用于锥形束计算机断层扫描的患者移动校正方法与流程

本发明关注在锥形束计算机断层扫描领域的患者移动校正方法。

背景技术：

以下公开涉及用于医疗应用的三维x射线锥形束计算机断层扫描，其中，从不同角度取得的多个x射线投影图像被用于重建患者的解剖结构的3-d截面图像。因为x射线管(x射线源)和传感器(x射线检测器)必须物理地经过与采集角度相对应的空间轨迹，所以x射线投影图像采集的持续时间通常大约是10秒-30秒。成像轨迹通常由旋转和平移机制来实现。

成像轨迹应以足够的精度而为人所知，并且被成像的物体在x射线投影图像采集期间应该保持足够地静止，以便重建的cbct图像相对于解剖结构是清晰的并且真实的。因为投影图像测量被假定是表示静止物体的共同配准的整合图，这造成几何上一致的测量的集合，该几何上一致的测量的集合可以被用于重建表示该研究的解剖结构的衰减分布。每当这些假定被违反时，由于投影测量变得相互不一致，所以重建图像的精度下降。

最终图像的精度通常取决于在重建过程中做出的假定与实际的物理图像采集过程对应地有多准确。与每个取得的x射线图像相对应的x射线源和检测器的估计的空间位置影响在cbct重建过程期间的射线路径的计算。由于成像设备的固有的制造和操作公差以及潜在的变形，所以实现的旋转角度和位置倾向于与根据成像轨迹的假定形式的理想值相偏离。然而可以通过使用在一定时间段或操作循环后重复进行的不同的校准方法来解决系统偏差。

在医疗cbct成像中，几何误差的最显著的来源是患者在x射线投影图像的采集期间的潜在移动。即，如果被成像的对象在x射线投影图像的采集期间移动，那么射线测量的有效空间路径变得相互不一致。虽然已知患者不应该移动并且常规地患者被指示不要移动，但是患者在x射线投影的采集期间通常不能保持完全地静止。通常通过支撑患者来解决这个问题。然而，过紧地支撑患者是不方便的且不舒服的。另外，防止所有患者移动将需要使用高度约束的支撑，这在常规成像中是不适用的。

在医疗cbct成像中，在所有实际测量中上述的两种误差都一定程度地呈现出。在最坏的情况设想下，在放射科医生已经检查了图像重建的质量之后，投影图像测量的得到的几何不一致性可能甚至需要重复扫描。这是不期望的，因为旨在将与x射线图像采集相关的辐射剂量保持尽可能合理地低。

计算的方法已经被开发以解决计算机断层扫描成像中的几何误差的问题。在文献中报导的方法中，通过在固定坐标系中的刚性几何变换的方式，x射线源和x射线检测器的虚拟运动已经被应用于建模和补偿在投影图像采集期间的刚性运动。在与医疗cbct成像相关的近期的方法中，通过最大化得到的cbct重建的清晰度来使这样的几何变换最优化。通常这样的校正过程被迭代地执行。

在cbct成像中，因为在cbct成像中的固有的几何自由度不能被坐标系分离，所以将固定坐标系应用于患者运动的建模和补偿是不理想的。在cbct成像设备中，特别的是x射线束发散并且形成金字塔形状的锥形。结果，沿着与x射线源和x射线检测器的中心邻接的等射线的位移将只影响倍率因子，然而沿着x射线检测器的像素阵列的平面内的位移将导致被成像的对象在其投影图像内的最大位移。而且，通过得到的校正的cbct重建和未校正的cbct重建的刚性配准的已知方式来防止由所应用的几何校正所引起的净变换在计算上是昂贵的，尤其是如果在几何校正过程中被重复应用

技术实现要素：

在本公开的用于医疗的锥形束计算机断层扫描(cbct)的患者移动校正过程中，利用附接到x射线源和检测器的空间位置和方向的固有的旋转坐标系的数据驱动算法被使用以建立与测量的x射线投影图像相对应的实际成像几何形状的改进估计。通过计算净变换并且直接从估计的校正几何变换参数中减去净变换来防止固定参考坐标系中的净变换。结果，基于x射线投影图像内容回顾性地估计和改进x射线源和检测器系统相对于患者的相对位置，反之亦然。校正过程的目的是通过提高x射线图像测量的几何一致性来提高得到的cbct重建图像质量，并且进而越来越好地满足断层图像重建的要求。固有坐标系使得能够以一种方式来定义应用的几何自由度，该方式与应用的几何自由度对校正过程以及得到的图像质量两者的相对重要性相对应。

