目的而判定所要治疗的目标是否确实受到了辐照，并/或控制治疗设备。
存在若干需要进行X射线图像匹配的医疗操作。例如，在计算机控制的放射疗法中，高放射能量的治疗射束要从许多方向对准一块肿瘤，以对肿瘤进行最大程度的辐照，同时要使该肿瘤周围的健康组织只受到最低程度的影响。这种放射治疗一般具有两个不同的阶段模拟阶段，和实际治疗阶段。在模拟阶段，将患者放置到类似于治疗仪器的仪器上，这种仪器的区别只是它不生成高能量的射束。将该模拟仪器依次定位，模拟发射主治肿瘤医生所处方的治疗射束序列。这确保了该仪器能够被定位以发射所需的治疗射束，并渐次地从一个治疗射束转到下一个，而不在仪器和患者之间，或者在仪器各移动的部件之间造成碰撞。在这个过程中，拍摄的是低剂量的X射线照片，称为模拟图像。该模拟图像通常因为所用的X射线束能量低(千电子伏特级)而具有良好的对比度和清晰度，可帮助肿瘤医生确定肿瘤的位置，从而确定依次发射治疗射束的治疗仪器各部件的位置。
在实际治疗阶段，在用标准剂量(通常为兆电子伏特级)的X射线治疗患者以前，将患者放置到治疗仪器的与模拟阶段完全相同的位置。在此阶段，拍摄到另一X射线照片，称为门口图像。
在治疗完成后，由专家比较所述模拟图像和门口图像，判断在模拟图像中辨别出的肿瘤在门口图像中是否已获得了足够的辐射治疗。如果辐照覆盖不完全，就要安排患者进行一次补充治疗。
这种目前通用的方法必须人工进行门口图像和模拟图像的比较。精确的人工比较是相当困难的，原因是两张X射线照片通常是由不同的仪器拍得的，辐照量也不相同。辐照量不同意味着，在门口X射线照片中，通常看不到肿瘤区域，因此，门口图像和模拟图像的匹配不得不依赖于人工对解剖学标志物的尺度的估计，而所述解剖学标志物也不会是清晰可见的。
传统上，所述门口图像是用X射线胶片生成的，而所述胶片必须进行冲洗。如果只使用单束或少数几束治疗射束，这不是一项严重的缺陷。但是，在使用大量治疗射束的计算机控制的放射疗法中，这样的X射线胶片就是非常严重的局限。已经开发出了电子门口图像生成器，该仪器生成的数字化图像可显示于电子显示设备上。不幸的是，对于以电子手段生成的门口图像，在对比度和清晰度方面存在同样的问题。
门口图像与模拟图像的匹配问题中还复合有图像方位差异所导致的问题，而所述方位差异是由下述原因造成的扭曲，比例差异，旋转，平动，透视差异和曲率差异。
在立体规整放射学(stereotactic radioloy)中，数字化电脑层析X射线照片和磁共振图像(MRI,magnetic resonance image)是使用从在两个图像中均出现的钢架的预知固定尺寸导出的比例自动匹配的。这样的已知尺寸的固定标志物在传统的放射治疗照片中是没有的。
因此，存在对自动匹配X射线图像，尤其是在放射疗法中匹配门口图像与模拟图像的设备的需求。
也存在对这样的设备的需求在多治疗射束的情况下，能够即时直接匹配门口图像与模拟图像。
还存在对这样的设备的需求能够匹配具有相差悬殊的对比度、清晰度和因为扭曲、旋转、比例、透视或曲率导致的差异的门口图像和模拟图像。
另外还有这样的设备需求在计算机控制的放射治疗过程中，达到并维持患者的对正状态，或者，在对正状态变得不可接受时终止辐射束。
上述需求和其他的需求由本发明得以满足。本发明提出了一种设备，用以自动匹配X射线图像和基准图像，尤其是匹配门口图像和模拟图像，以判断放射治疗是否已充分进行，或者用以匹配相继的门口图像，以控制放射治疗仪器的操作。在匹配图像时，数字转换装置将X射线图像比如门口图像数字化，生成第一组数字图像信号，在门口图像的情况下或者说是数字化门口图像信号(DPIS,digital portal image signal)。该数字转换装置也将基准图像比如模拟图像数字化，生成第二数字图像信号，或者说数字化模拟图像信号(DSIS,digital simulation image signal)。处理装置处理上述数字化图像信号，生成匹配的数字化图像信号。所述处理是在没有预知图像中的任何特征的物理尺度的情况下进行的。输出装置从所述匹配的数字化图像信号生成例如显示影像，并/或控制治疗/诊断仪器。
