专利名称：锥形束ct图像用于放疗剂量计算的个体化ct值校正方法
技术领域：
本发明涉及一种锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，更具体的说，尤其涉及一种利用扇形束CT值-电子密度值映射关系和个体化CT值校正表获取锥形束CT图像电子密度值并用于剂量计算的方法。
背景技术：
现代放射治疗技术，比如三维适形放疗、调强放疗，通常依靠扇形束CT扫描来完成放疗定位，并据此制定放疗计划。这是由于定位扇形束CT图像的CT值与成像目标的电子密度之间具有相对稳定的映射关系。这种映射关系通常被事先测定并被存储在放疗计划系统，以便放疗计划系统在获得扇形束CT图像后，将其CT值转换为电子密度值，从而进行剂量计算。各种调强放疗技术利用这些电子密度信息，可以在患者的用于放疗定位的扇形束CT图像上制订调强放疗计划，将高度适形的剂量分布投射到静止靶区。然而，放射治疗过程通常采用分割照射技术，即放疗需要分若干次进行。分次放疗过程中，肿瘤及其周围重要器官的位置和形状可能产生变化(比如肿块的位移、增大、退缩或扭曲)。另外，每次治疗前的摆位也会引起患者身体的位移或扭曲。基于对这些变化的考虑，常规的做法是将肿瘤区域外放一定范围作为照射靶区，结果是造成肿瘤周围更多正常组织的放射损伤。当肿瘤的位置和形状发生较大变化时，通常需要重新采集定位CT，重新制定放疗计划。利用集成在医用直线加速器上的锥形束CT，可以在患者躺在治疗床上时采集在线的锥形束CT图像，从而允许医生在放疗摆位后立即获取患者的体内肿瘤和其周围正常组织器官的位置和形状的变化信息。根据体内肿瘤和周围组织器官的变化信息，利用在线获取的锥形束CT修改初始放疗计划或者重新制订放疗计划，可以避免肿瘤和周围组织器官的分次间变化引起的错误的剂量投放和相关的放疗副反应。然而，由于锥形束CT固有的电子散射的原因，使得重建的锥形束CT图像的CT值和成像目标的电子密度之间的映射关系不确定。锥形束CT图像的CT值和成像目标的电子密度之间的映射关系不仅随成像目标的不同而变化，而且同一个成像目标的不同部位的CT值与其对应电子密度之间的映射关系也会变化。这使得通常使用在扇形束CT图像上的通过建立一个普适的CT值与电子密度转换表的方法不能适用于锥形束CT。理论上，精确地配准扇形束CT和锥形束CT图像产生的变形场后，可以将扇形束CT 图像中的CT值映射到对应的锥形束CT图像的解剖结构，使融合的图像既包含扇形束CT准确的CT值，又具有锥形束CT的解剖结构。然而，精确地三维图像配准通常需要很大的计算量和较长的计算时间，同时，根据选用的配准算法和不同的扇形束CT和锥形束CT图像中配准目标变化反应的配准难易程度的不同，会产生不同程度的配准误差，较大的配准误差需要进一步的手工调整，这就需要花费更多的时间，因此，对于在患者躺在治疗床上等待治疗的时间内，通过精确地图像配准来完成在线射野调整或重新计划是非常困难的。同时我们注意到，每个分次放疗利用锥形束CT采集影像前，都需要对病人进行摆位，在每次锥形束CT图像采集时，病人的体位状态都有较好的重复性。这使得针对特定的锥形束CT扫描参数和特定的病人，不同分次获取的锥形束CT图像相同的局部区域CT值到电子密度的映射关系是稳定的。利用这个特点，我们发明了一种包涵局部信息的锥形束CT 影像CT值的个体化校正方法。
发明内容
本发明为了克服上述技术问题的缺点，提供了一种利用扇形束CT值-电子密度值映射关系和个体化CT值校正表获取锥形束CT图像电子密度值并用于剂量计算的方法。本发明的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，其特别之处在于，包括以下步骤(1)确定CT值到电子密度映射关系，即确定由定位扇形束CT图像的 CT值到成像目标的电子密度之间的映射关系；(2) CT图像采集，采集患者同一身体部位的锥形束CT图像和定位扇形束CT图像，并将两套CT图像进行配准；(3)区域分割，将锥形束 CT图像和扇形束CT图像配准后重叠的三维区域按指定尺寸的长方体分割为N级局部区域；
设第η级长方体的长、宽和高分别为 、4和。，第η+1级局部区域包含于第η级局部区
域，且第η+1级局部区域的边长分别为、和^ ；N和η均为正整数，且1彡η彡N，
NS 3 ;(4)获取个体化多级CT值校正表，通过统计和计算该患者各个局部区域内锥形束CT 图像中像素的CT值与扇形束CT图像中对应像素的CT值，获得N级局部区域锥形束CT图像CT值到扇形束CT图像CT值的校正表；(5)锥形束CT值的校正，对于之后每一次获取的该患者的锥形束CT图像，利用步骤(4)获取的个体化多级CT值校正表对其进行校正，以便使校正后的锥形束CT图像可用于电子密度信息计算；(6)映射至电子密度，对校正后的锥形束CT图像利用步骤(1)中获得的映射关系，计算出成像目标的电子密度，由电子密度信息可进行剂量计算。步骤(1)用于确定由扇形束CT图像的CT值到电子密度之间的转换映射关系，以便以后的调取使用。步骤(2)用于实现锥形束CT图像和扇形束CT图像的配准。 