专利名称：Use of a single x-ray image in a stereo imaging pair for quality assurance ...的制作方法
技术领域：
本发明的实施方式与图像引导(image-guided)系统的领域有关，且特别地，与图 像引导放射治疗系统有关。
背景技术：
例如肿瘤和伤口的病理解剖可利用诸如例如外科手术的可能对患者有害的且充 满危险的侵入性过程来治疗。治疗病理解剖(例如，肿瘤、伤口、血管畸形、神经紊乱等)的 非侵入性方法是体外光束放射疗法，其通常使用线性加速器(LINAC)产生X射线。在体外 光束放射疗法的一种类型中，体外放射源从多个角度将χ射线光束序列对准肿瘤位置，将 患者置于使肿瘤在光束的旋转中心(等角点)的位置。当放射源的角度改变时，每个光束 通过肿瘤位置，但是通过在其去往和来自肿瘤的路径上的健康组织的不同区域。结果是，作 用在肿瘤上的累积的放射量高且作用在健康组织上的平均放射量低。词语“放射外科学”是指放射以足够使病理组织(pathology)坏死(necrotize) 的水平作用于目标区域。放射外科学通常特征在于每次治疗的相对高的放射量(例如， 1000-2000厘格瑞(centiGray))、延长的治疗时间(例如，每次治疗45-60分钟)和低分 割(hypo-fractionation)(例如，一到三天的治疗)。词语“放射线疗法”是指放射作用于 目标区域以用于治疗目的而非使之坏死的过程。放射线疗法通常特征在于每次治疗低剂量 (例如，100-200厘格瑞)、较短治疗时间(例如，每次治疗10到30分钟)和超分割(例如， 30-45天的治疗)。为了方便，除非另外指出，此处使用的词语“放射治疗”包括放射外科学 和放射线疗法两者。图像引导放射治疗(IGRT)系统包括基于台架的系统和基于自动装置(robot)的 系统。在基于台架的系统中，放射源附接到在单个平面上围绕旋转中心(等角点)移动的台 架上。放射源可以刚性地附接到台架上或通过万向装置(gimbaled mechanism)附接。每 当治疗中过程中放射光束被递送时，光束的轴通过等角点。因此，治疗位置被放射源的旋转 范围、万向装置的角范围和患者定位系统的自由度所限制。在基于自动装置的系统中，例如 由California州Sunnyvale的Accuray公司提供的CYBERKNIFE 系统，放射源不限于 旋转的单个平面且具有五个或更多个自由度。在常规的图像引导放射治疗系统中，治疗过程中的患者跟踪通过将患者的二维 (2D)治疗中(in-treatmenOx射线图像与来源于患者的三维(3D)治疗前诊断成像数据的 2D数字重构的射线照片(DRR)进行比较来实现。治疗前成像数据可以是例如计算机断层显 像(CT)数据、锥束CT、磁共振成像(MRI)数据、正电子发射断层扫描(PET)数据或3D旋转血管造影(3DRA)。通常，治疗中χ射线成像系统是立体的，从两个或更多不同视角生成患者 的图像(例如，正交投影)。DRR是通过投射(数学投影)射线经过3D成像数据生成，模拟治疗中χ射线成像 系统的已知几何结构。然后所得到的DRR具有与治疗中χ射线成像系统相同的视图大小 和角度，且可与治疗中χ射线图像相比较以确定患者的位置和方向(和患者体内的辐射目 标)。不同的患者姿势通过在每个DRR生成之前对3D成像数据执行3D变换来模拟。治疗中χ射线图像与DRR的每次比较产生相似性度量，或同等地，产生差异度量， 其可用于寻找生成带有对治疗中X射线图像的较高相似性度量的DRR的3D变换。相似性 度量可以是基于强度的或基于特征部分的(例如，使用内部或外部基准标记或自然解剖学 特征部分例如脊柱或颅骨)。当相似性度量被充分地最大化(或同等地，差异度量被最小 化)，相应的3D变换可被用于将患者在放射治疗系统中对准以使得实际的治疗符合治疗计 划。常规地，这些治疗系统需要两个立体治疗中χ射线图像以确保治疗中开始之前患 者治疗中系统的3D坐标中被正确地定位，且这些图像治疗中时段期间被周期性地需要。如 以上所提到，放射治疗源的定位遵守的计划被设计为达到病理解剖的目标放射剂量，同时 限制对关键结构和其他的健康组织的辐射剂量。如果治疗计划不说明治疗中成像系统的几 何结构，则放射治疗源可挡住一个χ射线成像光束路径并干扰立体成像。常规地，为了验证患者位置，台架或自动装置必须分别移动以清除成像系统的被 阻挡的视线，且然后被移回以应用治疗光束。这个过程浪费时间并延长患者在手术室中的 时间。在其他情况下，放射治疗源可不阻挡成像路径，但是两个立体图像中的一个可能 不能用于患者跟踪。例如，基准标记或解剖学标记(例如，骨性结构例如颅骨或脊椎)可能 只在一个图像中可见。在其他的例子中，两个图像中的一个的强度变化可能太低而不能保 证模式(pattern)强度匹配的高质量相似性度量。
作为例子而非作为限制，本发明在附图的图示中被示出，其中图1示出了自动装置治疗递送(treatment delivery)系统；图2示出了本发明的一个实施方式的成像系统的几何结构；图3示出了治疗中坐标系统和参考坐标系统之间的3D变换；图4A示出了本发明的一个实施方式的平面内平移；图4B示出了本发明的一个实施方式的平面内旋转；图4C示出了本发明的一个实施方式的第一平面外旋转；图4D示出了本发明的一个实施方式的第二平面外旋转；图5示出了本发明的一个实施方式的单视场(monoscopic)成像系统；图6A示出了本发明的一个实施方式的单视场成像系统内的平面内平移；图6B示出了本发明的一个实施方式中的单视场成像系统中的平面内旋转；图6C示出了本发明的一个实施方式内的单视场成像系统中的第一平面外旋转；图6D示出了本发明的一个实施方式的单视场成像系统中的第二平面外旋转；
图6E示出了本发明的一个实施方式的单视场成像系统中的轴向平移；图7是示出了本发明的一个实施方式中的方法的流程图；以及图8是示出了可实现本发明的实施方式的系统的框图。
