专利名称：用于准确测定定向瘤变化的医学影像系统的制作方法
技术领域：
本发明总体上是涉及医学影像数据分析，特别是自动化计算机方法，以准确测定经医学影像系统成像的定向瘤(target lesion)或多重定向瘤的变化。
背景技术：
医药领域开发出各种各样需要经FDA正式批准的产品，这种批准往往建立在从医学影像得出的测量结果上。药物开发花费最多和最耗时的一面涉及临床试验以使抗癌剂如抗癌药能得到批准。这一点对于肿瘤学领域尤其如此，当然也适用于其它药物领域。
在肿瘤学领域，现在用医学影像来评估对抗癌剂治疗的反应已经是很平常的了。许多临床试验使用对异常病变或瘤(如肿瘤)在尺寸上变化的测量结果作为评定治疗效果的主要指标。尽管病人存活率的变化被认为是在评定药物效果时的主要立足点，但是作为得到FDA批准的手段，这个衡量标准(必不可少的)与肿瘤尺寸变化这一取代它的衡量标准相比较少地被给予考虑。例如，用于治疗肺癌的药物可能根据肺中肿瘤或其它瘤尺寸减少速率这一标准进行评定。
RECIST(实体瘤的疗效评价标准)规范是一种正式的、已经建立的用于测量肿瘤尺寸变化的方法。RECIST包括一组公开的规则，这些规则定义了在治疗期间什么时候癌症病人状况属于得到改善(“有反应”)、什么时候属于无变化(“稳定”)，或什么时候情况属于严重(“恶化”)。该标准经国际合作公开，所述合作包括欧洲癌症研究和治疗组织(EORTC)、美国国家癌症协会(NCI)和加拿大国家癌症协会临床试验组。(见Therasse，et al.，“New Guidelines to Evaluate the Responseto Treatment in Solid Tumors，”Journal of the National Cancer Institute，Vol.92，No.3，Feb.2,2000，205-216.)。目前，大多数评定实体瘤对癌症治疗的客观反应的临床试验都是使用RECIST。
RECIST标准的要素是使用单一空间测量结果，其中选择含有肿瘤最大横截面直径的影像，并从这个影像得到一维的最大测量结果。然后将该一维测量结果与在另一特定时间同一肿瘤的相似影像相比，从而评估反应情况。根据RECIST，完全反应定义为肿瘤的消失，部分反应定义为尺寸减小30％，进展定义为肿瘤尺寸增大20％。RECIST不检测尺寸小于1cm的瘤。
在进行任何测量时，准确性是一个很关键的问题。不幸的是，目前用于评定肿瘤对治疗反应的RECIST方法受到很大限制，因为其没有考虑测量的准确性。结果，该方法需要观察大量在一维测量中发生的变化以判定是否对治疗有反应。这种对如此大量的变化的需要使该方法不能可靠地测量肿瘤尺寸。
在以前的标准操作中，由放射线工作者进行的测径器测量也可用于测量肿瘤尺寸。测量的准确性通过熟练放射线工作者在测量模型(phantom)或实际瘤时的测量变率进行评测。与人工测量肿瘤长度相关的错误可能会相当大。类似地，由于不能可靠地在瞬间即分开的扫描上选择相似影像，因此必须依赖大量的变化，目的是肯定这种变化是真实的，而不是一种测量错误。
总的来说，目前的方法都没有提供具有本发明步骤的、能准确测定的方法，本发明方法使用测定体积的方法来测定尺寸。目前的方法在一个切面上测量肿瘤的长度，并仅在一个或两个方向上进行测量，而不是测量与肿瘤相关的所有三维元素。
发明内容
本发明提供了一种自动化方法用于确定体积变化测量的误差范围。身体某部分经扫描后得到第一组影像数据。识别影像数据中的定向瘤。该身体部位随后再次被扫描得到第二组影像数据。识别在该第二组影像数据中的定向瘤，并且在第一组和第二组影像数据中测量定向瘤的尺寸以确定对应于第一和第二组影像数据的两个表观影像体积。尺寸上的变化通过对比所述第一和第二组表观瘤的尺寸进行估测。估测尺寸变化上的差异，从而来确定尺寸测量中的变化范围。
一方面，本发明提供了一种缩短临床试验时间的方法，通过提供一种在更短时间间隔内得知肿瘤是否有反应的准确方法。
另一方面，本发明提供了一种能确切测量肿瘤较小程度变化的方法。
尽管本发明的新颖特征在权利要求中进行了详细阐述，但是本发明(不论对于结构还是内容)下述结合图进行的详细说明可更有助于理解和明白本发明，及本发明其它目的和特征，其中图1显示了用于准确测定评估定向瘤变化的系统的简化方块图，该定向瘤经根据本发明一个实施方案构建的影像系统成像；图2是根据本发明的一个实施方案构建的用于确定影像测量误差范围的自动化方法的高标准功能化方块图；图3是根据本发明的可选择实施方案构建的用于确定影像测量误差范围的方法的另一个实施方案的高标准功能化方块图；图4图解形式显示了整个肺(large pulmonary)的CT影像切片；图5图解形式显示了在CT影像上的叠加成像而可视化瘤边界方法；图6图解形式显示了在CT影像上的叠加成像而可视化瘤边界方法的替代方案；图7A和图7B图解形式显示了在不同时间获得的在CT影像上的叠加成像而可视化瘤边界方法的另一个可选择的实施方案；图8A和图8B图解形式显示了在不同时间获得的在CT影像上的叠加成像而可视化瘤边界方法的又一个可选择的实施方案；图9A和图9B图解形式显示了在不同时间获得的在CT影像上的叠加成像而可视化瘤边界方法的另一个实施方案；图10图解形式显示了在CT影像上的叠加成像而可视化瘤边界方法的另一个可选择实施方案；图11图解形式显示了在CT影像上的叠加成像而可视化瘤边界方法的又一个可选择实施方案。