本公开的患者移动校正过程将其输入作为用于计算cbct图像重建通常所需的数据：x射线投影图像的集合和与x射线源和x射线检测器在x射线投影图像的采集期间的空间位置相对应的3-d投影几何形状的估计。类似于相应的方法，首先使用估计的投影几何形状来计算中间重建。然后，利用与x射线源和检测器在图像采集期间的虚拟移动相对应的变换来建立校正几何变换，该校正几何变换提高每个访问的x射线投影图像与其余的x射线投影图像的几何对应性。特别地，投影图像特定的旋转坐标系被应用以用于确定校正几何变换。校正过程可以被多次迭代，该校正过程包括使用投影几何形状的当前估计的中间重建的计算以及随后的校正变换的最优化。在建立校正几何变换之后，使用x射线投影图像和与校正变换相对应的投影几何形状的最终估计来计算最终cbct重建。

在重建最终cbct图像之前，本公开的患者移动校正过程的好处是投影几何一致性的提高，这导致在清晰度、细节水平和对比度方面有较高的图像质量。校正过程的另一好处是通过潜在地防止由于投影几何形状相关的图像质量下降而导致的重新扫描，可以减少对患者产生的辐射剂量。

附图说明

附图提供了本公开的患者移动校正方法的进一步理解。在图中：

图1示出一个典型cbct成像装置的示例。

图2示出本公开的患者移动校正方法的流程图。

图3示出详述图2的步骤203的流程图。

图4示出在cbct成像装置的背景下在本公开的患者移动校正方法中应用的旋转坐标系。

具体实施方式

为了计算3-dcbct重建，使用围绕被成像的解剖结构旋转的x射线源和x射线检测器来测量若干2-dx射线投影图像。每个x射线投影图像的曝光通常发生在毫秒的范围内，并且当使用典型的扫描速度时，x射线源和检测器的连续的移动不会在投影图像中产生任何明显的运动模糊。为了使用诸如fdk算法之类的合适的方法来计算3-d重建，x射线源和检测器在包含成像或投影几何形状的合适的参考坐标系中的3-d空间位置必须可用于重建算法。

成像几何形状的典型的描述由x射线源的焦点和x射线检测器的中心的3-d位置以及足够唯一确定x射线检测器的方向的信息组成。这样的信息可以包括例如参考坐标系中的旋转角度，当这样信息根据预先定义的协定被应用时，将确定检测器的像素阵列的水平轴和垂直轴的方向。投影几何形状的描述通常是基于对成像设备的物理测量以及与给定的成像程序相对应的理想曝光轨迹的认识。另外，周期性校准过程通常被执行以确保投影几何形状的足够的精度。

在重建过程中，通过被成像的解剖结构的x辐射的空间传播被建模。通常，为了简单起见，假定直线传播，并且从源到检测器的x射线束路径被建模成线积分，该线积分基于被包含在投影几何形状描述中的信息来计算。使用合适的投影仪算法和投影几何形状描述来解决x射线路径和用于重建的3-d图像体素阵列的元素的空间重叠。基于空间重叠和x射线投影图像中的测量值，可以使用诸如著名的fdk算法之类的合适的方法来重建与被成像的解剖结构相对应的总x射线衰减分布。

然而，在重建过程中采用的基本假定是被成像的解剖结构在x射线投影图像的采集期间已保持足够地静止。基本原理是x射线投影应该表示静止对象的共同配准测量，然后该静止对象的共同配准测量可以被一致地组合以重建物体的3-d结构。可以由周期性校准过程来补偿投影几何形状中的系统误差，该周期性校准过程消除了任何偏离假定的理想的x射线投影图像采集轨迹而产生的影响。

患者在成像期间的移动会产生更困难的问题，这是不可预知的并且本质上是随机的。虽然通过在成像期间支撑患者在一定程度上防止了该问题，但是cbct成像中的x射线投影图像采集的相对长的持续时间(大约10秒)使得完全地消除患者移动是难以实现的。而且，某些患者(比如小孩和老人)更难以在成像期间保持静止。

万一在x射线投影图像采集期间出现明显的患者移动，那么明显的条纹状或模糊的伪影(artefacts)将继而产生在重建的图像中，这在最坏的情况下可能致使图像对于预期的医疗目是无用的。重复扫描可能会提供更好的结果，但是以额外的辐射剂量为代价。