具体实施例方式此处描述了用于使用立体成像数据将3D治疗坐标系统中的感兴趣的三维区域与 参考位置对准、并用于使用单视场成像数据监控和校正3D治疗坐标系统中的感兴趣的三 维区域的对准的方法和系统。在以下的描述中，许多具体的细节例如具体部件、设备、方法 等的例子被阐述，以提供对本发明的实施方式的全面了解。但是，对于本领域中技术人员明 显的是，无需应用这些具体的细节来实行本发明的实施方式。在其他的例子中，已知的材料 和方法未被详细描述，以防止对本发明的实施方式产生不必要的模糊。除非从以下讨论中显然以其他方式陈述，应意识到，词语例如“生成”、“配准 (register)，，、“确定”、“对准”、“定位”、“处理”、“计算”、“选择”、“估计”、“比较”、“跟踪”等 可指计算机系统或类似电子计算设备的操作和处理，该计算机系统或类似电子计算设备将 表示为表计算机系统的寄存器和存储器中的物理(例如，电子)量的数据操作和转化成类 似地表示为计算机系统存储或寄存器或其他这样的信息存储、发送或显示设备的物理量的 其他数据。此处描述的方法的实施方式可使用计算机软件实现。如果以符合被认可的标准 的程序语言编写，被设计来实现所述方法的指令序列可被编译，以在各种硬件平台上执行 并与各种操作系统通过接口相接。另外，本发明的实施方式不参考任何特定的编程语言描 述。应意识到，各种编程语言可用于实现本发明的实施方式。一般地，两个立体图像用于执行2D到2D配准以将VOI与参考位置对准，以用图像 直接跟踪肿瘤，和/或检查校正模式的有效性并更新校正模式。但是，有时候，立体成像对 的一个图像可能不可用。例如，放射治疗源可挡住一个X射线成像光束路径，放射治疗源或 治疗床的自动装置手臂可能挡住一个X射线成像光束路径，基准标记或解剖学标记可能只 在一个图像中可见的，或者两个图像中的一个图像的强度变化太低以致于不能保证模式强 度匹配的高质量相似性度量。当立体成像对的一个图像不可用时，此处描述的实施方式为 了质量保证的目的可使用单视场成像数据。在一个实施方式中，单视场成像数据可被用于完成具有相应DRR的有效图像的2D 到2D的配准。这个配准可以是基于强度的配准，或基于点的配准(例如，基准跟踪)。如果 一个图像的2D配准指示患者(或者在患者解剖结构的感兴趣的区域)不被移位多于与预 先确定的位置有关的预设阈值，那么治疗可使用对于前一个图像的位移的校正而进行。在另一个实施方式中，当肿瘤直接使用图像跟踪时，例如，骨性结构可能在两个投 影中的一个投影中是可见的，且骨性结构不能同时在两个图像中都保持在视野区域中。在 这个实施方式中，有效的图像可用于执行2D跟踪，以确定重新对准是否必要。此处描述的实施方式还可用于其它应用中，例如通过模仿放射治疗源的移动来确 定图像之一是否对于特定位置被挡住、最小限度地使患者暴露于X射线，来只获得所述一 个图像。图1示出了图像引导的、基于自动装置的放射治疗系统210的配置，所述系统例如 由California州Sunnyvale的Accuray公司提供的CYBERKNIFE 系统，其可被用于实现本发明的实施方式。在图1中，放射治疗源是安装在自动装置臂102的末端的线性加速 器(LINAC)lOl，其具有多个(例如5个或更多)自由度以便定位LINAC 101，以利用从多个 角度发出的光束，在多个平面内，在患者周围的操作空间内，照射病理解剖结构(目标范围 或三维区域)。图1的治疗递送系统包括治疗成像系统，其可包括χ射线源103A和103B和χ射 线检测器(成像器)104Α和104Β。两个χ射线源103Α和103Β可安装在操作室的天花板上 的固定位置且可被对准，以从两个不同的角度位置(例如，以90度间隔)投射成像χ射线 光束，从而在成像等角点105 (其使用定位系统112治疗中期间提供用于定位治疗床106上 的患者的参考点)交叉，以及在通过患者之后照明各个检测器104Α和104Β的成像面。在 本发明的其他实施方式中，系统100可包括多于两个或少于两个的χ射线源和多于两个或 少于两个的检测器，且任何检测器_源对可以是可移动的而非固定的。在本发明的其它另 外的实施方式中，χ射线源和检测器的位置可互换。图2是示出了系统100的成像几何结构的系统100的部分原理示意图。在图2中， X射线源103Α和104Β通过对治疗床106上的患者108的感兴趣的三维区域(VOI)的立体 成像的角间隔来分隔。X射线源103Α和103Β分别投射χ射线光束107Α和107Β通过患者 108到各个成像检测器104Α和104Β上。每个检测器以成像面和成像轴为特征。成像轴交 叉的点定义了成像等角点105。成像面的位置定义了每个源-检测器对的源到检测器间隔。χ射线检测器104Α和104Β周期性地捕捉患者108的VOI的二维(2D)投射图像。 每当放射治疗源101不挡住一个成像路径，且图像的质量足够好时，两个投射中的VOI的这 些2D投射图像都提供立体成像数据。来自立体几何结构中的X射线图像对的立体成像数 据可被用于确定患者解剖结构或肿瘤关于参照3D扫描数据的期望位置的位移(例如，六个 自由度的位移)。在一个实施方式中，立体成像数据可用于将治疗室坐标系统中的VOI与由 VOI的3D扫描数据定义的VOI的参考位置对准。对准可通过将来源于3D扫描数据的3D变 换的DRR与两个投影中的每个投影中的2D投影图像配准来实现。如以上提出的，DRR是由 3D图像数据生成的合成的χ射线图像，其模拟治疗递送系统的成像几何结构。治疗递送系 统中的不同的患者姿势可通过在每个DRR生成之前执行3D成像数据上的3D变换(旋转和 平移)来模拟。可选地，对应于这些3D变换(旋转和平移)的DRR可通过将投影几何结构 (例如，治疗室坐标系统)修改为与3D变换相对应来生成，且因此消除了在DRR生成之前 变换3D成像数据的需要。应注意到，尽管在物理空间中治疗室和成像系统是固定的，从软 件概念上说，治疗室坐标系统和成像系统可被实际地表示，且相关变换可在与患者(例如， V0I)相关的3D成像数据或治疗坐标系统(例如，立体投影成像系统)上执行。两个变换可 能彼此相反。配准是一个空间中的坐标和另一个空间中的坐标之间的一对一映射或变换的确 定，以使得两个空间中的对应于相同的解剖结构点的点(三维区域元素，或三维区域图像 数据情况中的“体素(voxel)”)映射到彼此。当正确的3D变换被找到时，感兴趣的三维区 域可由定位系统通过3D变换的反变换移动(平移或旋转)，以匹配3D扫描数据的参考位 置。可选地，3D变换可被输入作为放射治疗源(例如，LINAC 101)的定位计划的校正因素。 可选地，VOI通过反变换的一部分和放射治疗源的定位计划的部分校正，VOI的移动的某个 组合可被使用。