具体实施例方式
首先，应该引起注意的是，尽管本发明详细描述了分析医学影像数据的特定系统和方法，如放射医学数据，但是这并不是进行限定，只是用于说明，本发明也可被用于分析其它类型数据。
本发明建立在成像技术的前沿知识基础上，这些技术现在已经能扫描肿瘤，从而可以成像整个肿瘤体积。在过去十年中，通过利用3D体积测量计算机算法从CT影像测量肿瘤尺寸的方法已经取得重大进步。此外，现在影像可以各向同性地获得，即解析度(resolution)在x、y和z方向上几乎是相同的。改进的(advanced)影像处理允许肿瘤与周围结构进一步分割，对肿瘤边界具有更好的定义，从而得到改进的测量结果。
本发明将较高解析度成像技术与改进的成像方法结合起来，从而更准确地比较肿瘤。在该方法中，可以测量到更小程度的变化，同时对测量肿瘤尺寸变化依然有把握。此外，可以通过测量体积来测量变化，而不是简单地使用单一一维测量。通过该方法，可以对数据进行更完整的评估。
测量准确性依赖于许多因素。通过估计与这些因素相关的误差，则可以判定任何具体肿瘤测量的准确性。作为了解测量准确性的结果，可以提供关于肿瘤尺寸变化的更小范围以预测重病。因此，通过利用准确性分析可以尽早地、可靠地确诊重病，使用的是肿瘤更小，但更准确的尺寸变化，而不是使用现有的RECIST标准。
一个被称作ELCAP管理系统(EMS)的现有临床试验数据管理系统可以有利地用在本发明的方法中。EMS提供了试验管理系统的所有方面，包括远程放射工作者识别和影像数据的电脑分析。EMS的特点在于能更有效和及时地管理临床试验，从而使进行试验的时间更短，同时使用更准确的数据测量和较好的质量控制。由于在试验进行处缺少病人治疗监控而导致的临床试验特征遗失的数据的量也可以通过使用带有实时反馈和报告的基于网络的系统而得到改善。除了自动化方法，一种要求放射线工作者手工绘制某些描述性边界以对面积或体积测量进行限定的半自动方法将提高整体的再现性和准确性。
现在参考图1，其显示了用于准确测定定向瘤变化的自动化系统的简化方块图，定向瘤经根据本发明一个实施方案构建的影像系统成像。影像系统2在不同的时间t1和t2产生影像数据。在时间t1产生的影像数据中的定向瘤5也出现在随后的、在时间t2时产生的影像数据中，定为定向瘤5A。瘤(lesion)5和瘤5A是同一个瘤，但是这里认为出于示范性目的用抗癌药进行治疗后，定向瘤在不同时间的体积大小是不同的。该影像数据经在计算机处理器6中运行影像处理软件7进行处理。定向瘤可以包括肿瘤、结节等。所述影像也可以包括校正设备10，这将在下面进一步详细讨论。
所述医学影像系统2可以有利地包括任何已知的医学影像系统。一些有用的已知的影像系统包括计算机断层扫描仪、磁共振成像、正电子发射影像系统、X射线成像系统血管性介入和血管镜/血管造影步骤、超声影像系统和等价医学影像系统。经扫描的定向瘤5可以有利地包括世界卫生组织(WHO)和RECIST标准明确指出的肿瘤类型，包括乳房瘤、肺瘤、黑色素瘤、结肠瘤、卵巢和肉瘤。
在本发明一个有用的实施方案中，软件7自动操作，准确测量定向瘤5的尺寸和体积。通过这个方法，如果获得定向瘤5的影像数据之间有时间上的差别的话，就可估测体积上的变化。本发明的方法测定了与每一个测量相关的误差的程度，目的是估测体积，并最终估测体积的比例性变化。在计算机控制下进行的自动化方法具有精确的重复性。校正方法估测了由伪影导致的测量误差。模型、模拟和真实的结节(nodules)用于根据不同结节和它们在影像(如CT影像)中的相应外观来表征其测量准确性。
要评估瘤的多种特征以决定在基于其表观体积上的给定体积的测量变化。测量将根据瘤对背景的信号的不同发生变化。测量误差变异可有利地包括对瘤(如具有特定边缘特征的结节)各种部位的估测。
因此，对于针对特定边缘给出的边界定义，可以根据测量的变异进行估测。如下所述，也可有利地估测其它因素，包括相邻结构与定向瘤连接的程度，和临近结构对体积估测可能产生的影响。测量设备的特征也可包括影响误差变异的因素。体积测量也会受到影像系统本身的内在辨析率和存在在影像中的噪音的数量的影响。
空间校正标准的校正方法包括模型扫描和噪音量的测量、伪影和影像失真。模型是具有已知尺寸的人造物体。由于影像系统如CT扫描仪的物理特性，这些因素是空间依赖的。也就是说，测量误差根据测量在体内进行的位置和身体在扫描仪内的位置而变化。目前的操作还不能利用这些因素，但是可以使用制造商提供的传统的全体失真图(conservativeglobal distortion figure)。
通过对模型研究，则对于某给定的影像系统来说，可以针对人体所有相关部位有利地建立能表征影像失真程度、伪影和噪音的图。一旦建立，该图可以用于判定肿瘤测量中更准确的测量误差范围。
误差校正通过CT影像对肿瘤尺寸进行的准确的电脑测量采用了某算法以判定瘤和其它组织连接点的确切位置。该算法可以处理许多不同类型的瘤，并使用不同的策略来解决不同的情况。误差估测的建立是影像形式和针对这个影像采用的具体算法处理方法基础上的。本发明的一方面，数据库是针对每一个可辨认的影像失真而产生的，而测量误差估测是从该数据库内统计学变差得出的。
根据本发明，用于系统误差估测的方法包括(a)对经校正的模型的CT影像的测量，和(b)对病人实际瘤的多重扫描结果的测量。在一个有用的实施方案中，对缓慢生长的瘤的测量可以通过短间隔的扫描而获得。
