专利名称：用于医学图像分割的与多边形网格的高效用户交互的制作方法
技术领域：
以下内容涉及图形技术。以针对医学应用的实例来说明本发明，在医 学应用中，在放射治疗规划或其它医疗过程规划之前定义医学图像中的结
构。然而，以下更普遍地涉及在基本上任何类型的三维图像、三维映像(map) 等中定义结构，并涉及除放射治疗规划之外的其他应用，例如呈现或其它 采集后的图像处理、在三维图像中塑造出特征以便实现对隐藏解剖结构的 观察或其它采集后的图像处理、估计结构的吸收特性以便用于随后的 SPECT或PET成像数据重构、等等。
背景技术：
在肿瘤放射治疗(有时称为放射疗法)中，使用了电离辐射来杀死或 阻碍癌肿瘤或者癌肿(cancerous growth)的增大。然而，问题是辐射同样 对周围的健康组织产生了不利影响。
在调强放射治疗(intensity modulated radiation therapy)中，将一个或
多个辐射波束施加到患者，并且其配置倾向于照射癌肿瘤或瘤肿，且不倾 向于照射在生物学上的关键性健康组织。在固定波束方案中，同时使用多 个交叉波束，以使得波束在患者体内重叠。例如通过多叶准直仪，来控制 每一个波束的空间波束强度分布(intensity profile)。通过适当选择空间波束 强度分布，并考虑到在患者体内来自不同波束的子束波(beamlet)的交叉， 可以在患者体内实现预期的辐射强度三维分布。在断层摄影方案中，至少 一个波束是围绕患者旋转或步进的，并且在旋转或步进期间修改的空间波 束强度分布，以便在时间上累计的辐射剂量符合患者体内的预期的三维分 布。
调强放射治疗的有效应用依赖于具有癌肿瘤或癌肿的形状和尺寸的先 验知识，以及具有相邻的关键性组织的形状和尺寸的先验知识，应该使这 些相邻的关键性组织的辐射暴露最小或保持低于某个阈值。在通常的方案中，采用诸如以下的医学成像技术来获得这个先验知识例如，透射式计
算机断层摄影(CT)、单光子发射计算机断层摄影(SPECT)、正电子发射 断层摄影(PET)、磁共振成像(MRI)等。对于放射疗法规划，CT具有的 优点是提供了解剖信息和组织的辐射吸收特性。后者通常在规划放射治疗 任务过程中要考虑到，以便更准确地计算三维辐射分布。例如在McNutt等 人的美国专利第6,735,277号中说明了用于基于CT规划图像来规划调强放 射治疗任务的一些实例技术。
在放射疗法规划期间，分析CT规划图像，来确定癌肿瘤或癌肿以及关 键性结构，其中，关键性结构的辐射暴露要受到限制。 一个方案是用表面 网格来对感兴趣结构进行建模，并使用自动网格变形技术来变形网格，以 便与感兴趣结构的表面对准。通常，所述表面在CT图像中是由亮度梯度来 定义的。
绘制关键性结构和目标结构的轮廓是一个敏感的、费事的及耗费时间 的过程。例如，在放射治疗之前在三维图像或映像中头部和颈部的轮廓绘 制会花费几个小时。己经研发了多种自动分割算法来改进这个过程，并已 经应用于在不同治疗位置上的风险器官的描绘，例如前列腺、肝脏、乳房、 肺部和脑部。在一个方案中，在弹性和图像特征约束下对具有三角形元素 的多边形网格进行变形，以匹配图像中的对象表面。在这一算法中，通过 在初始化时提供平均网格，并将与表面上的灰度值范围、梯度强度等有关 的特性编码到每一个模型中，来编码先验知识。
然而，现有的自动网格变形技术存在某些限制。例如，如果没有明确 地定义感兴趣结构的表面，则调整匹配后(fitted)的网格会是不准确的或 不可靠的。 一些结构，例如颈部的淋巴结，具有相当差的图像对比度，以 致于明显阻碍了在这些特征上使用自动分割。在其它情况下，大多数结构 会具有足够的图像对比度来实现自动分割，但所成像的结构的某些部分会 呈现出较差的图像对比度，导致在那些较差对比度的区域中自动分割失败 或者产生显著误差。
己知了用手动绘制的轮廓来补充图像特征。例如，Pekar等人的国际申 请公开号WO 2004/111937 Al公开了一个方案，用于在由二维切面组成的 三维数据集的区域中使用变形技术。在切面不能提供足够的特征信息以致
8于自动分割失败的情况下，用户可以在有问题的切面中手动定义吸引子