在立体成像系统中，配准可通过将两个(或多个)投影中的每个投影中的VOI的 2D投影图像(例如，X射线图像)与每个投影中的VOI的2D参考图像(例如，DRR)相比较 来执行。一对X射线图像与一对DRR的每个比较产生相似性度量，或同等地，产生差异度量， 其可用于搜寻产生最大化相似性度量的一对DRR的3D变换。当相似性度量被扩大(或差 异度量被缩小)，对应的3D变换可用于将治疗坐标系统中的VOI与对应于治疗计划的参考 位置对准。图3示出了具有两个2D投影A和B的成像系统中的VOI的3D坐标[XP，YP，ZP]和 与患者的3D扫描数据相关联的3D参考坐标系统[XK，YE, Ze]之间的3D变换参数(在图3 中，两个坐标系统的χ坐标垂直于并指向图3的平面)。图3中的投影A和B与成像系统 100中的检测器104Α和104Β的位置相关联，Sa和Sb代表χ射线源103Α和103Β的位置，且 (^和Ob是两个位置中的χ射线检测器的成像平面的中心(即，成像轴与成像平面交叉的位 置)。在图3中，投影A和B分别从OaSa和ObSb的方向被观看。这两个2D图像投影与DRR 相比较，以实现用于整体患者对准和用于目标跟踪的图像配准和对准。在图3的例子中，两 个源-检测器位置的角间隔被示为90度以便于图示，且以下等式为这个设置而推导出来。 其他的成像几何结构是可能的，且相应的等式可由本领域普通技术人员以直接的方式推导 出来。3D变换可被限定为图4A-4D中从坐标系统[Χρ，Υρ，Ζρ](具有坐标χ'，y'，ζ') 到坐标系统[XK，YE, Ze](具有坐标X，y, ζ)，其是关于六个参数三个平移(Δ χ，Δ y，Δ ζ) 和三个旋转(Δ θχ，Δ 0y, Δ θζ)。两个3D坐标系统之间的3D刚性变换可来源于以下的 基本三角学X = X., y = {y -ζ)Ι4 , Z = {y +z)!4l,θχ=θ,, ey=(ey-ez)/^l2,(1)在投影A的2D坐标系统(xAyA)中，3D刚性变换可被分解成平面内变换(Δ χΑ，Δ yA, Δ ΘΑ)和两个平面外旋转(Δ&ρ Δ ey,)。类似地，在投影B的2D坐标系统(xByB)中，所 述分解包括平面内变换(Δ χΑ，Δ yA，Δ θ Α)和两个平面外旋转(A^i，Δ θ y,)。图4A到4D 示出了本文描述的平面内变换和平面外旋转，其中2D χ射线图像由平面41表示且2D DRR 由平面42表示。注意到两个投影的使用过度限制了 3D刚性变换的六个参数的解，等式(1) 的3D刚性变换可被简化。投影A中的平移xA是与投影B中的xB相同的参数，且投影A中 的平面外旋转与投影B中的民a相同。如果α A和α B分别是投影A和B的几何放大因数 (例如，与源到患者和患者到检测器距离相关的比例因数)，那么坐标系统[x' 1' ζ']和 2D坐标系统之间的平移具有以下关系Δχ' = (αΒΔχΒ-αΑΔχΑ)/2, Ay' = αΑΔγΑ, Δζ' = α Β Δ yB (2)对于投影Α，给定对应于两个平面外旋转( ，Δ θ y,)的不同组合的一组DRR 图像，2D平面内变换(ΔχΑ，ΔΥα, Δ Θα)可通过2D到2D图像比较来估计，且两个平面外旋 转(Δ、，A0y,)可通过使用相似性度量将图像与以下描述的一组DRR图像匹配来计算。 同样地，相同的过程可用于解决投影B的2D平面内变换(ΔχΒ，ΔΥβ, Δ Θβ)和平面外旋转 (△<，Δ θζ,)。如以下所述，对于投影A和投影B两者，平面内变换和平面外旋转可通过图像和DRR之间的配准来独立地获取。当带有匹配的平面外旋转的DRR图像被识别时，平 面内旋转和平面外旋转具有以下关系Δ θ y, = Δ θ β，Δ θ ζ, = Δ θ A (3)对于投影Α，如果平面外旋转θ y,在所述一组参考DRR图像中被忽略，当θ y,小时 (例如，小于5度)，平面内变换可由(ΔχΑ，ΔΥα, Δ Θα)近似描述。一旦作出这个简化假 设，并给定对应于不同平面外旋转Δ θ χΑ的一组参考DRR图像时，平面内变换(ΔΧα，ΔΥα, Δ ΘΑ)和平面外旋转Δ θ χΑ可通过本领域已知的一个或多个搜索方法寻找到。这些方法一 般使用相似性度量的计算，跟随有梯度搜索算法的应用，以最大化治疗中X射线图像和被 选的DRR之间的相似性。相似性度量的例子包括(但不限于)标准化的截面、不同图像的 熵、交互信息、梯度相关、模式强度和梯度差异。可对投影B做相应的简化。给定投影A中的结果(ΔχΑ，ΔΥα, Δ Θα，Δ&)和投影B中的结果(ΔχΒ，ΔΥβ,
Δ θ Β，ΑΘΧβ )，3D图像坐标系统中的3D刚性变换的近似值可使用以下表达式获得
Δχ = (~αΑΔχΑ + αΒΑχΒ)/2 , Ay = (aAAyA -aBAyB)/V2 , Az = (aAAyA + aBAyB)/4 ,ΑΘΧ=(ΑΘΧΛ +ΑΘΧβ)/2, Aey=(A0B-AeA)/yf2, Αθζ=(ΑΘΒ+ΑΘΑ)/^ .(4)因此，将成像系统的3D坐标系统与3D扫描三维区域的3D坐标系统对准所需的六 个参数3D变换可完全由两组四个参数(ΔχΑ，ΔΥα, Δ ΘΑ，Δ6>χ》和(ΔΧβ，ΔΥβ, Δ Θβ,Δ^ )限定。在本领域中已知的确定变换的其他方式在本发明的一个或多个实施方式中被考 虑。在本发明的一个实施方式中，χ射线成像系统的每个投影中的2Dx射线图像可被结合， 用于与预生效的3D扫描数据直接进行2D-3D配准，正如公开号为US 2007/0127845的美国 专利中描述的那样。从上述讨论显然可知，通常，需要两个立体图像，从而使用VOI的2D投影图像和 VOI的DRR来将VOI与参考位置对准。但是，在本发明的以下描述的各种实施方式中，单 视场成像数据(即，单独的2D投影图像)可与相同的投影中的DRR相结合地使用，以验证 VOI的对准，并在初始的立体对准之后检测VOI的移动。例如，在使用骨性结构来执行基于 强度的配准的放射治疗系统(例如，由California的Sunnyvale的Accuray公司开发的 XSIGHT 跟踪系统和6D颅骨跟踪系统)中，一个2D投影在初始的患者对准之后可能对 患者的移动具有低的敏感度。低敏感度可发生在例如缩短或歪曲骨特征部分的2D投影的 患者位置上。但是，其他的2D投影可具有足够水平的敏感度来验证患者位置以及检测患者 的移动。在本发明的其他实施方式中，单视场成像数据可用于在初始的立体对准之后校正 VOI的被检测到的未对准。