作为另一个实施例，可以以非常短的时间间隔扫描得到瘤的重复影像，而不管生长速度如何，从而得到建立在基本不变的瘤基础上的误差估计。这种重复影像可以在切片检查过程中获得，其中在几秒内就可获得瘤的多重影像。此外，当人参与该测量过程中时，由于人因素导致的变异或误差可以通过涉及模型或经重复扫描的瘤的人为观察者试验(human observer trials)而获得。
与特定几何位置(如，与胸壁相连的结节)相关的误差可以通过对模拟该位置的一组模型多重成像来估测。人工模型扫描结果之间的变异可以用于针对每一个具体试验的位置来表征其误差范围。
通过对模型影像的多重测量，可以获得扫描仪系统变异参数的良好特征。例如，扫描仪重建特性例如，点扩散函数可以通过对模型研究和实验分析而准确判定。但是，模型数据不能模拟所有位置，因为某些结节具有在密度上很难建立模型的微妙差别。在这种情况下，对很多这样的、没有明显生长的结节进行多重扫描就可以用于创建结节数据库。做到这一点的一个方法是对比同一瘤在很短时间间隔内扫描得到的两个结果。然后，所述结节数据库就可被用来测量两个扫描结果之间的测量变异，目的是估测不同结节某给定种类的测量误差。
特定的影像问题会产生特定的伪影。例如，心脏运动会造成三维影像形状中z方向上的波动。另一个例子是在顶部的骨骼会产生过量的噪音。可以识别出上述和其它特别情形，并且误差范围可以从相似情况下的数据库中估测得到。
当需要人工干预时的误差估测在某些比较难成像的位置，放射线工作者可能会对结节分割处理进行干预。然后，通过电脑算法进行的进一步处理会使放射线工作者对两次扫描结果的判断之间的差别一致。测量变异的估计特别归功于放射线工作者通过建立这种情况下的数据库进行的干预。一旦判定了所有测量误差的来源，就可以计算出总体测量误差。
现在参考图2，根据本发明的一个实施方案，该图显示了用于确定尺寸测量变化误差范围的自动化方法的高度功能化方块图。用于判定体积测量变化误差范围的自动化方法包括如下步骤在步骤20，用影像系统扫描身体部位，得到第一组影像数据；在步骤30，在影像数据中识别至少一个定向瘤；在步骤40，重新扫描身体部位以得到第二组影像数据；在步骤50，在第二组影像数据中识别至少一个定向瘤；在步骤60，测量在第一组影像数据和第二组影像数据中成像的至少一个定向瘤以判定对应于第一组影像数据的第一表观定向瘤尺寸和对应于第二组影像数据的第二表观定向瘤尺寸；在步骤70，通过对比第一和第二表观瘤尺寸来估计尺寸变化；和在步骤80，估测尺寸变化上的变异以判定尺寸测量中变化的范围。
在步骤80中对尺寸变化的变异进行估测这一步骤可以有利地包括对许多影响测量准确性的因素进行评估的结果。可以采用标准的统计学方法来估测或判定影像测量变异和其它在本发明中讨论的误差测量。这样的技术包括，如线性回归、随机效应模型，等等。
影响测量准确性的因素包括误差主要来源如结节形式、扫描仪参数、病人因素、算法和操作者因素。它们中的许多是相互作用的。例如，对结节边界的定义依赖于结节组织、扫描仪的点扩散函数、病人移动和其它因素。对误差变化的估测是利用针对误差因素的影像模型并从对影像模型的测量和病人的测量获得这些模型的参数，也通过计算机模拟。对同一病人进行成对观察也可用于减少误差。
结节形状因素的例子包括a.密度分布特征，如i.均匀或可变分布特征，和/或ii.实体组织或弥散组织特征。
b.结节几何形状特征如i.球形或复杂形状，其复杂度可以估计，例如作为表面积对体积的比率，标准化为球形(＝1)，ii.多重组分的形状，iii.腔，和/或iv.类似(close to)重建分辨率的细小特征。
c.表面特征如结节是否粗糙(即，具有复杂的表面)或光滑，其中粗糙的表面意味着高平均曲率。
扫描仪参数的例子包括a.重建分辨率进一步包括切片厚度、重叠和/或面内像素(pixel)大小，b.X-射线能量(剂量)kVp和mAs，c.重建滤波器，d.龙门架(gantry)的转速，e.工作台(pitch)速度，f.空间变化的点扩散函数，和/或g.校正。
病人因素的例子包括如下这些
a.扫描区域在身体中的位置，b.身体的尺寸c.吸气程度，d.吸气运动(特别是在肺的底部)，e.小幅度肌肉痉挛，f.肺顶部，例如，调斑(streaking)伪影，和/或g.与结节相邻的肺组织的健康状况，注明是否存在疤痕、肺气肿或其它与健康相关的病症。
操作者因素来自操作者，其在结节测量过程中起辅助作用。例如，操作者可能要人工改变经估测的结节范围，给测量误差带来可测量的因素，这一点可以通过观察者研究而来表征。
完全自动化的算法通常具有与内在决定点(decision points)接近的位置。例如，自动化算法可能会将瘤周围的肿块当成是相连的血管或当成是结节的一部分。算法可以被设计成用来指示它们操作离决定点多近，从而指示与落在决定点另一侧相关的误差因素。
一旦某影像区域被确定可代表结节，则测量的变异就可以通过考虑如下列所述的影像模型因素进行估计1.密度低变差与均匀实体组织密度分布有关。高变差与高影像噪音和低或空间变化密度分布有关。
2.形状低变差与球形形状有关，高变差与含有许多肿块或腔的高度不规则形状有关。