(attractor)。于是，在随后的自动网格变形期间将手动绘制的吸引子用于在 有问题的轴向切面中引导自动分割。
还已知了允许与网格进行手动交互，例如通过为用户提供图形用户接 口和用于操作交互的单击及拖动指针的工具(例如鼠标)。例如，Kaus等人 的国际申请公开号WO 2004/053792 Al公开了一种方法，使用自动可变形 网格优化来分割三维结构，并且在自动网格调增匹配的所选择区域中对网 格顶点或节点进行初始的和/或随后的手动设置，可任选的，随后进行网格 的进一步优化。
此类现有技术并不完全令人满意，其中在三维图像中不能很好地定义 感兴趣结构的较大部分。将Pekar的方案用于此类情况要求在三维数据集中 与具有较差对比度的感兴趣结构的(多个)扩展部分相交的许多切面中绘 制吸引子。这是一个费时且单调乏味的过程。而且，用户难以以可见方式 确认切面图像中的感兴趣结构，以便绘制出吸引子。将Kaus的方案用于此 类情况要求对网格的许多顶点或节点进行初始的和/或纠正性的手动调整， 这也是一个费时且单调乏味的过程。
发明内容
在本发明公开中，公开了方法和设备的实施例。
在三维图像或映像中描绘感兴趣结构的实例方法中，定义了用于描绘 感兴趣结构的至少两个轮廓。所述至少两个轮廓位于至少两个不同轮廓绘 制平面中，这两个平面彼此不同且不平行。在将所定义的轮廓视为对多边 形网格的顶点的约束的同时，调整匹配三维多边形网格。
在一个实例设备中，提供了平面选择接口，用于选择三维图像或映像 中的可选择方向的轮廓绘制(contouring)平面。提供轮廓绘制接口，用于 在所选择的轮廓平面中定义轮廓。将网格构造器配置为在三维图像或映像 中构造用于描绘感兴趣结构的三维多边形网格。网格构造器将受约束的顶 点设置在使用所述轮廓绘制接口所定义的多个非共面描绘轮廓上或附近。
在可以与自适应治疗过程共同工作的一个实例设备中，将分割处理器 配置为描绘结构。分割处理器包括(i)轮廓绘制接口，其被配置为在至少
9两个不同的、非平行的轮廓绘制平面中定义用于描绘结构的轮廓；以及(ii) 网格构造器，用于使用至少受所定义的用于描绘结构的轮廓约束的网格变 形处理来构造网格。将规划处理器配置为基于分割处理器对对象的三维图 像或映像中至少一个感兴趣结构的描绘，来确定用于对象的自适应治疗的 参数。
一个优点在于，有助于快速准确地分割或描绘感兴趣结构。 另一个优点在于，将手动和自动输入有效结合到网格变形处理中。 另一个优点在于，自适应治疗过程的更快速准确的规划，自适应治疗
过程例如为调强放射治疗。
对于本领域普通技术人员，在阅读并理解了以下详细说明后会意识到
本发明更多的优点。
本发明可以采取不同部件和部件排列，以及不同步骤和步骤排列的形 式。附图仅是为了说明优选实施例，不应解释为限制本发明。
图1以图形方式显示了包含基于CT成像的规划的一个实例调强放射治
疗系统。
图2以图形方式显示了图1的轮廓绘制处理器44的主要组件，具有以 图形方式表示的主要数据结构和主要数据流。
图3以图形方式显示了选择来关注脊柱S的两个实例轮廓绘制平面 冠状轮廓绘制平面P^和倾斜轮廓绘制平面P。bl，倾斜轮廓绘制平面P。bl的 方向与冠状轮廓绘制平面Pm正交。
图4以图形方式显示了轮廓Cm，其描绘了在冠状轮廓绘制平面Pc。r中
定义的脊柱s。
图5以图形方式显示了轮廓C。bl，其描绘了在倾斜轮廓绘制平面P。bI中
定义的脊柱s。
图6以图形方式显示了多边形网格Ms的一部分，其具有多个三角形元 素，使这些三角形元素变形以匹配图4和5的冠状和倾斜轮廓Ce。。 C。bl。
图7以图形方式显示了图1和2的三维网格优化器76的主要组件，并 且具有以图形方式表示的主要数据结构和数据流。
具体实施例方式