在用于补偿患者移动的不利影响的本公开的回顾的方法中，首先使用2-dx射线投影图像和估计的成像几何形状来计算中间的cbct重建。以比当为诊断目的而进行重建时通常使用的分辨率粗略的分辨率来计算中间的cbct重建是足够的。中间重建用作集合来自所有x射线投影图像的信息，该中间重建具有反映测量的2-dx射线投影图像的相互几何一致性的外观。

投影图像特定的几何形状的最优化是基于测量物理x射线投影图像和对应的形成数字重建射线照片(drr)的中间cbct重建的重新投影数据的相似度。基本原理是当估计的投影几何形状是一致时，从定义上尝试满足由从正投影操作的意义上说的投影图像传达的测量的重建图像将产生与测量的数据非常匹配的重新投影。万一几何形状不匹配，中间重建的重新投影将偏离测量的投影。由于中间重建用作所有投影图像的集合，它的重新投影反映所有投影图像的总和以及测量的x射线投影图像的最大相似度，并且从中间重建的意义上说当对应的重新投影几何形状与平均正确投影几何形状匹配时，可以预期正投影操作将被最大化。

在典型的cbct成像设备中，发射的x射线束发散并且形成金字塔形状的锥形。沿着与x射线源和x射线检测器的中心邻接的等射线的位移将只影响倍率因子，然而沿着x射线检测器的平面的位移将导致被成像的对象在其投影图像内的最大位移。从这个观点来看，本公开的方法采用旋转坐标系，该旋转坐标系在图像采集期间被附接到x射线源和检测器的物理位置。即，两个坐标轴被附接到矩形x射线检测器像素阵列，而剩余的垂直轴被附接到检测器的像素阵列的法线。通过限制每个投影图像沿着这些固定轴的投影几何形状的几何变换，可以分离几何自由度，从几何精度的意义来说几何自由度的重要性有所变化。

当每个x射线投影图像都经过单独的几何变换时，得到的平均变换可能将对重建图像产生净效应。这体现为例如重建的解剖结构相对于未校正的解剖结构的整体净位移或旋转。解剖结构的净变换可能将对重建图像的适用性产生不利影响。因此，还公开了用于净变换的补偿方法。可以通过将与每个变换的投影图像相对应的变换从旋转坐标轴映射到固定坐标轴来估计净变换。例如，通过假定每个投影图像仅沿着其水平轴移动，可以基于投影特定的旋转坐标系的已知的水平轴来计算在固定坐标系中的对应的位移，并且可以提取平均值以表示固定坐标系中的净位移。通过上述映射的逆，净变换的逆可以被映射回到旋转坐标系并且从投影图像特定变换中被减去。结果，固定坐标系中的净变换被消除。

在最优化过程中，由与变换的投影几何形状相对应的正投影图像和原始x射线投影图像的相似度来测量给出的x射线投影图像的校正几何变换的优度。例如由图像的均方差、相关系数或梯度相关系数可以测量重新投影和x射线投影的相似度。然后可以通过找到随着几何变换的参数变化的在正投影图像和x射线投影图像之间的相似度测量的极值来确定每个给出了中间cbct重建的投影图像的最优(从相似度测量的意义上来说)几何变换。

然后最优化过程包括使用x射线投影几何形状的初始估计来计算中间cbct重建；访问所有的测量的x射线投影图像或其子集；(对于每个被访问的投影图像)通过找到随着旋转坐标系中执行的几何变换的参数变化的在测量的x射线投影图像和中间cbct重建的对应的正投影之间的最大相似度来建立投影图像特定的校正变换；估计固定参考坐标系中的净变换并且将对应的变换从旋转坐标系中的变换参数中减去；当估计已获得足够的校正结果时，计算最终的cbct重建。

在图1中，示出医疗cbct成像装置100的示例，该医疗cbct成像装置100包括垂直底座结构101、患者支撑部件107以及臂部103，其中支撑结构102从垂直底座结构101水平地延伸，臂部103支撑支持成像部件的结构，臂部104。针对支撑成像部件的臂部104，布置彼此相距一定距离的x射线源105和x射线图像信息的接收器部件109(x射线检测器)，x射线源105和x射线图像信息的接收器部件109相对于患者支撑部件107布置使得放置在x射线源105和x射线图像信息的接收器部件109之间的成像站108被形成使得由x射线源105生成的束可对准以穿过成像站108朝向x射线图像信息的接收器部件109。支撑成像部件的臂部104被布置成可旋转，并且相对于支撑它的结构103和/或患者支撑站108，臂部104的位置可以被布置成可变化的。该布置包括控制部件，关于该控制部件图1示出与支撑患者支撑部件107的支撑结构102连接放置的控制面板106。成像装置100可以被布置成经由线缆连接到控制器110，该控制器包括布置有用于处理由成像装置产生的图像信息的部件的计算机，以及可以显示图像的显示器111。控制器110还包括至少一个处理器112和至少一个存储器113。至少一个处理器112可以被配置成执行计算程序，并且至少一个存储器113被配置成存储计算机程序和相关数据。控制器110可以是用于实现以下描述的过程的通用计算机或者特别制造的设备。