3.表面特征在结节的边界(边缘)，低变差与高影像梯度有关，高变差与低影像梯度有关。更低变差与光滑表面有关，而高变差与具有高曲度的不规则表面有关。结节和其它相关实体结构如血管或胸壁(在这里有非常少或根本没有边界的影像梯度迹象)之间的边界区必须用不同的方式处理。对于低变差，这些边界区应当在影像分割算法的两个扫描结果间相匹配。既然这些区域不能如梯度边缘那样被准确判定，因此非梯度与梯度边缘表面积的比率直接与变异相关。参考后面的图4-图11在此讨论根据本发明进行的边界的分配和边界准确性的合并(incorporation)。
4.尺寸通常，结节越大，部分立体像素(voxels)的比例越小，体积估计越准确。低变差与大结节有关(或非常细微的扫描仪辨析率)，而大变差通常与较小结节有关(假设相似结构复杂度(形状))。
经估测的变差可能用到的情况包括A.当两个扫描结果都是可用的时，所有影像数据和参数都被认为是提供了经估测的生长速率的范围。
B.当只有一个扫描结果是可用的时，经估测的变差被用于判定等候进行第二次扫描的最小时间，目的是得到具有临床重要意义的决定。其是在测量误差范围内测量恶性生长速率的时间。
在某些情况下，要在单一影像而不是从一组影像估测得到的体积的二维(2D)面积上测量尺寸。
在本发明优选的实施方案中，每一步都是经合适的软件进行的，该软件允许医学工作人员的参与。本发明的一个实施方案进一步包括在影像数据中定义至少一个定向瘤边缘的步骤。边缘定义可以通过对至少一个定向瘤采用阈值和/或梯度函数来判定该边缘的边界。为了进一步帮助诊断，使用的软件采用了本领域已知的自动分割和分级技术来确定来自经影像系统成像的身体部位(如肺)的边界和片段特征，包括异常。
在另一个实施方案中，本发明的方法包括自动估测某特定结构运动程度这一步骤。在另一个有用的实施方案中，本发明的方法包括针对特定结构自动估测运动程度这一步骤，包括测量表面结构和定向瘤外部结构的变化程度。在肺中，根据定向瘤的位置与心脏距离的远近，所述运动程度的变化非常明显。
在另一个有用的实施方案中，木发明的方法包括自动匹配在不同时间获得的至少一个定向瘤的相应影像这一步骤。例如，该软件可能选择在影像中具有最大尺寸的定向瘤，并将其与在第二个、接下来获得的影像中的可比定向瘤对比。尺寸测量可以有利地包括瘤的长度、面积和三维体积。
在另一个有用的实施方案中，本发明的方法包括选择具有最大面积的至少一个定向瘤作为目标，并找到一个在接下来的时间获得的可比目标的步骤。
在另一个有用的实施方案中，本发明的方法包括利用至少一个模型、噪音测量、扫描仪伪影和影像失真来空间校正影像系统的步骤。
现在参考图3，该图显示了用于确定影像测量误差范围的方法的高度功能化方块图。根据本发明的一个实施方案，该方法的步骤包括在步骤120，用影像体统扫描身体部位，产生一组影像数据；在步骤130，测量成像在该组影像数据中的至少一个定向瘤，从而判定对应于该组影像数据的表观定向瘤尺寸；在步骤140，估测第一个表观定向瘤尺寸的至少一个误差变化，从而对整体测量准确性的估测进行判定；在步骤150，利用所述整体测量准确性的估测来判定定向瘤尺寸的范围；和在步骤160，在整体测量准确性的估测的基础上判定时间范围以进行第二次测量，表明临床变化。
本发明这一方面涉及的方法优选通过使用安装在个人计算机上的软件完成。在本发明优选的实施方案中，预示重病的定向瘤的尺寸变化比RECIST标准规定的要小。估测至少一个误差参数的步骤有利地包括(a)计算通过电脑断层扫描仪得到的经校正的模型的影像测量误差，和(b)计算对病人瘤多重扫描结果的测量误差。
在本发明另一个有用的实施例中，所采用的软件进一步包括处理程序模块以获得由于人的参与导致的变异，使用的数据来自用模型或已知尺寸的、经反复扫描的瘤进行的人作为观察者试验。
在一个实施方案中，所述那组误差因素包括至少一个选自下列的因素影像设备的点扩散函数和相关的重建滤波器；扫描仪参数；由与结节在同一影像平面上的高密度物体造成的伪影；病人运动；病人体位在两次扫描之间的变化；当扫描肺时，身体状况或吸气量的变化；结节的尺寸；与结节相连的容易造成混淆的结构；结节密度变化；
扫描仪校正；对结节边界的定义；和当熟练工作者参与测量过程带来的操作者变异。
所述的扫描仪点扩散函数可以通过使用校正模型得到的一组测试扫描结果进行估测。该扫描仪点扩散函数也可通过扫描利用病人的3D校正模型.因为模型尺寸是已知的，所以扫描提供了用于估测由于扫描工作者参数导致的任何偏差的信息。然后该偏差信息可被用于影像数据以缩小由于扫描工作者参数导致的误差。
通过使用了两个参数设置的一组模型扫描结果可以测量至少两个扫描结果之间的不同扫描工作者参数，从而估测由于参数不同而导致的体积偏差。理想的操作是使用具有相同参数的两个扫描结果。
伪影可有利地通过计算基于在感兴趣的目标部位中的空间频率组成上的影像噪音指数来表征，为如结节或肿瘤。伪影也可通过用模型进行的一致性研究得到的数据进行表征，所述模型具有相似的噪音指数，并且其它参数提供了对变差的估测。
病人在扫描期间的运动会影响结果。病人运动的常见形式包括心脏运动、病人肌肉痉挛、呼吸、脉搏振动或其它形式的在定向瘤(如结节)扫描期间的病人运动。例如，经心脏跳动表征的病人运动误差是通过在成像的结节表面上z轴方向重复的变化而探测到的。除了病人运动外，病人体位也影响影像结果。在两次扫描中病人体位的变化是通过对比在不同时间进行的至少两次扫描之间的3D刚体(rigidbody)体位的相配性测量的。