参考图1,放射治疗系统IO包括计算机断层摄影(CT)扫描器12，用 于获得CT规划图像，以在规划调强放射治疗疗法任务时使用。CT扫描器 12包括x射线源14，其安装在旋转台架16上，以便围绕检查区18旋转； 床或其它支撑物20，用于将对象放置在检査区18中；以及x射线探测器阵 列22，与x射线源14彼此相对地排列在旋转台架16上，用于在x射线穿 过检查区18中的对象之后探测x射线。CT扫描器12用于采集投影数据， 例如用于多个轴向图像切面的投影数据(例如多切面CT扫描器)，或者螺 旋形三维投影数据集(例如螺旋形CT扫描器)等等。投影数据存储在成像 数据存储器24中，并由重构处理器26采用适合的算法(例如滤波反向投 影)来重构，以产生多个堆叠的轴向图像切面或其它图像数据结构，其定 义了对象的三维图像或映像，该三维图像或映像存储在规划图像存储器28 中。由CT控制器30来操作CT扫描器12， CT控制器30设置或控制扫描 参数，例如台架旋转速率、螺旋间距(在螺旋形扫描的情况下)、轴向扫描 距离等等。提供了用户接口 32，其包括至少一个输入设备，例如所示出 的键盘34;定点设备，例如所示出的鼠标36等等；以及至少一个输出设备， 例如所示出的显示器38，并且用户接口 32使用户能够与CT控制器30交 互，以便操作CT扫描器12采集用于规划调强放射治疗任务的规划图像。
所述的CT扫描器12是规划图像或映像采集系统的一个说明性实例。 在其它实施例中，可以采用单光子发射计算机断层摄影(SPECT)系统、 正电子发射断层摄影(PET)扫描器、磁共振(MR)扫描器等来采集规划 图像。而且，在此公开的用于描绘规划图像中感兴趣结构的技术可用于除 调强放射治疗之外的其它自适应治疗过程。例如，在此公开的结构描绘技 术可用于对诸如支架植入(stent implantation)之类的外科治疗的规划。在 此，有利的是，通过根据在此公开的技术的非侵入成像和血管描绘来确定 支架的结构，以便可以制造定制的支架，并且可以在支架植入过程时获得 该支架。规划图像或映像采集系统的选择可以基于所规划的自适应治疗过 程的类型。例如，在支架植入规划的情况下，使用适合的静脉内磁性造影 剂的MR成像是适合的。
ii此外，在此公开的结构描绘技术具有超出自适应治疗过程的规划之外 的其它应用。例如，在此公开的结构描绘技术可以用于呈现或其它采集后 的图像处理。在一个实例应用中，在此公开的结构描绘技术用于描绘器官， 随后从三维图像中塑造出该器官，以实现对隐藏解剖结构的观察或其它采 集后的图像处理。作为再另一个实例应用，在此公开的结构描绘技术可以
用于估计结构的吸收特性，以便在随后的SPECT或PET成像数据重构中使 用。
返回到图1所示的调强放射治疗的实例应用，规划图像或映像采集系 统12与要说明的调强放射治疗系统彼此分离。优选地，在采集规划图像之 前将对准记号(fiducial marker)贴附到对象上，并将这些记号保持在原位 置，直到随后的放射疗法任务为止，以便提供在规划图像或映像与放射疗 法传送之间的空间配准。也可以设想用于在规划图像或映像采集系统与放 射疗法系统之间进行空间配准的其它方法，例如使用内在的解剖记号，如 独特的骨骼结构。而且，还可以设想将规划图像或映像采集系统与放射疗 法设备集成在一起，以便对规划图像采集和放射治疗同时使用一个公共坐 标系。
继续参考图1，强度分布处理器40可任选地计算对象的强度分布图。 这个强度分布通常用于估计放射治疗期间的治疗辐射的吸收。有利的是， 如果如图所示，规划成像技术是透射式CT，那么通常可以基于在CT规划 图像中所示的对来自x射线管12的x射线的吸收，相当准确地估计对治疗 辐射的吸收。在一些实施例中，在此公开的结构描绘技术用于描绘要对其 计算强度分布或值的结构。例如，强度分布处理器40可以描绘出骨骼并为 骨骼指定骨骼密度，并且类似地，强度分布处理器40可以描绘出其它组织， 例如心脏组织、肺组织、肌肉组织等，并为这些组织指定适合的组织密度 值。在后一方案中，成像技术可以是基于辐射的(例如CT)或者是非基于 辐射的(例如MR)，因为是基于解剖信息而不是基于所测量的x射线吸收 来指定密度值。
轮廓绘制处理器44描绘感兴趣的结构。在调强放射治疗的情况下，感 兴趣的结构例如可以包括目标癌肿瘤或癌肿、要对其限制辐射暴露级别的 关键性结构、高吸收的性结构(其会明显干扰治疗辐射的传递)、等等。结构描绘信息例如可以由所述的强度分布处理器40或逆向规划处理器50等 使用。