在一些放射治疗应用中，目标病理(例如，肺肿瘤)可使用两个2D投影直接跟踪， 但是用于整体患者对准的脊柱结构可仅出现在一个投影中(例如，肿瘤和脊柱特征部分之 间的距离可防止其在两个投影的视野中的出现)。如以上所描述，包含脊柱的可用视图的投 影可用于验证对准或检测移动。在一个实施方式中，由California州Sunnyvale的Accuray公司开发的XSIGHT 肺跟踪系统执行两个连续配准，第一整体患者对准是通过脊柱区域配准，然后 直接肿瘤跟踪是通过肿瘤VOI配准。因为脊柱区域和肺肿瘤一般相对远地分离，所以不太 可能看到两个投影图像中的脊柱区域和肺肿瘤两者，因为脊柱结构不能同时保持在两个图 像的视野中。如果脊柱区域在跟踪肺肿瘤期间只出现在一个2D投影图像中，单个的2D投 影图像(例如，单视场成像数据)可用于确认整体患者对准和/或确定使用XSIGHT 肺 跟踪系统的重对准是否必要。使用单个的2D投影图像确认整体患者对准可使系统避免返 回到为脊柱成像以用于执行整体患者对准的位置，但是可保持在为肺肿瘤成像以用于直接 的肿瘤跟踪的位置。可选地，单视场成像数据可用于确认除XSIGHT 肺跟踪系统之外的 其他跟踪系统中的患者对准。再参考图4A到图4D，相同投影中的被选的DRR和χ射线图像在初始立体对准之后 可能同时发生。即，平面内平移参数ΔΥ和ΔΧ、平面内旋转参数Δ θ和平面外旋转参数 Δφ 和Δφ2都将大约为零(在初始对准过程的精确度之内，其可以是例如 0. 5mm)。在这 个初始条件下，VOI的某些旋转和平移可只使用一个投影被监控和检测。如以上提到的，由 于被挡住的成像路径、一个立体图像的差的质量、或限制患者全部暴露于成像放射的需要 或期望，仅一个投影可能是有效的。图5示出了本发明的一个实施方式中的单视场成像系统500，其可以是，例如，成 像系统100的源-检测器对103A和104A或源-检测器对103B和104B中的任一对。单视 场成像系统500包括χ射线源501和具有成像平面504的χ射线检测器502以及由光束轴 507和成像平面504的交叉点限定的成像中心506。在图5中，假定感兴趣的三维区域505 包括可用于图像配准的特征部分503。为了解释的目的，特征部分和特征部分的被投影的图 像被示出为简单的几何形状(即，矩形)。实际中，特征部分可以是复杂形状(例如，骨、颅 骨或脊柱的一部分)、外部的或植入的基准标记的模式或图像强度模式。特征部分503对着角α，该角α是源-特征部分间隔和特征部分503的大小的函 数。成像平面504中的特征部分503的被投影的图像是源_检测器间隔与源_特征部分间 隔的比率的函数。在一个实施方式中，使用立体成像数据将3D治疗坐标系统中的VOI与参考位置对 准可以通过以下方式完成1)获得两个或更多投影中的每个投影中的VOI的第一 2D投影 图像，以及2)将两个或更多投影中的每个投影中的VOI的2D参考图像与两个或更多投影 中的VOI的第一 2D投影图像配准。VOI的2D参考图像来源于VOI的3D扫描数据的3D变 换。VOI的第一 2D投影图像可通过以下方式配准1)将两个或更多投影中的每个投影的第 一 2D投影图像与两个或更多投影中的每个投影的2D参考图像相比较，2)确定两个或更多 投影中的每个投影的第一 2D投影图像和两个或更多投影中的每个投影中的被选2D参考图 像之间的第一相似性度量，以及3)寻找VOI的坐标系统和VOI的3D扫描数据的坐标系统 之间的最大化第一相似性估量的第一 3D变换。在一个实施方式中，第一 3D变换将VOI的 坐标系统中的体素映射到VOI的3D扫描数据的坐标系统中的对应体素。可选地，可使用本 领域普通技术人员能够理解的其他类型的变换。然后VOI可通过第一 3D变换的反变换而 被移动，以将VOI与参考位置对准。可选地，治疗源可被定位以补偿第一 3D变换。在本发明的一个实施方式中，治疗坐标系统中的VOI的对准可使用单视场成像数 据通过以下方式被监控1)在初始立体对准(在前一个实施方式中描述的)之后获得特征
11部分503的第二 2D投影图像508，以及2)将VOI的第二 2D投影图像与用于对准的DRR比 较。VOI的移动可通过确定VOI的第二 2D投影图像和在一个投影中的VOI的被选的DRR(参 考图像)之间的第二相似性度量来检测，以及通过将第二相似性度量与第一相似性度量相 比较来检测。如果VOI在初始立体对准之后已经移动(即，患者治疗中床上移动)，特征部 分503的第二(单视场)2D投影图像将不同于第一 2D投影图像并生成第二相似性度量，该 第二相似性度量与由用于初始立体对准的根据2D投影图像计算的第一相似性度量不同。 如果第二相似性度量和第一相似性度量之间的差低于预定的值，指示VOI已经移动了少于 临界的量，那么治疗即可继续。检测VOI的移动还可包括寻找最大化第二相似性度量的3D 扫描数据的第二 3D变换。VOI可通过第二 3D变换的反变换移动VOI或通过定位治疗源以 补偿第二 3D变换的方式来重新对准。在另一个实施方式中，治疗坐标系统中的VOI的对准可通过以下方式监控1)在 初始立体对准之后获得特征部分503的第二 2D投影图像508，以及2)将初始立体对准中的 两个或更多投影(例如，χ射线图像对中的一个)中的VOI的第二 2D投影图像与第一 2D投 影图像相比较。像前一个实施方式，VOI的移动可通过确定第二 2D投影图像和第一 2D投 影图像之间的第二相似性度量来检测。如果VOI在初始立体对准之后已经移动(即，患者 治疗中床上移动)，特征部分503的第二(单视场)2D投影图像508将不同于第一 2D投影 图像并生成第二相似性度量，该第二相似性度量与根据用于初始立体对准的2D投影图像 计算的第一相似性度量不同。如果第二相似性度量和第一相似性度量之间的差低于预先确 定的值，指示VOI移动了少于临界的量，那么治疗即可继续。检测VOI的移动还可包括寻找 最大化第二相似性度量的3D扫描数据的第二 3D变换。VOI可通过第二 3D变换的反变换移 动V0I，或放置定位治疗源以补偿第二 3D变换的方式来重新对准。应注意到，图像对图像的 比较可好于图像对DRR的比较，因为DRR(参考图像)趋向于具有比2D投影图像少的用于 比较的细节。图6A-6E示出了单视场成像系统500可怎样用于在初始立体对准之后检测VOI的 移动。