所述处理装置包括近似匹配装置。后者首先在所述数字化门口图像信号和数字化模拟图像信号间进行近似的匹配。近似匹配是通过在由DPIS代表的门口图像和由DSIS代表的模拟图像中选择种子点而启动的。种子点的选择既可以使用定位装置比如鼠标人机交互地进行，选择两图像的显示影像上看来是对应点者，也可以使用放置在患者身上的不透X射线的基准点自动进行。无论在哪种情况下，所述种子点都用来计算两幅图像之间的变换。然后使用装置将所述变换施加于其中一组数字化图像信号上，将该幅图像中的点变换成在另一幅图像中的坐标，从而生成近似匹配的DPIS和DSIS。
在近似匹配之后，进行精细匹配。在进行精细匹配时，先针对图像的交叉或重叠区域，最好是针对图像交叉区域内的规则形状比如矩形的区域，选择DPIS和DSIS信号选集，对近似匹配的DPIS和DSIS进行处理。然后对这些区域中的数字化图像信号进行增强处理，生成具有相似的动态范围和像素密度的处理图像。所述精细匹配装置包括从处理过的DPIS和DSIS生成最新变换的装置，以及将所述最新变换施加于近似匹配的或处理过的DPIS和DSIS以生成匹配的DPIS和DSIS的装置。
生成最新变换的装置包括从处理过的DPIS和DSIS生成移位变形分量(motion flow component)的装置，以及从所述移位变形分量计算最新变换的计算装置。最好，所述生成移位变形分量的装置生成移位变形梯度分量，并且所述计算装置包括利用增强优化以计算最新变换的装置。所述生成最新变换的装置利用处理过的DPIS和DSIS的逐次上升的分辨率水平来生成所述最新变换。
在跟踪模式时，所述最新变换用来跟踪相继的数字化门口图像信号组之间的位移。进行跟踪可用来在患者的位移超过特定限度时终止辐照，或者可用来操纵患者定位系统，以使射束保持正确地对准要治疗的区域。
本发明还可用来匹配X射线图像和其他的基准图像，后者可以是另一幅X射线图像或者别的类型的图像。
从下文结合附图对最佳实施例所作的说明中，可以充分理解本发明。附图中

图1是实现本发明的设备的简要示意图。
图2a是本发明可予应用的一幅模拟图像的简化图解。
图2b是本发明可予应用的一幅门口图像的简化图解。
图2c是利用本发明将示于图2a和图2b的模拟图像和门口图像叠加后生成的显示影像的简化图解。
图3到图11是用来在图1所示的设备中实现本发明的软件的程序方框图。
本发明的目的在于匹配X射线图像和基准图像，下面的说明，就作为将其应用于在计算机控制的放射疗法中生成的门口图像与模拟图像的匹配。但是，应当理解的是，本发明在匹配其他的X射线图像，比如在诊断中所用的X射线图像方面有广泛的应用。如下文所述，本发明还可应用于跟踪相继门口图像间的位移，比如用来控制患者的定位，或者控制放射束的开启。
见图1，模拟设备1用来确定患者3体内要治疗的区域比如肿瘤的位置，并用来设定治疗射束序列。该设备包括一个横臂5，后者的安装使其可绕一由机座9支撑的水平枢轴7旋转。由安装在横臂5上的一个平行光管射出低能量的，即千电子伏特级的X射线束11，后者的路径横穿枢轴7的延长线。