用于基于所采集的CT规划图像来规划调强放射治疗任务的一个实例 方案如下。逆向规划处理器50为治疗辐射波束确定空间波束强度分布，所 述治疗辐射波束在对象中提供了预期三维放射强度分布。该三维分布应当 在目标结构中(例如癌肿瘤或癌肿)提供足够的辐射以便有希望地提供预 期的治疗效果(如本领域中所理解的，患者之间的可变性表明在一些患者 中可能不幸地不能出现预期的治疗效果，或者会出现程度不同的效果)，同 时保持关键性结构(例如敏感的关键器官)的辐射暴露低于所选择的阈值 暴露等级。例如，对于要接受放射治疗的区域可以将80Gy的放射剂量作为 目标值，而在有可能受到过度辐射暴露不利影响的关键性结构中，限度为 不超过这个值的20% (即16Gy)。可任选地，所述规划还结合了诸如治疗 波束源可传递的最大治疗辐射强度等级、空间分辨率限制等等的系统约束。 在一个规划方案中，以数学方式将治疗辐射波束划分为阵列或其它多个子 束波，并计算在对象中提供预期的在时间上累积的三维辐射分布的子束波 的值。转换处理器52将子束波参数转换为多叶准直仪的设定，多叶准直仪 控制一个或多个治疗辐射波束的(可能是时间变化的)强度分布。
辐射传送设备控制器54根据由转换处理器52输出的规划信息来操作 辐射传送设备56，以便根据从CT规划图像所确定的规划将治疗辐射传送 到对象。^f示的实例辐射传送设备56是一个断层摄影设备，其具有固定框 架58，固定框架58具有旋转臂或台架60，在其上安装了治疗辐射源62。 在一些实施例中，源62包括直线形电子加速器(直线加速器)，其产生加 速的电子束，电子束撞击由钨或另一种材料构成的目标，以产生x射线或 伽玛射线的治疗波束，用于光子放射疗法。在其它实施例中，治疗辐射源 62产生其它类型的辐射，例如质子束、中子束、电子束等等。
台架60旋转以便使治疗辐射源62围绕患者旋转，患者放置在支撑台 64上。在一个方案中，支撑台64在旋转期间成直线地移动对象，以实现辐 射源在对象附近的螺旋形轨道。在另一个方案中，固定支撑台64，以辐射 单一切面或层；如果要辐射较大区域，支撑台64可以是步进式的，以辐射 一连串的切面或层。在治疗辐射的应用期间，多叶准直仪66根据由转换处
13理器52所输出的规划来调整治疗辐射波束的空间强度分布，以使得传送给
对象的在时间上累积的放射剂量符合预期的三维辐射分布。通常，多叶准
直仪66包括可单独移动的阻塞辐射的成对叶片的阵列，这些叶片一起定义 了可选择尺寸和形状的辐射窗孔。
在所示的断层摄影辐射传送设备56中，多叶准直仪66的设置通常在 源62的旋转期间变化，以产生预期的三维分布。在另一个方案中，多个辐 射源围绕对象以角度间隔开，来自这些辐射源的波束穿过对象。每一个波 束都具有相关联的多叶准直仪，其根据由CT规划图像而产生的规划来施加 空间波束强度分布，以使得同时施加的穿过患者的多个波束提供预期的三 维分布。
为了将对象在放射治疗任务中的位置(即对象在放射治疗传送设备56 的支撑台64上的位置)与对象在以前采集的诊断图像中的位置(即对象在 CT系统12的支撑台20上的位置)进行配准，优选地使用对准记号。在一 个适合的实施例中，探测器(未示出)接收由辐射源62产生的低功率x射 线，以实现低分辨率CT成像，其可以用于对在诊断成像之前放置在对象上 的所述对准记号进行成像。在另一个方案中，将分离的CT扫描器(未示出) 与放射治疗传送设备相集成，以成像所述对准记号。
已经参考图1说明了实例调强放射治疗应用的实施例，现在更详细的 说明轮廓绘制处理器44的实施例。如图1所示，轮廓绘制处理器44包括 轮廓绘制平面选择器70、轮廓选择器72、三维网格生成器74、以及可任选 的三维网格优化器76。
参考图2，轮廓绘制处理器44对由CT扫描器12和重构处理器26产 生的三维图像或映像80进行操作，而不考虑图像或映像采集的任何几何特 性或方面。例如，三维图像或映像80可以按照一系列轴向切面来采集；然 而，轮廓绘制处理器44在不考虑这些轴向切面的情况下处理三维图像或映 像80。结合用户接口 32 —起操作的轮廓绘制平面选择器70允许用户选择 两个或更多个轮廓绘制平面82。例如，将三维图像或映像80或者其一部分 适当地显示在显示器38上，并且用户用鼠标36、键盘34或另一输入设备 操作图形指针，来选择轮廓绘制平面82。通常，所述两个或更多个轮廓绘 制平面82应该包括至少两个不同的、非平行的轮廓绘制平面，以确保对感兴趣的三维结构的充分轮廓绘制。在一些实施例中，所述至少两个不同的、