图2描述了本公开的患者移动校正方法的步骤，该方法可以被用于例如处理由图1的成像布置取得的图像。该方法是基于找到在被附接到x射线源105和x射线检测器109的位置的旋转坐标系中的初始估计的投影几何形状的校正几何变换。

在图2中的方法的步骤200中，取得输入数据，该输入数据包含测量的x射线投影图像和与采集过程相对应的投影几何形状的初始估计。在图1的装置中，当x射线源105和x射线检测器109借助于臂103和104围绕成像站108旋转和平移时，投影几何形状限定了x射线源105和x射线检测器109的物理轨迹。投影几何形状还确定x射线检测器109的估计方向。投影几何形状的形式通常是基于利用例如具有不透射线标志的已知的参考模型的几何形状校准程序。

在步骤201中，使用步骤200中取得的输入数据来计算为了投影最优化方法的目的的中间cbct重建。可以使用输入数据的降采样版本，因为通常不需要应用与用于诊断目的的cbct图像中一样的高空间分辨率。中间重建被理解成集合在步骤200的测量过程期间取得的所有可用的物理信息和几何信息。万一几何不一致，这由中间重建反映出，例如由重建细节的模糊性反映出。

在步骤202中，在旋转坐标系中建立投影图像的校正几何变换。几何变换的目的是补偿在投影几何形状的初始估计中的固有几何不一致。下面参考图3说明步骤202的细节，但是更通常地，通过找到最优几何变换来寻找校正几何变换。变换的优度通过为其分配相似度值来定义。通过将中间cbct图像重建的重新投影的数字重建射线照片(drr)与对应的测量的x射线投影图像进行比较来计算出相似度值，其中应用的投影几何形状对应于评估的几何变换。较高的相似度值被视为较好的校正几何变换的指示。应用用于几何变换的旋转坐标系使得能够在锥形束投影几何形状中根据几何自由度对问题的重要性来分离几何自由度。

在步骤203中，减去固定坐标系中的净几何变换。通常参考成像装置100的静态组件(比如与成像站108连接而被固定的成像装置的组件)来定义固定坐标系。通过将在步骤202中建立的几何变换从旋转坐标系线性地变换到固定坐标系来计算净几何变换。基于旋转坐标系和固定坐标系的已知的坐标轴容易地获得线性变换。在净变换被建立之后，净变换的逆从固定坐标系被线性地变换到其旋转坐标系。于是净变换的逆与旋转坐标系中的每个投影图像的几何变换参数的集合相对应。将这些值添加到在步骤202中建立的几何参数值中将导致净变换在固定坐标系中被抵消。

在步骤204中，从步骤203得到的变换参数值被应用到初始投影几何形状估计以获得校正的投影几何形状估计。特别地，在前进到步骤204之前，步骤201-203可以被迭代地重复多次。

在步骤205中，使用校正的投影几何形状估计来计算最终的cbct重建。除了步骤201-204未被应用的情况之外，以由在步骤201-204中获得的校正的投影几何形状估计来替换初始投影几何形状估计的常规的方式来计算最终的cbct重建。

图3作为示例描述了根据图2的步骤202的细节。在步骤300中，评估的几何变换被应用到旋转坐标系中的投影图像的初始几何形状。再次，坐标系被定义成与x射线源105和x射线检测器109在被考虑的投影图像的物理采集期间的空间位置和方向一致。在旋转参考系中应用变换涉及从通常定义成像几何形状的固定坐标系到执行变换的旋转坐标系的线性映射，接着是从旋转坐标系到固定坐标系的逆线性映射。作为实现的效果的简单示例，为了沿着x射线检测器109的水平轴来应用平移，投影图像的初始投影几何形状被映射到旋转坐标系并且沿着旋转坐标系的该轴以与x射线源和检测器的虚拟移动相对应的给定量被平移，并且然后被映射回到固定坐标系。在固定坐标系中表示变换的投影几何形状，并将获得的变换的投影几何形状用作后续步骤301的输入。