患者3被支承在一个患者定位系统15上，后者包括一张安装在一个支座19上，可相对于该支座作三维平动的床17。支座19再安装在一个旋转台21上。通过床17的平动、旋转台21的旋转和横臂5关于枢轴7的旋转，可以模拟出一系列的治疗射束。通过以相继生成射束所需的位置为模拟设备1定序，可以判断是否所有所需的射束都可以生成，并判断射束转换时设备运动的定序是否要调整，以避免设备和患者间，或者设备的各部件间发生碰撞。
低能量X射线束11用来生成模拟图像，即，将X射线胶片23置于患者3的与平行光管13相对的另一侧，与X射线束成一直线，从而生成模拟图像。该模拟图像用来将患者的要治疗的区域，比如肿瘤，定位于设备的等角点，也就是射束11与枢轴7的延长线的交点处。
在完成模拟之后，将患者3转到治疗设备1′。如图所示，治疗设备1′与模拟设备1是相似的，只不过其X射线束是兆电子伏特级。该治疗设备1′生成门口图像。该门口图像可以如同在模拟设备中一样用X射线胶片拍摄；但是，最好使用电子门口图像生成器25。如果可能的话，在模拟设备1中也可以用电子图像生成器取代X射线胶片23。
如前所述，模拟图像与门口图像可能差别很大。其中一个主要原因是射束11和11′的能量差异。本发明可用来匹配模拟图像和门口图像，以判断治疗剂量是否辐照到了正确的治疗区域。本发明还可用来探测患者在治疗过程中的位移，以便在位移超过合理限度之后终止X射线束11′，或者操纵设备使之保持正确的对准状态。
图像匹配系统27包括一个数字转换器29，它将比如在X射线胶片23上生成的模拟图像和比如由电子门口图像生成器25生成的门口图像数字化。更一般地讲，匹配系统27匹配X射线图像，比如门口图像，与基准图像，比如模拟图像。
图像匹配系统27还包括一个处理器31，后者包括一个近似匹配模块33和紧随该模块之后的精细匹配模块35。该处理器的输出可以是显示于一显示装置37上的匹配的门口(X射线)和模拟(基准)图像。与显示装置37相连的是接口装置39，可包括一个键盘41和一个定位装置43，比如鼠标或者跟踪球。
图2a到2c以图解说明了本发明可用于匹配门口X射线图像和模拟基准图像。图2a表示用模拟设备1输出的模拟图像45。由于这幅图像用的是低能量X射线，故生成的图像具有良好的对比度和清晰度，因此患者的轮廓47和骨骼结构49都可以与肿瘤51一同得以体现。图2b图解了门口图像，由于系用更高能量的治疗射束所拍摄的，该图像中的治疗区域55呈现为均匀的黑斑。治疗区域55的不规则边缘是由用于平行光管13中用来将射束11′大致规范为肿瘤形状的叶片造成的。门口图像55的其余部分清晰度非常低，未指示出骨骼的位置。如图中所见，两幅图像45和53可以各自相对于对方作平动、缩放不同的比例、扭曲和旋转(在本例中是90°)。两幅图像在透视和曲率方面也可不同。
近似匹配模块33实现两幅图像的大致匹配，然后精细匹配模块35利用增强移位变形(robust motion flow)迅速、精确地完成图像的匹配。显示装置37可以以各种不同的方式显示匹配图像。在一种实施例中，显示装置37以6到20Hz，但通常是约12Hz的频率交替显示两幅图像，从而使观察者可观察到重叠为一个复合图像59的图像，如图2c所示。在本实施例中可以看到，匹配的门口图像中的治疗区域55′重叠在匹配的模拟图像中的肿瘤51′上。在另一种显示类型中(图中未示出)，门口图像中治疗区域的轮廓被投影到处理过的模拟图像上，因而可以从中看出目标肿瘤是否真的受到了治疗。
在进行近似匹配时，向数字化的X射线或者门口图像信号(DPIS)施加一次初步变换，将它们转换到数字化基准或模拟图像信号(DSIS)的坐标系中。下面将会看到，生成该变换所需的信息，既可以由操作者人机交互地使用定位装置43选择两图像中看来是对应点者，从而人机交互地生成，也可以使用在模拟设备和治疗设备(见图1)中均放置在患者身上的不透X射线的基准点61自动生成。无论在哪种情况下，如此生成的点均称为种子点。从门口图像坐标到模拟坐标的初步变换H是这样的