在图6A-6E中，特征部分503和特征部分投影图像508 (对应于图5)的初始(参考) 位置以虚线示出，且新的位置以实线示出。图6A示出了依照一个实施方式的VOI的平面内平移。如图6A中示出，X和Y位 移的任何组合的中的VOI的移动将导致成像平面504中的特征部分图像508的可与参考位 置(虚线)相对比的平移。平移可作为不同于以上描述的第一相似性度量的第二相似性度 量被检测。图6B示出了依照一个实施方式的VOI的平面内旋转。如图6B中所示出，VOI的 平面内旋转导致成像平面504内的特征部分图像508的可与参考位置相比较的旋转。平面 内旋转可作为与以上描述的第一相似性度量不同的第二相似性度量被检测。图6C示出了依照一个实施方式的VOI的第一平面外旋转。如图6C中所示出，VOI 的第一平面外旋转将导致成像平面504的特征部分图像508在一个维度上的可与参考位置 相比较的按远近比例缩小。第一平面外旋转可作为与上述的第一相似性度量不同的第二相 似性度量被检测。图6D示出了依照一个实施方式的VOI的第二平面外旋转。如图6D中所示出，VOI 的第二平面外旋转将导致成像平面504中的特征部分图像508在第二维度上的可与参考位置相比较的按远近比例缩小。第二平面外旋转可作为与上述的第一相似性度量不同的第二 相似性度量被检测。图6E示出了依照一个实施方式的沿着成像光束轴的VOI的轴向平移。如图6E中 所示出，如果源和检测器足够近以使得成像光束不平行，VOI的平移将导致成像平面504内 的特征部分图像508的可与参考位置相比较的缩放。轴向平移可作为与上述的第一相似性 度量不同的第二相似性度量被检测。在本发明的一个实施方式中，如果第二相似性度量和第一相似性度量之间的差小 于第一临界值(例如，指示对于患病的解剖结构的实际放射剂量与计划的剂量的差小于最 大量的值)，那么放射治疗可基于初始立体对准数据而继续(即，VOI的坐标系统和VOI的 3D扫描数据的参考坐标系统之间的3D变换)。在本发明的一个实施方式中，如果第二相似性度量和第一相似性度量之间的差大 于或等于第一临界值，那么放射治疗可中断，直到立体成像数据可用于重新对准VOI为止。 如果单视场成像数据是清楚的，则单视场成像数据可用于重新对准V0I。实际上，成像数据 通常不清晰。从图6A和6B可看出，VOI的平面内平移和平面内旋转的方向和幅度可与单 视场成像数据不同。从图6E中可看出，VOI的轴向平移的方向和幅度还可与单视场成像数 据不同。但是，图6C和6D中示出的VOI的平面外旋转关于正旋转或负旋转不清晰(例如， +5度旋转与_5度旋转没有区分)，因为两种旋转投射出相同的2D投影图像。应注意到，不 清晰只对于对称物体存在。还应注意到，只要图像是透视投影图像，本文描述的实施方式就 可用于计算带有单个(单视场)图像的3D VOI的6D变换。但是，6D变换可在一些维度上 比一对立体图像具有更小的可靠性和更小的精确性。例如，平面外旋转及深度可能不像平 面内参数那么精确。如果单视场成像数据不清晰，如以上所述，那么VOI的2D单视场投影图像可用参 考DRR、以与上述的立体配准相似的方式配准。单视场投影图像可与相同投影中的参考图像 (DRR)(或与第一 2D投影图像)比较，以计算相似性度量，且相似性度量可用于搜寻最大化 相似性度量的3D变换(例如，平面内平移和选择以及轴向平移的组合)。然后，VOI即可通 过3D变换的反变换移动，放射治疗源的位置可用3D变换来校正，或如以上所述可使用部分 移动和部分校正的某个组合。在本发明的一个实施方式中，如果单视场成像数据不清晰，或如果第二相似性度 量和第一相似性度量之间的距离大于或等于第二临界值(例如，指示将导致关键结构和健 康组织暴露于放射超过指定最大值的VOI的移动水平的值)，那么放射治疗可中断，直到立 体成像数据可用于重新对准VOI为止。图7是示出了本发明的一个实施方式中的方法700的流程图。在操作701中，3D 治疗坐标系统中的VOI使用立体成像数据与VOI的参考位置对准。在操作702中，VOI的对 准使用单视场成像数据被监控。在操作703中，确定VOI是否移动。如果VOI未移动，那么 方法在操作702继续。如果VOI移动，那么在操作704确定治疗是否可在未重新对准的情 况下继续(例如，如果移动小于第一临界值)。如果治疗可继续，方法在操作702继续。如 果治疗不能在未重新对准的情况下继续，那么治疗在操作705停止。在操作706，确定未对 准是否可使用单视场成像数据(例如，如上所述)被校正。如果确定VOI可使用单视场成 像数据被重新对准(例如，因为VOI的移动清晰且小于第二临界值)，那么VOI在操作707
13中被重新对准且方法在操作702继续。如果在操作706中确定VOI不能使用单视场成像数 据被重新对准(例如，因为VOI的移动不清晰或大于第二临界值)，那么方法返回操作701 以用于立体对准。图8示出了其中可实现本发明的实施方式的系统800。如以下在图8中描述和示 出的，系统800可包括诊断成像系统1000、治疗计划系统2000和治疗递送系统3000。诊断成像系统1000可以是能够生成患者的医疗诊断图像的任何系统，其可用于 连续的医疗诊断、治疗计划和/或治疗递送。例如，诊断成像系统1000可以是血管造影成 像系统(例如系统100)、计算机断层显像(CT)系统、磁共振成像(MRI)系统、正电子发射断 层扫描(PET)系统、超声系统等。诊断成像系统1000包括成像源1010以生产成像光束(例如χ射线)和成像检测 器1020以检测和接收由成像源1010生成的光束。在本发明的一个实施方式中，诊断成像 系统1000可包括两个或更多诊断X射线源和两个或更多相应的成像检测器。例如，两个X 射线源可暴露在要成像的患者周围，彼此角间隔地固定(例如，90度、45度等)并通过患者 被指向成像检测器，其可与χ射线源完全相反。单个的大的成像检测器或多个成像检测器 也可被使用，其可能由每个χ射线成像源照射。可选地，成像检测器和成像源的其他的数字 和设置可被使用。成像源1010和成像检测器1020可被耦合到数字处理系统1030，以控制成像操作 和处理图像数据。诊断成像系统1000包括用于在数字处理系统1030、成像源1010和成像 检测器1020之间传送数据和命令的总线或其他装置1035。