非平行的轮廓绘制平面包括从由矢状平面(sagittal plane)、冠状平面和轴向 平面组成的平面组中选出的至少两个不同的、非平行的平面。在一些实施 例中，所述至少两个不同的、非平行的轮廓绘制平面包括不属于由矢状平 面、冠状平面和轴向平面组成的平面组的至少一个倾斜平面。
结合用户接口 32 —起操作的轮廓选择器72允许用户在每一个轮廓绘 制平面82中选择一个或多个描绘轮廓84。例如，将其中一个轮廓绘制平面 82或者其一部分适当地显示在显示器38上，并且用户用鼠标36、键盘34 或另一输入设备操作图形指针，来在所显示的轮廓绘制平面82中绘制一个 或多个轮廓。在一个方案中，用户指定位于该轮廓上的多个点，并且借助 于这些指定点并通过连接将这些指定点相连的多个线段来定义该轮廓。因 为轮廓绘制平面82是用户选择的，因此可以以在解剖上有意义的方式针对 感兴趣结构来确定该轮廓绘制平面的方向，这就促进了更容易及更准确地 轮廓绘制。而且"轮廓84优选地是非共面的，以确保对感兴趣的三维结构 的充分轮廓绘制。通常，通过在两个或多个不同的、非平行的轮廓绘制平 面82的每一个中绘制轮廓来满足这个条件。
三维网格生成器74构造三维多边形网格90，其在三维图像或映像80 中描绘感兴趣的结构。网格90包括受约束的顶点，每一个都位于一个或多 个非共面描绘轮廓84上或附近。在一些实施例中，通过将网格的顶点设置 在轮廓84上来构造网格90，而无需使用变形处理。在其它实施例中，以缺 省网格结构92幵始来构造网格90，将缺省网格结构92设置在靠近感兴趣 结构处(例如，通过将缺省网格结构92设置在包含轮廓84的边界框的中 心上，或者将其设置在轮廓84的重心上，或者将其设置在由描绘轮廓84 定义的另一平均位置或中心位置上，或者通过将缺省网格结构92设置在三 维图像或映像80中的感兴趣结构的图像的重心或其它平均位置或中心位置 上)，并调用可任选的三维网格优化器76来对该网格进行变形以产生用于 在三维图像或映像80中描绘感兴趣结构的三维多边形网格90。可任选地， 缺省网格结构92的设置包括旋转、平移、缩放或以其他方式操作缺省网格 结构以匹配轮廓84/或感兴趣结构的图像，例如使用ICP平放(ICP-lie)方 案。
15继续参考图2，并进一步参考图3-6，参考脊柱的实例描绘来说明轮廓 绘制处理器44的操作，该实例例如在规划治疗肺癌的调强放射治疗任务中 会是有用的。图3显示了脊柱的冠状视图。会见到"S"形脊柱S基本上位 于冠状平面P^内。因此，有利地，用户使用轮廓绘制平面选择器70结合 用户接口32—起操作，将冠状面PeM选择为一个轮廓绘制平面82。另外， 为了在三维空间中充分描绘脊骨S，有利地，选择第二轮廓绘制平面。所示 的倾斜平面P。b,适于被选择作为第二轮廓绘制平面82，其与冠状轮廓绘制 平面P^不同，且彼此不平行。(注意，是从"边缘上"观察该倾斜轮廓绘 制平面P。w，因此在图3中呈现为一条直线)。通常，有时有利的是，选择 两个不同、非平行的轮廓绘制平面，并且这两个平面方向基本上彼此正交， 如同所示的实例轮廓绘制平面P^和P。w的情况一样。图4显示了绘制在冠 状轮廓绘制平面Pew中的冠状平面轮廓Ce 。图5显示了绘制在倾斜轮廓绘 制平面P。bl中的倾斜平面轮廓C。bl。图6显示了由三维网格生成器74构造 的实例网格M,—部分的透视图，其用于描绘脊骨S。网格Ms包括多个受 约束顶点Ve，其被约束为位于轮廓C。bl、 C^上或附近。所示的三维多边形 网格Ms使用三角形元素；然而，也可以使用其它多边形元素的网格，例如 四边形元素。
参考图7，示出了三维网格优化器76的一个适合的实施例。网格优化 器76使用能量或力最小化算法。受约束顶点确定器IOO将受约束的顶点102 确定为三维多边形网格90中最靠近轮廓84的那些顶点。就是说，基于距 轮廓84的最小顶点距离来确定受约束顶点102。在一些实施例中，用欧几 里德距离变换来确定受约束顶点102。