(式1)向量(x,y)表示在相应的门口和模拟图像中每一种子点的中心的列坐标和行坐标。上述矩阵中的四个“旋转扭曲比”元素描述了近似匹配所述图像所需的完全仿射变换(affine transformation)。在此阶段，基准点的放置或者种子点的交互式选择都不必精确，因为下一阶段能够适应合理的小偏差。
利用近似匹配的结果，门口图像被朝向模拟图像牵引。然后，两幅图像的重叠区域用计算机增强，以使得相应的明暗度水平相近。最后，计算移位变形或者细调变换，以使门口图像沿着相异梯度朝向模拟图像滑移。在此阶段，使用一种更为全面的变换模型，其中，输入位置向量以下式表示X(x)=1xy000x2x·y00001xyx·yy2x2]]>(式2)而变换矩降表示为Q=[α0α1α2α3α4α5p0p1c]T(式3)因此结果是u(x；Q)=X(x)·Q (式4)其中Δ门口图像(x；Q)=u(x；Q)，门口图像(x)=X(x)。参数p0到p1是近似匹配中的仿射变换，而参数、则是透视变换，c则用来纠正呼吸等可能导致的变形。
为了还原向量的参数，将图像的相异性表示为移位变形，或者两图像间的距离的表达式I(x,t)=I(x-(X(x)·Qf,t+1))(式5)x∈f，其中f为在其上计算变换的图像区域。在(式5)中，I(x)是在点x处的明暗度函数，t+1的图像是门口图像，t的图像是模拟图像。运用各种推导技巧，可将移位变形用梯度(或者说相异梯度)表达为下式
(式6)x∈f。
在此阶段，利用无约束优化，使用一种增强回归法，来计算Q的各元素(见(式3))。这种计算方法使得能够对付在近似匹配阶段产生的合理小的偏差，以及两幅图像间的任何残余相异点。增强技术的使用确保了只对主要变形加以恢复，而不会有受噪声和残差影响的风险。
图3到图11是实现本发明的软件的程序方框图。图3图解了主程序100，它包括近似匹配的执行。所述近似匹配或者在模块110人机交互式地进行，或者在模块120自动进行。在两种情况下，都用式1计算出门口图像和模拟图像间的变换的一个粗略近似值。使用者然后可以在130选择判断该粗略近似是否可使图像令人满意地匹配。如果是，该过程就完成了。如果不是，就进行精细匹配。如前所述，本发明还可用于跟踪患者的位移，在这种情况下，在140利用两幅图像间的变换粗略地判断所述基准点的最新位置。如果在图像匹配和跟踪过程中得到使用者的要求，就在150对图像进行处理，以便进行精细匹配。然后在160计算精确图像变换，并且，如果按照170的判定选择了图像匹配模式，变换就完成，并在180按前述方式显示图像。如果在190选择了跟踪模式，程序就返回140，以生成下一位置的图像。然后，在200，使用者再次作出最终判断，确定图像匹配是否令人满意。若否，程序就返110，重新开始进行粗略匹配的计算。
在图3中的模块110所要求进行的对人机交互式变换的粗略近似值的计算过程详细地示于图4中。使用者例如如111所示使用鼠标43在门口图像和模拟图像中选择相应的种子点或种子区域。然后利用所选中的区域或者点，调用如112所指示的程序A计算门口图像和模拟图像间的粗略变换。然后利用该粗略变换，调用如113所指示的程序B，将门口图像变换到模拟图像坐标系。然后如114所示在显示器37上显示所述图像。
用来计算所述粗略变换的程序A的细节示于图5中。如果使用者在A1指定了一个确定区域，如A2所示，系统就自动地从该区域内部选择随机点。然后，或者如果使用者选择的是点而不是区域，就利用相应的点对，运用最小二乘法(LSQ,least squares)计算变换参数，如A3所示。