在步骤301中，使用在步骤300中获得的变换的投影几何形状来计算在步骤201中计算的中间cbct重建的重新投影drr图像。可以使用诸如siddon射线投射法之类的标准算法来执行drr图像的计算。在典型的重新投影算法中，算法的输入由3-dx射线表示的端点和其drr图像被计算的源图像组成，该源图像包括在相同坐标系中表示的它的空间位置和方向的知识。在所描述的设置中，该坐标系与固定坐标系相对应。在步骤300中应用的几何变换的效果是改变通过中间cbct重建的每个虚拟x射线路径的端点，这将几何变换的效果传播到获得的drr图像。

在步骤302中，评估在步骤301中获得的drr图像与步骤200中获得的x射线投影图像之间的相似度。相似度是基于使用已建立的方法(比如图像的平均平方差或它们的互相关)对图像进行逐点比较。用于评估相似度的具体的测量对所描述的方法并不重要。获得的相似度值被分配给作为步骤300的输入而给出的几何参数。较高的相似度被认为是更合适的几何变换参数的指示。

在步骤303中，通过找到与通过应用步骤300-302获得的最高相似度值相对应的参数来建立最优几何变换参数。在典型的设置中，由诸如著名的nelder-mead单纯型算法之类的合适的最小化算法来重复地评估步骤300-302，以建立最优几何变换参数。存储这些参数并且将这些参数分配到特定的投影图像，直到这些参数通过步骤201-203的重复被潜在地改变为止。

图4示出在步骤202中应用的旋转坐标系。在cbct成像装置中，c-臂部403通常支撑x射线源404和x射线检测器405。c-臂由垂直基座结构401和肩臂部402支撑。在cbct成像中，特别的是x射线束发散并且形成金字塔形状的锥形。沿着与x射线源404和x射线检测器405的中心邻接的等射线的偏移只会影响倍率因子，然而x射线检测器的像素阵列的平面内的偏移将导致被成像的对象在它的投影图像中的最大位移。从这个观点来看，本公开的方法采用旋转的uvw坐标系406，该旋转的uvw坐标系406在图像采集期间被附接到x射线源和检测器像素阵列的物理位置和方向。通过限制每个投影图像的沿着这些固有轴的投影几何形状的几何变换，可以分离几何自由度，从几何精度的意义上来说该几何自由度重要性会有所变化。计算净变换的固定坐标系由xyz坐标系407表示。

将坐标系的u轴设置为与x射线检测器的法线相一致，并且将v轴设置为与x射线检测器的像素阵列的水平轴相一致，例如，这些自由度是用于刚性变换：

1、沿x射线检测器的像素阵列的法线(u轴)的纵向位移；2、沿x射线检测器的像素阵列的水平轴(v轴)的横向位移；3、沿x射线检测器的像素阵列的垂直轴(w轴)的垂直位移；4、绕u轴的旋转(滚动角)；5、绕v轴的旋转(俯仰角)；6、绕w轴的旋转(偏航角)。

本公开的患者移动校正方法的结果是与x射线投影图像的物理采集和相应地cbct重建图像相对应的投影几何形状的改进的估计，其中几何不一致的影响被减小。

本公开的方法可以被实现作为在计算设备中执行的计算机软件。该软件在计算机可读介质上被具体化，以便该软件可以被提供到诸如图1的控制器110之类的计算设备。

如上所述，示例实施例的组件可以包括用于保存根据本实施例的教导而被编程的指令并且用于保存本文中描述的数据结构、表、记录和/或其它数据的计算机可读介质或存储器。计算机可读介质可以包括参与将指令提供给处理器以用于执行的任何合适的介质。计算机可读介质的常见形式可以包括，例如，软盘、柔性盘、硬盘、磁带、任何其它合适的磁介质、cd-rom、cd±r、cd±rw、dvd、dvd-ram、dvd±rw、dvd±r、hddvd、hddvd-r、hddvd-rw、hddvd-ram、蓝光光盘、任何其它合适的光学介质、ram、prom、eprom、闪存-eprom、任何其它合适的存储器芯片或盒带、载波或计算机可以读取的任何其它合适的介质。

对于本领域的技术人员清楚的是随着技术的进步，可以以各种方式来实现自校准医学成像装置的基本想法。因此，自校准医学成像装置和其实施例不限于上述示例；反而，它们可以在权利要求的范围内变化。