在一些实施例中，例如，通过将顶点投影到轮廓上来将每一个受约束 顶点102移动到最近的轮廓上。随后，在网格90变形期间将受约束顶点102 保持在固定位置上。在其它实施例中，基于在每一个受约束顶点与其最近 的轮廓之间的最小距离来计算约束能量或力项104，并且该能量或力最小化 变形处理将约束能量或力项104并入到最小化处理中。
变形处理器110使多个能量或力项最小化。这些项可以包括例如， 约束能量或力项104、基于对比度的能量或力项112，其根据在三维图像或 映像80中描绘至少一部分感兴趣结构的对比度得到、和/或变形能量或力项
16114，其根据三维多边形网格卯相对于缺省网格结构92的变形程度得到。 可任选的基于对比度的能量或力项112将感兴趣结构的图像对比度并入网
格变形处理中，而可任选的变形能量或力项114说明了一个期望即网格
卯不应偏离预期的即缺省的网格结构92太远。通过使可任选的约束能量或 力项占支配地位(例如较大)，将所述变形极大地倾向于将每一个受约束顶 点设置在最接近的轮廓上或附近。在其它实施例中，将每一个受约束顶点 投影在最接近的轮廓上，而不是由变形处理器110来移动。
作为用于处理受约束顶点102的另一个实例方案，基于将每一个受约 束顶点平移到最近的描绘轮廓上，来定义平滑的初始变形函数。在该受约 束顶点附近的其它顶点是根据平移向量乘以与受约束顶点之间的测地距的 平滑高斯函数的结果来移动的。受约束顶点102充当变形处理中的边界条 件，而剩余的顶点平移用于计算外部能量，并且通过变形处理使所述外部 能量最小。
在一些实施例中，由变形处理器110基于使内部能量￡ = ^(^-乂)2最 小来对三维多边形网格90进行变形，在此Xi和yi是由单一边缘相连的网格 顶点，服从边界条件(例如具有在轮廓84上的固定位置处的受约束顶点)， 或者还将一个或多个能量或力项104、 112、 114包含到定义了能量品质因 数E的总和之中。
在一些实施例中，变形处理器110所实现的变形处理是一个迭代处理， 在每一个迭代期间由受约束顶点处理器100重新确定受约束顶点。在这个 方案中，网格90的组成受约束顶点的顶点子集可以从一次迭代到下一次迭 代之间发生变化。在一些实施例中，受约束顶点的数量是固定的。在一些 实施例中，相对于轮廓84的长度来定义受约束顶点的数量，这是根据这样 的假设SP，对于每一单位长度的轮廓，应存在受约束顶点的固定线密度。 在其它实施例中，受约束顶点的数量是不固定的，与最近的描绘轮廓84之 间的最小距离小于某个阈值的任何顶点都被定义为受约束顶点。也可以使 用其它技术。
返回参考图2，可以以各种方式来应用轮廓绘制处理器44。在基本上 手动的方案中，用户用轮廓绘制平面和轮廓选择器组件70、 72连同用户接 口 32定义了两个或更多个不同的、非平行的轮廓84。轮廓84可以是弯曲的轮廓、或直线段的轮廓、或封闭的轮廓。在一些情况下，借助于两个不
同的非平行的轮廓84就足以描绘感兴趣结构，例如在矢状平面和冠状平面
每一个中的描绘轮廓。通过提供在任意轮廓绘制平面中绘制轮廓的能力以 便能够在多个不同的、非平行的平面中定义轮廓，实现了仅以几个轮廓(可 能仅有两个轮廓)进行描绘。通过在包含感兴趣结构的解剖上重要的方向 上选择轮廓绘制平面选择来进一步改善有效快速轮廓绘制，例如所示的实
例Pew和P。b,平面，其相对于实例脊骨S在解剖上是重要的。对网格90进
行变形，以使得轮廓是网格表面的子集，而根据内部能量约束来对网格的 剩余部分进行变形，以确保网格的拓扑完整性。优选地，描绘轮廓中的至 少两个是彼此正交或接近正交的。如果结果生成的网格不令人满意，可以
执行重复手动精调，其中用户回顾在显示器38上叠加在图像80上的网格 90，调整现有的描绘轮廓或添加额外的描绘轮廓，以便进一步约束和改进 网格90的形状。在更自动化的方案中，可以一开始就对网格进行变形，以 匹配按照图7的图像，随后是轮廓84的手动定义，以便更正自动匹配的网 格不令人满意的区域。在手动定义了轮廓之后，可以用该轮廓充当硬性约 束来进行进一步的自动调整。