数字处理系统1030可包括一 个或多个通用处理器(例如，微处理器)、专用处理器例如数字信号处理器(DSP)或其他类 型的器件例如控制器或现场可编程门阵列(FPGA)。数字处理系统1030还可包括其他部件 (未示出)例如存储器、存储设备、网络适配器等。数字处理系统1030可设置为生成标准 格式的数字诊断图像，例如DICOM(医学中的数字成像和通信)格式。在本发明的其他实施 方式中，数字处理系统1030可生产其他的标准的或非标准的数字图像格式。数字处理系统 1030可通过数据链接1500发送诊断图像文件(例如，前述的DICOM格式的文件)到治疗计 划系统2000，数据链接可以是例如直接链接、局域网(LAN)链接或广域网(WAN)链接例如互 联网。另外，在系统之间传送的信息可以通过连接系统的通信媒介被拉或推，例如在远程诊 断或治疗计划设置中。在远处诊断或治疗计划中，无论在系统用户和患者之间是否存在物 理间隔，用户可使用本发明的实施方式诊断或治疗计划。治疗计划系统2000包括处理设备2010来接收和处理图像数据，例如上述的血管 造影成像数据和3D扫描数据。处理设备2010可表示一个或多个通用处理器(例如微处理 器)、专用处理器例如数字信号处理器(DSP)或其他类型的器件例如控制器或现场可编程 门阵列(FPGA)。处理设备2010可设置为执行指令，用于完成本文讨论的治疗计划和/或图 像处理操作，例如本文描述的脊柱影像分割工具。治疗计划系统200还可包括可包含随机存取存储器(RAM)的系统存储器2020、或 其他的动态存储设备，其通过总线2055耦合到处理设备2010，用于存储信息和由处理设备 2010执行的指令。系统存储器2020还可用于在处理设备2010执行指令的过程中存储临时 变量或其他的中间信息。系统存储器2020还可包括耦合到总线2055的只读存储器(ROM) 和/或其他的静态存储设备，用于存储处理设备2010的静态信息和指令。
治疗计划系统2000还可包括存储设备2030，其表示耦合到总线2055用于存储信 息和指令的一个或多个存储设备(例如，磁盘驱动器或光盘驱动器)。存储设备2030可用 于存储指令，其用于执行本文讨论的治疗计划步骤和/或用于存储本文所讨论的3D成像数 据和DRR。处理设备2010还可耦合到显示设备2040，例如阴极射线管(CRT)或液晶显示器 (IXD)，用于向用户显示信息(例如，VOI的2D或3D表示)。输入设备2050例如键盘可耦 合到处理设备2010，用于向处理设备2010传送信息和/或命令选择。一个或多个其他用户 输入设备(例如，鼠标、跟踪球或光标方向键)还可用于传送直接的信息，以选择用于处理 设备2010的命令以及控制光标在显示器2040上的移动。应意识到，治疗计划系统2000只代表治疗计划系统的一个例子，其可以有很多不 同的设置和结构，其可包括比治疗计划系统2000的更多的部件或更少的部件，且可用于本 发明。例如，一些系统常具有多个总线，例如外围总线、专用缓存总线等。治疗计划系统2000 还可包括MIRIT (医疗图像查看和输入工具)以支持DICOM输入(因此图像可被融合(fuse) 且目标被圈定在不同系统上，且然后被输入到治疗计划系统中以用于计划和剂量计算)，允 许用户在各种成像形态(例如，MRI、CT、PET等)中的任一种成像形态上制定治疗计划和查 看剂量分配的扩展的图像融合能力。治疗计划系统在本领域中已知；因此，未提供更加详细 的讨论。治疗计划系统2000可与治疗递送系统例如治疗递送系统3000共用其数据库(例 如，存储在存储设备2030中的数据)，以使得其可能不必要在治疗递送之前从治疗计划系 统中输出。治疗计划系统2000可通过数据链接2500连接到治疗递送系统3000，其可以是 如以上关于数据链接1500描述的直接链接、LAN链接或WAN链接。应注意到当数据链接 1500和2500作为LAN和WAN连接实现时，诊断成像系统1000、治疗计划系统2000和/或 治疗递送系统3000中任一个可在分散的位置，以使得系统可物理上彼此远离。可选地，诊 断成像系统1000、治疗计划系统2000和/或治疗递送系统3000中的任一个可在一个或多 个系统中彼此集成。治疗递送系统3000包括治疗和/或手术放射源3010，以将规定的放射剂量控制到 符合治疗计划的目标三维区域。治疗递送系统3000还可包括成像系统3020，以捕捉患者 三维区域(包括目标三维区域)的内部治疗图像，以用于配准或与上述的诊断图像相互关 联，以便关于放射源定位患者。成像系统3020可包括上述的任何成像系统。治疗递送系统 3000还可包括数字处理系统3030以控制放射源3010、成像系统3020和患者支持设备例如 治疗床(treatment cOuch)3040。数字处理系统3030可设置为配准来自两个或更多立体 投影的成像系统3020的2D射线图像，其中数字重构的射线(例如，来自分割的3D成像数 据的DRR)由诊断成像系统1000中的数字处理系统1030生成和/或DRR由治疗计划系统 2000中的处理设备2010生成。数字处理系统3030可包括一个或多个通用处理器(例如， 微处理器)、专用处理器例如数字信号处理器(DSP)或其他类型的器件例如控制器或现场 可编程门阵列(FPGA)。数字处理系统3030还可包括其他部件(未示出)例如存储器、存储 设备、网络适配器等。数字处理系统3030可通过总线3045或其他类型的控制和通信接口 耦合到放射源3010、成像系统3020和治疗床3040。数字处理系统3030可实现方法(例如，就像以上描述的方法1200)，以将从成像系统3020获取的图像与预生效治疗计划图像配准，以便在治疗递送系统3000中将治疗床 3040上的患者对准，并根据目标三维区域精确地定位放射源。治疗床3040可耦合到具有多个自由度(例如5个或更多)的另一个自动装置臂 (未示出)。床臂可有五个旋转自由度和一个实质上垂直的线性自由度。可选地，床臂可 有六个旋转自由度和一个实质上垂直的线性自由度或至少四个旋转自由度。床臂可垂直 地安装到柱状物上或墙上，或水平地安装到基座、地板或天花板上。可选地，治疗床3040 可以是另一个机械机构的部件，例如由California州Sunnyvale的Accuray公司开发的 AXUM 治疗床，或者是本领域普通技术人员已知的另一类型的常规治疗桌。可选地，治疗递送系统3000可以是另一种类型的治疗递送系统，例如，基于台架 的(等中心的)调强放射线疗法(IMRT)系统。