病人病情的变化可以通过两次扫描结果之间的3D匹配进行测量。呼吸误差的变化可以通过利用对扫描对数据表的研究进行估测。对于呼吸上大的变化，对扫描对数据表的研究可被用来估测这种情况引起的偏差和变异。
当定向瘤为结节时，结节尺寸误差通常可以通过使用了不同尺寸的模型研究进行表征，以判定某给定的结节尺寸的内在测量误差。相似地，由相连结构导致的误差可以通过进行多重扫描得到的模型数据和相连结构在不同条件下的测量变差进行表征。相连结构包括如器官连接物或密度相似器官的附件。由相连结构导致的误差可有利地通过来自已知大小的结节的数据进行表征，该结节具有用于对比分割一致性的多重扫描结果和附件。
由于扫描工作者校正导致的误差也可以通过使用局部影像统计中的影像噪音的直方图调整法进行表征。由于扫描仪校正导致的误差也可以通过使用用身体部位扫描的校正模型进行表征。
在一个实施方案中，由结节边界定义导致的误差可以通过对比结节边界图与点扩散函数来表征。由结节边界定义导致的误差也可以通过进行模型研究表征，以判定不同条件下体积估测中的变差。由结节密度导致的误差可以通过对比已知尺寸的慢生长瘤的多重扫描结果来表征。
在另一个实施方案中，由于操作者变化导致的误差可以通过人观察者研究进行测量，该研究需要许多放射线工作者参与，并估测不同成像质量条件下这些人的变差。
如上所述，在进行测量时有多种误差来源。当进行扫描时选择某种操作模式，如保持切片厚度不变可以控制某些误差因素。其它因素为扫描仪内在因素，如扫描系统的调制传递函数(MTF)。在某些情况下，这样的内在因素如MTF可能会被扫描系统制造商详细指出来。目前，还没有针对用于癌症相关测量的成像方而的被普遍承认的标准。然而，误差因素对测量准确性的影响足以提高一个给定的、使用误差变异测量的可信度水平，并且测量准确性测量可以根据本发明讨论的进行估测或推导。获得测量准确性更高可信度的另一方法是每一次都用校正设备扫描病人。
再次参考图1，无论病人什么时候被扫描，当要进行体积估计时，本发明任选地包括使用校正设备10。所述校正设备可以包括人造模型，该模型在病人扫描的同时也被扫描。通过该方法，人造模型将与病人经受同样的扫描参数。该校正设备可以放在扫描中心处，和/或，此外，可以将校正设备交给病人，让他们随身携带该设备。该校正设备有利地含有一组不同大小的人造模型。所述人造模型可以包括一组经高度校正的球形物体，和一组较复杂的结构。
在一个实施方案中，可以将所述校正设备放置在丙烯酸或塑料铸件中，可以相当小。例如，尺寸范围为约2cm×2cm×2cm的很容易携带相当于标准信封、普通的书或相似物品大小的设备可根据所需尺寸使用。在某些扫描情况下，较大或较小设备也是合适的。其它校正设备可以包括已知大小和/或密度的电线、珠子、杆或类似物品。该设备可以在扫描时放在病人身上经受相同的扫描参数。然后测量模型内的物体。使用不同大小和类型的多重物体(在大小和密度上经高度校正的)可以进行变异测量以用于考虑偏差和可重复性。在这个方法中，当对给定的病人进行扫描时，可以通过使用特定的仪器设置估测给定扫描仪的测量准确性。通过使用其它已知的关于该扫描设备的信息使测量准确性进一步得到提高，如上而讨论的MTF等内在因素。
本发明方法的一个替换的实施方案可以使用体内校正设备或装置。例如，已知尺寸的电线、珠子、导管、可移植设备或相似物品可以放在病人体内用于校正或其它医疗用途。这种体内设备或元素可以用于校正扫描结果并将在不同时间得到的扫描结果和误差联系起来，将不同扫描情况之间联系起来，或两种情况都包括。
现在参考图4，该图为通过大肺结节CT影像切片图。CT影像214显示肺结节202，该结节含有在肺部204的208区中基本连在一起的块。其它身体特征包括脊髓部分206和其它与肺相连的特征210和212。肺结节202典型地包括从结节发出的针状体，图6清晰地显示了这一点。
本领域技术人员明白典型的CT影像往往不清晰显示瘤(如结节)和周围特征的定义边界。
现在参考图5，结节边界可视方法被大体显示在重叠成像的CT影像上。在优选的实施方案中，不同的虚线218、220和222代表了彩色编码的边界，说明是误差来源区。在一个实施例中，虚线220可能对应于浅绿色边界，说明这里是良好定义的结节边(如，具有高度影像梯度)；因此，绿色边界的预料误差就很小。虚线222对应于浅红色边界，说明这个区域的影像梯度低，或者说明这个区域具有瘤的很微小的特征(称作针状体)，因此可从体积估测中忽略。低影像梯度或针装物的存在减小测量的准确性。虚线218对应于浅蓝色边界，说明这个区域具有非常少或没有边界的影像梯度证据。这种情况下，放射线工作者可以被允许使用交互软件来人工判断边界的位置。具有低影像梯度的区域会是产生最大边界定位误差的来源。采用这样的方式，结节边界的放置准确性被可视化了，从而指明误差来源和误差可能的大小。
在本发明一个实施方案中，彩色编码的边界可以通过已知的图形软件技术结合本发明公开的信息自动绘制在显示器上。例如，可以在与给定边界(由寻找边缘软件确定的)相关的误差和相关误差变差或其它参数(根据上述公开的内容确定的)的基础上选择颜色。可以给出合适的关键词或说明以帮助操作者解释显示出的结果或影像。