而且，轮廓绘制处理器44可以以自适应方式用于调整用于随后的放射 治疗任务的轮廓。例如，希望用于规划随后的放射治疗任务的规划图像与 用于以前放射治疗任务的规划图像相似。差别可以包括由于放射治疗的有 益效果造成的癌肿瘤或癌肿的减小的尺寸、器官或其它结构随时间的移动 或偏移等等。通过轮廓绘制平面和/或描绘轮廓的用户调整能够很容易地解 决这些较小的变化，可任选地还包括额外的自动优化。例如，公开的轮廓 绘制处理器44可以类似地用于调整在其它类型的自适应治疗过程的任务之 间的描绘网格。
已经参考优选实施例说明了本发明。其他人在阅读并理解了在前的详 细说明后会易于想到修改和变化。意图是本发明解释为包含所有此类修改 和变化，只要它们在所附权利要求或其等价物的范围内。
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权利要求
1、一种在三维图像或映像(80)中描绘感兴趣结构的方法，所述方法包括定义用以描绘所述感兴趣结构的至少两个轮廓(84，Ccor，Cobl)，所述至少两个轮廓位于至少两个不同的轮廓绘制平面(82，Pcor’Pobl)中，这两个轮廓绘制平面彼此不同且不平行；以及在将所定义的轮廓视为对三维多边形网格(90，Ms)的顶点的约束的同时，调整匹配所述三维多边形网格。
2、 如权利要求l所述的方法，还包括将所述三维多边形网格(90， Ms)的顶点的子集确定为位置在所定义 的轮廓上或附近的受约束顶点(102， Vc)。
3、 如权利要求2所述的方法，其中，所述确定步骤包括 基于距所述至少两个轮廓(84， Ce。r， C。bl)的最小顶点距离，来确定所述顶点的子集。
4、 如权利要求3所述的方法，其中，所述调整匹配步骤是迭代的变形 处理，并且针对所述变形的每一次迭代都重复所述确定步骤。
5、 如权利要求4所述的方法，其中，所述被确定为受约束顶点(102， Vc)的顶点子集在所述迭代的变形处理的至少两次连续迭代之间发生变化。
6、 如权利要求3所述的方法，其中，用于所述选择操作的最小距离由 欧几里德距离变换定义。
7、 如权利要求3所述的方法，其中，所述调整匹配步骤使用能量或力 最小化变形处理，并且在相对于所述至少两个轮廓(84， Ce ， C。bl)而为 所述受约束顶点所选择的约束包括加入针对每一个受约束顶点的约束能量或力项(104)，所述约束能量 或力项取决于所述距所述至少两个轮廓的最小顶点距离。
8、 如权利要求7所述的方法，其中，所述能量或力最小化变形处理还 包括基于对比度的能量或力项(112)，所述基于对比度的能量或力项是根 据在所述三维图像或映像(80)中用于描绘所述感兴趣结构的至少一部分 的对比度而得到的。
9、 如权利要求8所述的方法，其中，所述能量或力最小化变形处理还 包括变形能量或力项(114)，所述变形能量或力项是根据所述三维多边形 网格(90)相对于缺省网格结构(92)的变形程度而得到的。
10、 如权利要求3所述的方法，其中，所述调整匹配步骤包括 将每一个受约束顶点投影到所述至少两个轮廓(84， Ce。r， C。bl)中最近的一个轮廓上。
11、 如权利要求2所述的方法，其中，所述调整匹配步骤包括 使多个力或能量项的组合最小化，所述多个力或能量项至少包括(i)与所述受约束顶点距所述至少两个轮廓(84， Cew， C。bl)的最小距离有关 的约束力或能量项(102)，以及(ii)与所述三维多边形网格(90)相对 于缺省网格结构(92)的偏差有关的变形能量或力项(114)。
12、 如权利要求l所述的方法，其中，所述定义步骤包括 从由矢状平面、冠状平面和轴向平面组成的平面组中选择所述至少两个不同的轮廓绘制平面(Pc。》。
13、 如权利要求l所述的方法，其中，所述定义步骤包括 选择所述至少两个不同的轮廓绘制平面，所述至少两个不同的轮廓绘制平面包括不属于由矢状平面、冠状平面和轴向平面组成的平面组的至少 一个倾斜平面(P。b)。
14、 一种设备，包括平面选择接口 (32， 70)，用于在三维图像或映像(80)中选择可选择 方向的轮廓绘制平面(82);轮廓绘制接口 (32， 72)，用于在所选择的轮廓平面中定义轮廓(84， Ccor， C。bi); 以及网格构造器(74， 76)，其被配置为构造三维多边形网格(90)，所述 三维多边形网格描绘在所述三维图像或映像中的感兴趣结构，所述网格构 造器将受约束顶点(102， Ve)设置在使用所述轮廓绘制接口定义的多个非 共面描绘轮廓(84， Ccor, C。bl)上或附近。