在IMRT中，放射光束的形状由使得部分光束 被阻挡的多叶准直器限定，以使得照射在患者身上的剩余的光束有预先限定的形状。结果 所得到的系统产生在等角点彼此交叉的任意形状的放射光束以将剂量分配递送到目标区 域。在IMRT计划中，优化算法选择主光束的子集并确定患者应暴露于每个子集的时间量， 以使得最好地符合所规定的剂量限制。在本发明的一个特定的实施方式中，基于台架的系 统可具有万向放射源磁头组件，其中万向机构具有两个或更多自由度。应注意到，在基于台 架的系统的实施方式中，台架的某些角阻挡一个成像器是事先知道的。对于这些台架角，单 个图像可被获得，且如本发明所描述的图像引导程序中的跟踪的质量保证原则可被使用。应注意到，本文描述的方法和装置不限于仅用于医疗诊断成像和治疗。在本发明 的可选实施方式中，本文中的方法和装置可用于医疗技术领域之外的应用中，例如工业成 像和材料的非毁坏性测试(例如，汽车工业中的电动机座(motor block)、航空工业中的机 体，建筑工业中的焊接和石油工业中的钻芯)和地震勘测。在这样的应用中，例如，“治疗” 可一般指由治疗计划系统控制的操作的实现，例如光束的应用(例如，放射、声学等)且“目 标”可指非解剖结构的对象或区域。本发明的实施方式包括本文中描述的各种操作。这些操作可由硬件部件、软件、固 件或其组合执行。通过本文描述的各种总线提供的任何信号可与其他信号时分复用，并通 过一个或多个共用总线提供。另外地，电路部件或模块之间的相互连接可被示为总线或单 独的信号线。每条总线可以可选地是一条或多条独立的线，且每条独立的信号线可以可选 地是总线。本发明的某些实施方式可作为可包括存储在机器可读介质上的指令的计算机程 序产品来实现。这些指令可用于对通用或专用的处理器编程，以执行所描述的操作。机器 可读介质包括用于以机器(例如，计算机)可读的形式(例如，软件、处理应用)存储或发 送信息的任何机构。机器可读介质可包括但不限于，磁存储介质(例如，软盘)；光存储介质 (例如，CD-ROM)；磁-光存储介质；只读存储器(ROM)；随机存取存储器(RAM)；可擦除可编 程存储器(ROM)；随机存取存储器(RAM)；可擦除可编程存储器(例如，EPROM和EEPR0M)； 闪存；电、光学、声学或其他形式的传播信号(例如，载波、红外信号、数字信号等)；或适用 于存储电子指令的其他类型的介质。另外地，本发明的一些实施方式可在分布式计算环境中实现，其中机器可读介质 存储在多于一个的计算机系统中和/或由多于一个的计算机系统执行。另外，在计算机系 统之间传送的信息可通过连接例如在远程诊断或监控系统中的计算机系统的通信介质被拉或推。在远处诊断或监控中，尽管在用户和患者之间存在物理间隔，用户可诊断或监控患 者。另外，治疗递送系统可远离治疗计划系统。尽管本文的方法的操作以特定的顺序示出和描述，但每个方法的操作的顺序可被 改变，以使得确定的操作可通过相反的顺序被执行，或使得确定的操作可至少部分地与其 他操作同时执行。在本发明的另一个实施方式中，不同的操作的指令或子操作可能是以间 断的和/或交替的方式。另外地，一些操作可在特定方法的叠代中重复。在以上的说明书中，本发明参考其具体的示例性实施方式描述。但是，很明显，可 对示例性实施方式作出各种修改和改变而不偏离如所附的权利要求所阐述的本发明的更 宽的精神和范围。因此，本说明书和附图被认为是说明性的意义而不是限制性的意义。
权利要求
一种方法，包括使用立体成像数据将三维(3D)治疗坐标系统中的感兴趣的三维区域(VOI)与参考位置对准；以及使用单视场成像数据监控3D治疗坐标系统中的VOI的对准。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括使用所述单视场成像数据检测所述3D治疗坐标 系统中的所述VOI的移动。
3.根据权利要求2所述的方法，还包括使用所述单视场成像数据确定所述VOI是否可 在所述3D治疗坐标系统中被重新对准。
4.根据权利要求2所述的方法，还包括使用所述单视场成像数据重新对准所述3D治疗 坐标系统中的所述VOI。
5.根据权利要求4所述的方法，其中将所述VOI与参考位置对准包括获得两个或更多投影中的每个投影中的所述VOI的第一二维(2D)投影图像；以及将所述两个或更多投影中的每个投影中的所述VOI的所述第一 2D投影图像与所述两 个或更多投影中的每个投影中的所述VOI的2D参考图像配准，其中所述VOI的所述2D参 考图像来源于所述VOI的3D扫描数据的3D变换。
6.根据权利要求5所述的方法，其中所述配准包括将所述两个或更多投影中的每个投影中的所述第一 2D投影图像与所述两个或更多投 影中的每个投影中的所述2D参考图像相比较；确定所述两个或更多投影中的每个投影中的所述第一 2D投影图像和所述两个或更多 投影中的每个投影中的被选2D参考图像之间的第一相似性度量；以及寻找所述VOI的坐标系统和所述VOI的所述3D扫描数据的坐标系统之间的最大化所 述第一相似性度量的第一 3D变换，其中所述第一 3D变换将所述VOI的所述坐标系统中的 体素映射到所述VOI的所述3D扫描数据的所述坐标系统中的相应体素。
7.根据权利要求6所述的方法，其中将所述VOI与所述参考位置对准包括通过所述第 一 3D变换的反变换移动所述VOI和定位治疗源以补偿所述第一 3D变换中的至少一种。
8.根据权利要求6所述的方法，其中监控所述3D治疗坐标系统中的所述VOI的所述对 准包括获得所述两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的第二 2D投影图像；以及将所述两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的所述第二 2D投影图像与所选择 的2D参考图像相比较。
9.根据权利要求8所述的方法，其中检测所述VOI的所述移动包括确定所述两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的所述第二 2D投影图像和所述 VOI的所选择的2D参考图像之间的第二相似性度量；以及将所述第二相似性度量与所述第一相似性度量相比较。