将门口图像变换到模拟图像坐标系的程序B的细节示于图6中。首先，在B1，利用变换矩阵H确定变换所得门口图像的行限和列限，这是式1的逆过程。然后，在B2用扫描栅扫描所得的门口图像，并利用所述变换确定每一像素的位置。下一步就利用每一像素在初始门口图像中其周围像素位置之间的线性插入，计算每一像素的明暗度值。
利用放置在患者身上的基准点自动进行近似匹配的程序120示于图7中。在121，在门口图像和模拟图像中均探测到不透X射线的基准点61，并在122识别出相应的标志。然后在123利用图5所示的程序A，并将每一标志的面心作为所述种子点，来计算出图像变换。然后在124，利用计算出的变换和图6所示的程序B，将门口图像变换到模拟坐标系。当在125确定为匹配模式时，在126以前文结合图2a到图2c所述的方式显示图像。
为进行精细匹配而对近似匹配的数字化图像信号进行处理的程序150示于图8中。首先，在151，利用式1的变换计算模拟图像和门口图像间重叠的交叉区域。然后，在152计算出内接所述交叉区域的最大的矩形区域。这里，可用其他的规则几何形状，比如正方形等，来取代所述矩形。在153，形成显示出门口图像和模拟图像的矩形交叉区域的新图像。然后在154增强所得图像，生成处理过的数字化图像信号。各种增强方法，比如频率分布均衡(histogram equalization)、高斯法之拉普拉斯算法、高通滤波以及其他技术，均可用来生成动态范围和像素密度相近的所述处理图像。
图9示出的是用来计算用来作精细匹配的最新变换的程序160。该过程在数字化图像信号的若干分辨率水平上执行，并从最低分辨率，在本例中约为八分之一分辨率，开始。这样，在161，针对门口和模拟处理图像，形成最低分辨率的图像。这些图像用最近更新的变换参数，即在162按前一分辨率水平计算的变换参数，予以更新。本发明的一个重要方面是，使用增强移位变形进行精细匹配。具体来说，在163生成移位变形梯度分量。利用梯度分量而对移位变形加以应用，这已由M.J.Black和P.Anandan在下述论文中论述过A Framework For TheRobust Estimation Of Optical Flow，发表于1993年5月德国柏林4th Intl.Conf.on Computer Vision(ICCV93)的会刊上。移位变形应用于使一幅图像上的像素流变至与另一图像中的相应像素匹配所需的位移。增强移位应用于这样的位移由之移动的大多数像素的位移都是相似的，但可能存在表现出不同位移的其他像素。然后，在164利用增强优化计算出最新图像变换参数。如果在165判断出还没有达到分辨率的上限，就在166对分辨率加一，然后在新的分辨率水平上重新计算最新变换参数。
如果在165已达到了最高分辨率水平，就在167生成最终变换矩阵Q。图9的模块164的利用增强优化计算最新图像变换参数的程序的细节示于图10中。前述Black和Anandan的论文指出，增强移位由称为内点的数据点表示。而那些表现出其他位移方式的数据点称为外点。在本发明中，数据点就是像素值。基于其对一致移位变形向量的贡献，像素被依次划分为内点和外点。内点集合中的像素用来计算主要移位变形，而这些像素对主要移位变形的贡献依赖于它们在增强优化过程中计算出的权重因数。