现在参考图6，其为结节边界可视方法的另一个可替换实施方案，该方案以示意图形式在CT影像中重叠显示。在这个可替换的实施方案中，结节可有利地包括着色的边界线，包括例如黄色224、浅蓝色218、浅绿色220和浅红色222，这里的颜色由不同类型的虚线表示。包围区域208的双边界线可被用于说明误差的估测范围。即，真正的结节边界被认为是在双边界线内。在这个实施例中，黄色224用于勾画细微的特征，如针状物，这些细微的特征被认为是结节的组成，但是在测量处理涉及结节体积时将其忽略了，因为它们也是测量误差的很大来源。
这样的针状物包括复合体(但是不包括医学上无关紧要的结构)，根据本发明方法，这些复合体经统计学处理，作为逸出值。这样的结构通常是长且细的，但是体积很小。通常，不理会与高度误差有关的小体积结构，从而不会歪曲测量准确性结果。
现在参考图7A和图7B，其为结节边界可视方法的另一个可替换实施方案，该方案以示意图形式重叠显示在在不同时间得到的CT影像中。这里，要用到与上述提到的可视方案相似的方案，其中，可获得瘤的至少两个扫描结果，并且其中扫描结果之间的差别也可被可视化。
图7A显示了第一次得到的结节202A的第一个CT影像214A，图7B显示了第二次得到的同一结节202B的第二个CT影像214B。将彩色编码的边界218A、220A和222A应用到第一影像214A中，然后采用上述参考图5和6描述的技术。将彩色编码的边界218B、220B和222B应用到第二影像214B中，然后采用上述参考图5和6描述的技术。
现在参考图8A和图8B，其为结节边界可视方法的另一个可替换实施方案，该方案以示意图形式重叠显示在在不同时间得到的CT影像中，其中结节的生长或其它尺寸变化是可视的。这里，将第一影像的边界218A、220A和222A重叠在从第二影像获得的边界218B、220B和222B上。所得的覆盖图被显示出来(显示在电脑监视器或其它合适的显示器上)，从而提供了结节尺寸的可视性变化，以及对对应于彩色条码边界的测量准确性的说明。
得益于本发明公开内容的本领域技术人员可以理解，本发明公开的边界技术并不限于实施例。这些可视化方法有许多可能的变化，包括1.将得自所有影像切片的结节的3维透视图加上标记，2.使用透明的(如，着色的)标记，以使其下面的结构也能被观察到，3.使用深色线标记，4.使用标上刻度的标记，使距离能被定量地观察到，5.加入距离标度和文本说明，从而体现出定量测量，和/或6.上述变化的任意组合。
现在参考图9A和图9B，其为结节边界可视方法的另一个可替换实施方案，该方案以示意图形式重叠显示在在不同时间得到的CT影像中，其中结节的生长或其它尺寸变化是可视的。这里，交叉阴影线区301A和301B是结节大小在两个CT影像214A和214B之间变化的区域。例如，该交叉阴影线区可有利地例如以鲜红色显示在彩色监视器上。其它颜色也可以施用。
现在参考图10，其为结节边界可视方法的另一个可替换实施方案，该方案以示意图形式重叠显示在代表了另一个实施例的CT影像中，其中结节的生长或其它尺寸变化是可视的。这里，交叉阴影线区303、305、307和309可以以各种颜色显示，说明已经发生了变化，以及以什么样的可信度变化。在一个实施例中，区域303对应于黄色区，该区代表了与最初肿瘤尺寸估测相关较高程度的变化。区域307对应于绿色区，涉及与第二次测量有关的尺寸的不确定性。区域307对应于红色区，代表该区具有高度变化可能性。区域309对应于蓝区，该区表示在某些测量会发生重叠的区域。这个图也设定了一个模型，用于告知我们当要测量响应时如何操作。此外，可有利地选择中心点320，从而可以对块的各种象限(quadrants)320A、320B、320C和320D进行变化估测。在一些体积中，所述变化可能会比其它变化大得多，并且确信度也不同。
现在参考图11，其为结节边界可视方法的另一个可替换实施方案，该方案以示意图形式重叠显示在CT影像中，同样也代表了另一个实施例，其中结节的生长或其它尺寸变化是可视的。图11基本与图10相同，另外还加入了边界线313，该线与其中变化不能被可靠测量(而是没用变化可被可靠地判定)的结节的那部分放在一起。这使结节其它部位能够得到分析。
尽管本发明已经解释和描述了本发明的具体实施方案，但是对于本领域技术人员来说，可以对本发明进行许多修改和变化。因此，应该理解的是，随附的权利要求用于保护所有这样的修改和变化，它们落在本发明主题和保护范围内。
权利要求
1.一种用于确定尺寸变化测量误差范围的自动化方法，该方法包括的步骤为用影像系统(2)扫描(20)身体部位，得到第一组影像数据；在影像数据中识别(30)至少一个定向瘤(5)；重新扫描(40)身体部位以得到第二组影像数据；在第二组影像数据中识别(50)至少一个定向瘤；测量(60)在第一组影像数据和第二组影像数据中成像的至少一个定向瘤(5)以判定对应于第一组影像数据的第一表观定向瘤尺寸和对应于第二组影像数据的第二表观定向瘤尺寸；通过对比第一和第二表观瘤尺寸来估计尺寸变化(70)；和估测尺寸变化上的变异(80)以判定尺寸测量中变化的范围。
2.根据权利要求1所述的方法，其中该尺寸测量包括选自下列的至少一个尺寸测量瘤的长度、面积或三维体积。
3.根据权利要求1所述的方法，该方法进一步包括通过根据影像测量变异调整至少一个定向瘤的表观影像体积来定义至少一个定向瘤(5)的边缘的步骤，以产生至少两个经调整的影像体积。