10.根据权利要求9所述的方法，其中检测所述VOI的所述移动还包括寻找最大化所述 第二相似性度量的所述3D扫描数据的第二 3D变换。
11.根据权利要求10所述的方法，其中重新对准所述3D治疗坐标系统中的所述VOI包 括通过所述第二 3D变换的反变换移动所述VOI。
12.根据权利要求10所述的方法，其中重新对准所述3D治疗坐标系统中的所述VOI包括定位治疗源以补偿所述第二 3D变换。
13.根据权利要求10所述的方法，其中所述第二相似性度量和所述第一相似性度量之 间的差别小于临界值，所述方法还包括基于所述VOI的所述坐标系统和所述VOI的所述3D 扫描数据的所述坐标系统之间的所述3D变换继续放射治疗过程。
14.根据权利要求10所述的方法，其中所述第二相似性度量和所述第一相似性度量之 间的差别大于或等于临界值，所述方法还包括中断放射治疗过程直到所述立体成像数据有 效。
15.根据权利要求6所述的方法，其中监控所述3D治疗坐标系统中的所述VOI的所述 对准包括获得所述两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的第二 2D投影图像；以及 将所述两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的所述第二 2D投影图像与所述第 一 2D投影图像相比较。
16.一种治疗递送系统，包括定位系统，该定位系统用于定位感兴趣的三维区域(VOI)； 成像系统，该成像系统设置为获得所述VOI的立体图像；以及 处理设备，该处理设备用于控制立体成像系统和所述定位系统，其中所述处理设备设 置为使用立体成像数据将所述VOI与三维(3D)治疗坐标系统中的参考位置对准；以及 使用单视场成像数据监控所述3D治疗坐标系统中的所述VOI的对准。
17.根据权利要求16所述的治疗递送系统，其中所述处理设备还设置为使用所述单视 场成像数据检测所述3D治疗坐标系统中的所述VOI的移动。
18.根据权利要求17所述的治疗递送系统，其中所述处理设备还设置为使用所述单视 场成像数据确定所述VOI是否可在所述3D治疗坐标系统中被重新对准。
19.根据权利要求17所述的治疗递送系统，其中所述处理设备还设置为使用所述单视 场成像数据控制所述定位系统以重新对准所述3D治疗坐标系统中的所述V0I。
20.根据权利要求17所述的治疗递送系统，其中所述定位系统包括具有五个或更多自 由度的自动装置定位系统。
21.根据权利要求17所述的治疗递送系统，还包括由所述处理设备控制的放射治疗 源，其中所述处理设备设置为使用所述单视场成像数据定位所述放射治疗源以补偿所述 VOI的所述移动。
22.一种制造产品，包括计算机可读介质，该计算机可读介质包括指令，所述指令当由 计算机执行时使得所述计算机执行操作，所述操作包括使用立体成像数据将三维(3D)治疗坐标系统中的感兴趣的三维区域(VOI)与参考位 置对准；使用单视场成像数据监控所述3D治疗坐标系统中的所述VOI的对准； 使用所述单视场成像数据检测所述3D治疗坐标系统中的所述VOI的移动；以及 使用所述单视场成像数据重新对准所述3D治疗坐标系统中的所述VOI。
23.根据权利要求22所述的制造产品，其中将所述VOI与所述参考位置对准包括 获得两个或更多投影中的每个投影中的所述VOI的第一二维(2D)投影图像；以及将所述两个或更多投影中的每个投影中的所述VOI的所述第一 2D投影图像与所述两 个或更多投影中的每个投影中的所述VOI的2D参考图像配准，其中所述VOI的所述2D参 考图像来源于所述VOI的3D扫描数据的3D变换，其中配准包括将所述两个或更多投影中的每个投影中的所述第一 2D投影图像与所述两个或更多投 影中的每个投影中的所述2D参考图像相比较；确定所述两个或更多投影中的每个投影中的所述第一 2D投影图像与所述两个或更多 投影中的每个投影中的被选择的2D参考图像之间的第一相似性度量；以及寻找所述VOI的坐标系统和所述VOI的所述3D扫描数据的坐标系统之间的最大化所 述第一相似性度量的第一 3D变换，其中所述第一 3D变换将所述VOI的所述坐标系统中的 体素映射到所述VOI的所述3D扫描数据的所述坐标系统中的相应体素。
24.根据权利要求23所述的制造产品，其中将所述VOI与所述参考位置对准包括通过 所述第一 3D变换的反变换移动所述VOI或定位治疗源以补偿所述第一 3D变换。
25.根据权利要求23所述的制造产品，其中监控所述3D治疗坐标系统中的所述VOI的 所述对准包括获得所述两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的第二 2D投影图像；以及将所述两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的所述第二 2D投影图像与所述VOI 的所选择的2D参考图像相比较。
26.根据权利要求25所述的制造产品，其中检测所述VOI的所述移动包括确定所述 两个或更多投影中的一个投影中的所述VOI的所述第二 2D投影图像和所述VOI的所选择 的2D参考图像之间的第二相似性度量；以及将所述第二相似性度量与所述第一相似性度量相比较。
27.根据权利要求25所述的制造产品，其中检测所述VOI的所述移动还包括寻找最大 化所述第二相似性度量的所述3D扫描数据的第二 3D变换。
28.根据权利要求27所述的制造产品，其中重新对准所述3D治疗坐标系统中的所述 VOI包括通过所述第二 3D变换的反变换移动所述V0I，或者定位治疗源以补偿所述第二 3D变换。
29.一种设备，包括用于立体地对准3D坐标系统中的感兴趣的三维区域的装置；以及用于单视场地监控所述感兴趣的三维区域的对准的装置。
30.根据权利要求29的设备，还包括用于使用所述单视场成像数据检测所述3D治疗坐 标系统中的所述VOI的移动的装置。
31.根据权利要求30所述的设备，还包括用于使用所述单视场成像数据重新对准所述 3D治疗坐标系统中的所述VOI的装置。
全文摘要
文档编号G06K9/00GK101952837SQ200880124868
公开日2011年1月19日 申请日期2008年12月11日 优先权日2008年1月15日
发明者Fu Dongshan, Kuduvalli Gopinath, Jr Calvin R Maurer Jr 申请人:Accuray Inc