下面具体地参看图10。在164.1进入一个循环，在此，用各自的权重因数对每一内点加以标记。最初，所有像素的权重因数都设为1，因此所有的像素都是内点。在164.2，设定一个优化参数σ，该参数确定了程序对外点的灵敏度。所述权重因数依赖于该参数σ。σ的值越小，就有越多的点被从内点中剔除，内点也就更接近于成为移位变形向量的当前估值。因此，最初使用的是很大的σ，以将所有的点都包括进去。在下一个循环中，减小σ，以剔除越来越多的外点。这种对σ的调低称为σ调度。σ调度必须仔细进行。如果将σ减小得太快，就有可能漏掉一种解决方案，而另一方面，σ减小得太慢又会增加处理时间。按照本发明，σ的减小是基于移位变形参数的最大误差进行的。按照这种方案，在164.3进入另一个循环，在该循环中，在164.4，在Q矩阵的变换参数的最新值的计算中，每一个内数据点都用到。在164.4所用的公式最好利用共轭梯度(conjugate gradient)推导而来，但也可以利用梯度降(gradient descent)推导。另外，在推导用来确定变换参数的公式时，还利用移位变形和增强统计法。在164.5，变换参数中的误差，也就是与上一次计算相比产生的变化，以及σ，都被用来调整像素的权重因数。当在164.3判定所有的内数据点/像素都已使用过时，就在164.6进行检核，判断分辨率是否已收敛于所希望的值。如果不是，程序就返回164.1，利用最新权重因数重新标记内数据点。
图11图解了140的跟踪程序。如141所示，将渐进更新与变换矩阵H和/或Q相综合，以使得变换总是向后与初始模拟或基准图像相关。在初次执行跟踪程序时，如果使用了模拟图像的话，当时的门口图像就取代模拟图像，然后在143获取新的门口图像。当跟踪过程继续时，后续的门口图像与紧邻的前一门口图像相匹配，生成最新变换。如144所示，基准点的后续位置或者说后续图像中基准点图像的变化，被用来生成跟踪信号，以控制放射治疗设备，比如开关射束，和/或驱动患者定位系统。
尽管前面详细说明的是本发明的特定实施例，但应当知道，对于本领域技术人员，根据本公开文件的总体精神，可针对本发明的各部分发展出各种改进和替代方案。因此，本文件中公开的特定方案只是解释性的，而不是对发明范围的限制。本发明的范围完全覆盖所附的权利要求及其任何和所有的等同方案。
权利要求
1.自动匹配门口图像(53)和模拟图像(45)的设备(27)，包括数字化所述门口图像(53)和模拟图像(45)，以分别生成数字化门口图像信号(DPIS)和数字化模拟图像信号(DSIS)的装置(29)；处理装置(31)，用来处理所述DPIS和所述DSIS，以生成匹配的DPIS和DSIS；和输出装置(37、140)，用来从所述匹配的DPIS和DSIS产生输出。
2.如权利要求1所述的设备(27)，其中，所述处理装置(31)包括从所述DPIS和DSIS生成近似匹配的DPIS和DSIS的近似匹配装置(33)，以及精细匹配装置(35)，后者针对所述模拟图像和门口图像的重叠区域，从所述近似匹配的DPIS和DSIS生成所述匹配的DPIS和DSIS。
3.如权利要求2所述的设备(27)，其中，所述近似匹配装置(33)包括在由所述DPIS代表的所述门口图像(53)和由所述DSIS代表的所述模拟图像(45)中选择相应的种子点的装置(111、121、122)，从所述相应的种子点计算所述门口图像(53)和所述模拟图像(45)间的变换的装置(112、123)，以及，将所述变换施加于所述DPIS和DSIS之一，以同所述DPIS和DSIS中的另一个共同生成所述近似匹配的DPIS和DSIS的装置(113、124)。
4.如权利要求3所述的设备(27)，其中，所述选择相应种子点的装置(111)是在由所述DPIS和DSIS生成的显示图像中选择相应点的交互式装置(43)。
5.如权利要求3所述的设备(27)，其中，所述选择相应种子点的装置(121、122)包括探测所述DPIS和DSIS中不透X射线的基准点的装置(121)，和将所述DPIS和DSIS中的相应基准点标记为所述相应种子点的装置(122)。