4.根据权利要求3所述的方法，其中定义至少一个定向瘤(5)的边缘的步骤进一步包括将阈值和/或梯度函数应用到该至少一个定向瘤的步骤，以确定边缘的边界。
5.根据权利要求1所述的方法，其中估测影像测量变异(80)的步骤进一步包括测量至少一个定向瘤(5)的大量特征、测量相邻结构的特征、影像系统特征的步骤，所述影像系统特征包括其内在辨析率和影像中存在的噪音的量。
6.根据权利要求1所述的方法，其中每一个步骤都是通过使用允许医学工作者参与的合适软件(7)进行的。
7.根据权利要求1所述的方法，该方法进一步包括针对特定结构自动估测运动程度的步骤。
8.根据权利要求6所述的方法，其中针对特定结构自动估测运动程度的步骤包括测量表面结构和定向瘤外的结构的变化程度。
9.根据权利要求1所述的方法，该方法进一步包括自动匹配至少一个定向瘤在不同时间获得的相应影像的步骤。
10.根据权利要求9所述的方法，该方法进一步包括选择具有最大面积、最大长度或最大体积的至少一个定向瘤作为目标，并找到在接下来的时间获得的可比目标的步骤。
11.根据权利要求1所述的方法，该方法进一步包括用至少一个模型(10)空间校正影像系统和测量噪音量、伪影和影像失真的步骤。
12.根据权利要求11所述的方法，其中空间校正这一步骤进一步包括对于给定扫描仪针对人体相关区域进行模型研究这一步骤以建立表征噪音、伪影和影像失真程度的图；并利用该图确定定向瘤(5)的测量的测量误差范围。
13.根据权利要求1的所述方法，其中身体部位是肺(204)，该方法进一步包括将肺其它特征与至少一个定向瘤自动分割的步骤。
14.根据权利要求1所述的方法，其中所述影像系统选自计算机断层扫描仪、磁共振成像、正电子发射影像系统、X射线成像系统、血管性介入和血管镜/血管造影步骤或超声影像系统。
15.一种测定影像测量误差范围的方法，该方法包括下述步骤用影像系统扫描身体部位产生一组影像数据(120)；测量在这组影像数据中成像的至少一个定向瘤以确定对应于这组影像数据的表观定向瘤尺寸(130)；估测该表观定向瘤尺寸的至少一个误差变差以确定对总体测量准确性的估测(140)；使用该对总体测量准确性的估测来确定靶向瘤的范围(150)；和确定基于该对总体测量准确性估测上的时间框架用于进行指示临床变化的接下来的测量(160)。
16.根据权利要求15所述的方法，其中说明重要事件(significant event)的至少一个定向瘤的尺寸变化比RECIST标准规定的小。
17.根据权利要求15所述的方法，其中估测至少一个误差变差的步骤包括(140)下述步骤(a)从经校正的模型的计算机断层扫描仪影像计算测量误差，和(b)从病人瘤的多重扫描结果计算测量误差。
18.根据权利要求15所述的方法，该方法进一步包括由于通过利用模型或经反复扫描的瘤的人观察者实验的人参与获得的误差变差步骤。
19.根据权利要求15所述的方法，其中估测至少一个误差变差(140)的步骤包括估测由于选自以下至少一个因素带来的误差影响影像设备的点扩散函数和相关的重建滤波器；扫描仪参数；由与结节在同一影像平面上的高密度物体造成的伪影；病人运动；病人体位在两次扫描之间的变化；当扫描肺时，身体状况的变化或吸气量；结节的尺寸；与结节相连的容易造成混淆的结构；结节密度变化；扫描仪校正；对结节边界的定义；和当熟练工作者参与测量过程带来的操作者变异。
20.根据权利要求19所述的方法，其中扫描仪的点扩散函数是通过用校正模型得到的一组测试扫描结果估测的。
21.根据权利要求19所述的方法，其中所述扫描仪点扩散函数是通过扫描利用病人的3D校正模型(10)估测的。
22.根据权利要求19所述的方法，其中至少两个扫描结果之间的不同扫描工作者参数是使用了两个参数设置的一组模型扫描结果测量的，从而估测由于参数不同而导致的体积偏差。
23.根据权利要求19所述的方法，其中用病人进行的三维模型扫描提供了估测偏差的信息，从而减少由于扫描者参数导致的误差。
23.根据权利要求19所述的方法，其中伪影通过计算基于结节区空间频率组成上的影像噪音指数来表征。
24.根据权利要求19所述的方法，其中所述伪影通过使用具有相似噪音指数的模型(10)的一致性研究进行表征，并且其它参数提供了对变差的估测。
25.根据权利要求19所述的方法，其中病人运动误差是由心脏运动或脉搏振动表征的，该心脏运动或脉搏振动是通过在成像结节表面上z轴方向重复的变化探测的。
26.根据权利要求19所述的方法，其中病人运动选自结节扫描期间心脏运动或病人肌肉痉挛。
27.根据权利要求19所述的方法，其中两次扫描中病人体位的变化是通过对比该至少两次扫描之间的3D刚体体位的匹配性测量的。
28.根据权利要求19所述的方法，其中呼吸误差的变化是通过利用对扫描对数据表的研究估测的。
29.根据权利要求19所述的方法，其中结节尺寸误差是通过使用不同尺寸的模型研究进行表征的，以判定某给定的结节尺寸的内在测量变化。
30.根据权利要求19所述的方法，其中由于相连结构导致的误差通过使用在不同条件下进行多重扫描和测量变差的相连结构的模型数据进行表征。
31.根据权利要求19所述的方法，其中由于相连结构导致的误差是通过具有附件的结节的真实数据和用于对比分割一致性的多重扫描结果进行表征的。
32.根据权利要求19所述的方法，其中结节密度导致的误差是通过对比多重扫描结果来表征的。
33.根据权利要求19所述的方法，其中由扫描仪校正导致的误差是通过使用两次研究柱状图匹配进行表征的。