15、 如权利要求14所述的设备，其中，所述网格构造器(74， 76)将 所述受约束顶点(102， Ve)设置在所述非共面描绘轮廓(84， C^， C。bl) 上。
16、 如权利要求14所述的设备，其中，所述网格构造器(74， 76)包括网格优化器(76)，其对所述三维多边形网格(90)进行变形，并且所 述变形倾向于将每一个受约束顶点(102， Ve)设置在最近的非共面描绘轮 廓(84， Cc。r， C。bl)上或附近。
17、 如权利要求14所述的设备，还包括 定点设备(36)，以及显示器(38)，所述定点设备和所述显示器是所述平面选择接口 (32， 70)和所述轮 廓绘制接口 (32， 72)每一个的组件。
18、 如权利要求14所述的设备，还包括规划处理器(50， 52)，其被配置为基于所述三维图像或映像(80)以 及所构造的三维多边形网格(90)来规划放射治疗任务，该所构造的三维多边形网格用于描绘在所述三维图像或映像中的所述感兴趣结构。
19、 如权利要求18所述的设备，还包括放射治疗系统(54， 56)，用于执行所规划的放射治疗任务。
20、 如权利要求14所述的设备，其中，所述平面选择接口 (32， 70) 被配置为能够进行对轴向、矢状或冠状轮廓绘制平面(Pe。r)的手动选择， 并且所述轮廓绘制接口 (32， 72)被配置为能够在所述轴向、矢状或冠状 轮廓绘制平面中手动定义轮廓(Ce。》。
21、 如权利要求20所述的设备，其中，所述平面选择接口 (32， 70) 进一步被配置为能够进行对倾斜轮廓绘制平面(P。bl)的手动选择，该倾斜 轮廓绘制平面(P。bl)不是轴向、矢状或冠状平面，并且所述轮廓绘制接口(32， 72)被配置为能够在所述倾斜轮廓绘制面中手动定义轮廓(C。bl)。
22、 一种可结合自适应治疗过程一起操作的设备，所述设备包括 分割处理器(44)，其被配置为描绘结构，所述分割处理器包括(i)轮廓绘制接口 (32， 70， 72)，其被配置为在至少两个不同的、非平行的轮廓 绘制平面(82)中定义描绘结构的轮廓(84， Cew， C。bl)，以及Gi)网格 构造器(74， 76)，用于使用至少受到所定义的描绘结构的轮廓约束的网格 变形处理来构造三维多边形网格(90);以及规划处理器(50， 52)，其被配置为基于所述分割处理器对对象的三维 图像或映像(80)中至少一个感兴趣结构的描绘，来确定用于所述对象的 自适应治疗的参数。
23、 如权利要求22所述的设备，其中，所述规划处理器(52， 52)包括逆向规划处理器(50)，用于确定子束波参数，以将所选择的辐射分布 传送到所述对象；以及转换处理器(52)，用于将所述子束波参数转换为用于调强放射治疗系统(54， 56)的控制参数。
24、 如权利要求23所述的设备，还包括所述调强放射治疗系统(54， 56)被配置为根据所述控制参数将辐射 传送到所述对象。
25、 如权利要求22所述的设备，其中，所述分割处理器(44)和所述 规划处理器(50， 52)被配置为再次用于随后的自适应治疗任务，以在任 务之间调整所述用于自适应治疗的参数。
全文摘要
一种设备，用于描绘感兴趣的结构，包括平面选择接口(32，70)，用于选择三维图像或映像(80)中的可选择方向的轮廓绘制平面；轮廓绘制接口(32，72)，用于在选择的轮廓平面中定义轮廓；及网格构造器(74，76)，配置为在所述三维图像或映像中构造描绘了感兴趣结构的三维多边形网格(90)。网格构造器将受约束顶点(102，V<sub>c</sub>)定位在用所述轮廓绘制接口定义的多个非共面描绘轮廓(84，C<sub>cor</sub>，C<sub>obl</sub>)上或附近。
文档编号G06T17/20GK101490716SQ200780026898
公开日2009年7月22日 申请日期2007年7月2日 优先权日2006年7月17日
发明者L·A·道森, M·R·考斯 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司