6.如权利要求3所述的设备(27)，其中，所述精细匹配装置(33)包括从所述近似匹配的DPIS和DSIS生成处理过的DPIS和DSIS的装置(150)，从所述处理过的DPIS和DSIS生成最新变换的装置(161-165)，以及将所述最新变换施加于所述近似匹配的和处理过的DPIS和DSIS之一，以生成所述匹配的DPIS和DSIS的装置(167)。
7.如权利要求2所述的设备(27)，其中，所述精细匹配装置(33)包括从所述近似匹配的DPIS和DSIS生成处理过的DPIS和DSIS的装置(150)，从所述处理过的DPIS和DSIS生成最新变换的装置(161-165)，以及将所述最新变换施加于所述近似匹配的和处理过的DPIS和DSIS之一，以生成所述匹配的DPIS和DSIS的装置(167)。
8.如权利要求7所述的设备(27)，其中，所述生成所述处理过的DPIS和DSIS的装置(150)，包括针对由交叉的所述DPIS和DSIS所代表的图像区域，选择被选中的DPIS和DSIS的装置(151、152)。
9.如权利要求8所述的设备(27)，其中，所述生成所述处理过的DPIS和DSIS的装置(150)还包括增强所述被选中的DPIS和DSIS的装置(154)。
10.如权利要求9所述的设备(27)，其中，选择所述被选中的DPIS和DSIS的装置(151、152)还包括，在由所述DPIS和DSIS所代表的图像的一部分具有预定规则形状的区域内选择DPIS和DSIS的装置(152)。
11.如权利要求7所述的设备(27)，其中，生成所述最新变换的装置(161-165)包括从所述处理过的DPIS和DSIS生成移位变形分量的装置(163)，以及从所述移位变形分量计算所述最新变换的计算装置(164)。
12.如权利要求11所述的设备(27)，其中，所述生成移位变形分量的装置(163)生成移位变形梯度分量，所述计算装置(164)包括运用增强优化计算所述最新变换的装置。
13.如权利要求12所述的设备(27)，其中，所述生成所述最新变换的装置(161-165)包括利用所述生成移位变形梯度分量的装置(163)和所述计算装置(164)的装置(161、162、166)，所述计算装置(164)反复地利用所述处理过的DPIS和DSIS的渐次递增的分辨率水平进行计算。
14.如权利要求7所述的设备(27)，其中，所述生成所述最新变换的装置(161-165)包括利用所述处理过的DPIS和DSIS的渐次递增的分辨率水平生成所述最新变换的装置(161、162、166)。
15.如权利要求7所述的设备(27)，其中，所述生成所述最新变换的装置(161-165)包括向所述处理过的DPIS和DSIS施加增强移位变形的装置(164)。
16.如权利要求15所述的设备(27)，其中，所述向所述处理过的DPIS和DSIS施加增强移位变形的装置(164)，向分辨率水平渐次递增的所述DPIS和DSIS施加增强移位变形。
17.如权利要求1所述的设备(27)，其中，所述输出装置(37、140)包括从所述匹配的DPIS和DSIS生成显示图像(59)的显示装置。
18.如权利要求1所述的设备(27)，其中，所述输出装置(37、140)包括跟踪由所述DPIS代表的所述图像的位移的跟踪装置(140)。
19.如权利要求18所述的设备(27)，其中，所述输出装置(37、140)还包括将患者相对于生成所述门口图像(53)的放射束(11)定位的定位装置(15′)，以及，根据所述跟踪装置(140)所跟踪到的位移控制所述定位装置(15′)的装置。
20.如权利要求18所述的设备(27)，其中，所述输出装置(37、140)包括，根据所述跟踪装置(140)所跟踪到的位移，控制生成所述门口图像(53)的放射束(11)的生成的装置(9′)。