34.根据权利要求19所述的方法，其中扫描仪校正导致的误差是通过使用扫描时的校正模型进行表征的。
35.根据权利要求19所述的方法，其中由结节边界导致的误差是通过对比结节边界图与点扩散函数来表征的。
36.根据权利要求19所述的方法，其中由结节边界定义导致的误差是通过用模型进行模型研究进行表征的，以判定不同条件下体积估测中的变差。
37.根据权利要求1所述的方法，其中扫描身体部位的步骤进一步包括扫描校正设备(10)。
38.根据权利要求19所述的方法，其中扫描身体部位的步骤进一步包括扫描校正设备(10)。
39.一种用于确定尺寸变化测量误差范围的自动化方法，该方法包括的步骤为用影像系统(2)扫描身体部位(204)，得到第一组影像数据(214A)；识别在影像数据中(214A)的大多数定向瘤(5)；重新扫描身体部位(204)以得到第二组影像数据(214B)；识别在第二组影像数据C中的大多数定向瘤；测量在第一组影像数据(214A)和第二组影像数据(214B)中成像的大多数定向瘤(5)以判定对应于第一组影像数据的第一表观定向瘤分值和对应于第二组影像数据的第二表观定向瘤分值；通过对比第一和第二表观瘤分值来估测定向瘤分值的变化(70)；和估测定向瘤分值变化上的变异以判定分值测量变化的范围(80)。
40.根据权利要求15所述的方法，其中该至少一个定向瘤(5)小于1cm。
41.一种重叠成像在CT影像上的结节边界可视化方法，该方法包括的步骤为获得结节(208A)的第一影像(214A)；确定对应于影像梯度水平的结节的第一组边界(218A、220A、222A)；和显示第一影像，同时将边界(218A、220A、222A)重叠覆盖在第一影像(214A)上。
42.根据权利要求41所述的方法，该方法进一步包括针对边界(218、220、222，224)使用不同颜色的步骤以指明边界误差值范围。
43.根据权利要求41所述的方法，该方法进一步包括将针状物信息(224)从测量准确性计算中排除出去的步骤。
44.根据权利要求41所述的方法，该方法进一步包括使用交互软件来人工判断所选边界的位置的步骤。
45.根据权利要求41所述的方法，该方法进一步包括如下步骤获得结节(208B)的第二影像(214B)；将第二组边界(218B、220B、222B)适用在第二影像(214B)上；和在显示器上将第一组边界(218A、220A、222A)和第二组边界(218B、220B、222B)覆盖以显示结节尺寸上的任何变化。
46.根据权利要求45所述的方法，其中显示结节尺寸变化的区域是可视性地显示出来。
47.根据权利要求41所述的方法，其中所述第一组边界是利用选自下列的可视化方法显示的将得自所有影像切片的结节的3维透视图加上标记，使用透明的标记，以使其下面的结构也能被观察到，使用深色线标记，使用标上刻度的标记，以使距离能被定量地观察到，加入距离标度和文本说明，从而显现出定量测量，和上述方法的任意组合。
48.根据权利要求41所述的方法，其中在影像上的区域用标记覆盖以说明所选择的影像因素(303、305、307和309)。
49.根据权利要求48所述的方法，其中所选择的影像因素(303、305、307和309)选自与最初肿瘤尺寸估测相关的较高程度变化的区域、与第二次测量有关的尺寸的不确定性相关区域、具有高度变化可能性的区域和在某些测量中会发生重叠的区域。
50.根据权利要求48所述的方法，该方法进一步包括选择中心点320步骤，从而允许对结节的各种象限(320A、320B、320C和320D)进行变化估测。
51.根据权利要求48所述的方法，该方法进一步包括将边界(313)与其中变化不能被可靠测量，而不是没用变化可被可靠地判定的结节一部分放在一起的步骤。
52.根据权利要求1所述的方法，该方法进一步包括在扫描期间使用校正设备(10)的步骤。
53.根据权利要求52所述的方法，其中该所述校正设备包括人造模型。
54.根据权利要求52所述的方法，其中该校正设备(10)包括一组各种尺寸的人造模型。
55.根据权利要求52所述的方法，其中该校正设备(10)选自电线、珠子、杆或几何形状的物品。
56.根据权利要求52所述的方法，其中所述校正设备(10)是体内设备。
57.根据权利要求56所述的方法，其中所述体内设备选自电线、珠子、导管、可移植设备或已知尺寸的在病人体内的物品。
全文摘要
身体部位(204)经扫描(20)得到第一组影像数据(214A)。识别(30)在影像数据中的定向瘤(5，202A)。在接下来的某个时间重新扫描(40)该身体部位(204)以得到第二组影像数据(214B)。识别在第二组影像数据中定向瘤(5A，202B)，并测量在第一组和第二组影像数据中定向瘤(5，202A)的大小以判定对应于第一组和第二组影像数据(60)的两个表观影像体积。通过对比第一和第二表观瘤尺寸(301A，301B)来估计尺寸变化(70)。估测(80)尺寸变化上的变异以判定尺寸测量中变化的范围。
文档编号G06T7/00GK1976629SQ200580021322
公开日2007年6月6日 申请日期2005年4月25日 优先权日2004年4月26日
发明者D·F·杨克洛维茨, A·P·里夫斯, C·I·亨施克 申请人:D·F·杨克洛维茨, A·P·里夫斯, C·I·亨施克