21.匹配门口图像(53)以控制放射治疗/诊断设备的设备(27)，包括数字化相继的门口图像以生成相继的数字化门口图像信号(DPIS)组的装置(29)；和跟踪相继DPIS组间的位移的跟踪装置(140、150、160)。
22.如权利要求21所述的设备(27)，其中，所述跟踪装置(140、150、160)包括通过向所述相继的DPIS组施加增强移位变形而生成相继门口图像(53)之间的最新变换的装置(160)，以及利用所述最新变换跟踪所述相继的DPIS组之间的所述位移的装置(140)。
23.如权利要求22所述的设备(27)，其中，所述生成所述最新变换的装置(160)包括从所述相继的DPIS组生成增强移位变形的装置(163)，以及利用所述移位变形分量计算相继的门口图像间的所述最新变换的装置(164)。
24.如权利要求23所述的设备(27)，其中，所述生成移位变形分量的装置(163)生成移位变形梯度分量，所述计算装置(164)包括运用增强优化计算所述最新变换的装置。
25.如权利要求24所述的设备(27)，其中，所述生成所述最新变换的装置(160)包括利用所述生成移位变形梯度分量的装置(163)和所述计算装置(164)的装置(166)，所述计算装置(164)反复地利用所述相继的DPIS组的渐次递增的分辨率水平进行计算。
26.自动匹配X射线图像(53)与基准图像(45)的设备(27)，包括数字化所述X射线图像(53)和基准图像(45)，以分别生成第一数字化图像信号和第二数字化图像信号的装置(29)；处理装置(31)，它不必输入所述图像中的任何特征的任何物理尺度即可处理所述第一和第二数字化信号，以生成匹配的数字化图像信号；和显示装置(37)，用来从所述匹配的数字化图像信号生成显示图像(59)。
27.如权利要求26所述的设备(27)，其中，所述处理装置(31)包括从所述第一和第二数字化图像信号生成近似匹配的数字化图像信号的近似匹配装置(33)，针对所述X射线图像和基准图像的重叠区域，利用增强移位变形，生成所述近似匹配的数字化图像信号间的变换的精细匹配装置(35、160)，以及将所述变换施加于所述近似匹配的数字化图像信号之一以生成所述匹配的数字化图像信号的装置(167)。
28.如权利要求27所述的设备(27)，其中，所述精细匹配装置(35)包括增强所述近似匹配的数字化图像信号以生成具有相近的动态范围和像素密度的处理过的近似匹配图像信号的装置(154)，以及利用增强移位变形生成所述处理过的近似匹配数字化图像信号间的所述变换的装置(160)。
全文摘要
用设备(27)来匹配X射线图像(53),比如放射治疗门口图像,和模拟图像(45)。设备(27)将所述图像数字化,并对数字化信号自动进行处理,生成匹配的数字化信号,后者可被显示,以用于比较。所述数字化图像首先利用从种子点生成的变换进行近似匹配(33)。所述种子点是从所述两幅图像中交互式地选择的(110),或者是通过对放置在患者身上的不透X射线的基准点的探测和识别而选择的。然后进行精细匹配(35)。首先,选择所述两幅图像的交叉区域(150),并增强所述区域(154)。然后,利用在所述区域中的增强移位变形,在渐次递增的分辨率水平上生成最新变换(160)。然后利用所述最新变换匹配所述图像(167),并将匹配图像显示出来以供比较。所述最新变换也可用来控制放射治疗装置(140)。
文档编号G06K9/64GK1235684SQ97199273
公开日1999年11月17日 申请日期1997年10月28日 优先权日1996年10月29日
发明者安德烈·M·卡伦德, 乔尔·戈林伯格, 卡伦·B·西莫格, 查勒拉伯斯·阿萨纳西欧, 塔克·卡纳德 申请人:匹兹堡大学高等教育联邦体系