步骤(3)中的第η+1级局部区域为第η级局部区域的一部分，且第η级局部区域体积为第 η+1级局部区域体积的8倍。利用步骤(4)中获得的CT值校正表，可以把锥形束CT图像的 CT值转化为对应的扇形束CT图像的CT值，以便进行剂量计算。步骤(5)和(6)利用CT值校正表以及步骤(1)中获得的映射关系，把锥形束CT图像的CT值转化为了电子密度信息， 以便进行剂量计算。根据计算的剂量信息，可以对放疗计划作出评估，确定是否需要优化放疗方案。本发明的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，所述步骤的配准方法为刚体配准方法或采用基于梯度场的变约束图像变形配准方法。刚体配准方法是指通过患者整体的平移或旋转，来实现配准的目的；所述的基于梯度场的变约束图像变形配准方法为专利号为CN201010520917. 6的专利中所公开的一种配准方法。本发明的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，所述步骤(4 ) 中，锥形束CT图像中像素与定位扇形束CT图像中对应像素是由步骤O)中的图像配准产生的变形场确定的。本发明的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，所述步骤(4 ) 中，统计和计算该患者各个局部区域内锥形束CT图像中像素的CT值与扇形束CT图像中对应像素的CT值，包括以下步骤(4-1)各个局部区域建立各自的锥形束CT图像CT值到扇
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说明书
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形束CT图像CT值的校正表；(4-2)对于一个局部区域，分别统计局部区域内存在的各个锥形束CT值对应的像素数；(4-3)对于一个局部区域，特定的锥形束CT值对应的像素数大于设定值Nmin，则这些锥形束CT值相同的图像像素所对应的扇形束CT图像像素的CT值的平均值作为校正表中此锥形束CT值对应的扇形束CT校正值；特定的锥形束CT值对应的像素数小于Nmin，则此锥形束CT值不参与此局部区域校正表的建立；(4-4)对于锥形束CT图像中像素通过变形场对应的扇形束CT图像中像素位置不为整数时，利用与待计算像素相邻的八个顶点像素的CT值，通过三线差值的方法获得待计算像素的CT值；(4-5)如果锥形束CT图像中像素CT值与对应扇形束CT图像中像素CT值相差超过设定值Diff，此像素不参与平均值的计算。所述的“锥形束CT图像中像素通过变形场对应的扇形束CT图像中像素位置不为整数”即锥形束CT图像中像素通过变形场对应的扇形束CT图像中坐标位于几个相邻像素之间。步骤(4-3)通过确保校正表中的每个校正数据至少对应Nmin个像素值， 以使校正数据更紧接真实值；步骤(4-4)利用八个相邻顶点像素的CT值并通过三线差值的算法获得待计算扇形束CT像素的CT值，实现了对待计算像素CT值的合理近似；步骤(4-5) 认为差值过大的锥形束CT图像像素与对应扇形束CT图像像素是错误的对应，进行舍去。本发明的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，所述步骤(5 ) 中锥形束CT图像采集参数与步骤(1)中锥形束CT图像的采集参数相同。只有保证采集的参数相同，才能保证之后采集的锥形束CT图像与第一次采集的锥形束CT图像具有一致的对应关系，保证图像CT值计算的准确性。本发明的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，所述步骤(5 ) 中利用步骤(4)获取的个体化多级CT值校正表对其进行校正时，优先采用局部信息进行校正，既当一个锥形束CT图像像素的CT值在其所处的n+1级和η级校正表中都存在对应的扇形束CT校正值时，优先选用n+1级校正表中的校正值进行校正。由于锥形束CT图像像素CT值到扇形束CT图像像素CT值的对应关系在不同位置会有所不同，优先采用局部信息进行校正进一步保证了 CT值校正的准确性。对于锥形束CT图像各个局部区域CT值到电子密度的映射关系的获取，由于病人的电子密度信息不方便直接获得，而用于放疗定位的扇形束CT图像与成像目标的电子密度之间有稳定的转换关系。为制定放疗计划，首先病人在放疗前进行扇形束CT图像的扫描，我们可以通过图像配准获取锥形束CT和扇形束CT图像各个局部区域CT值之间的映射关系来代替获取锥形束CT图像各个局部区域CT值到电子密度的映射关系。以后获取的锥形束CT图像直接用这些映射关系来将锥形束CT图像CT值校正为对应扇形束CT图像CT 值，校正后的图像利用计划系统中扇形束CT的CT值到电子密度的映射表转换得到电子密度信息，以进行剂量计算。于是，上面所述的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT 值校正方法法中，首先进行扇形束CT扫描和第一次锥形束CT扫描，并建立由扇形束CT图像到成像目标的电子密度之间的映射关系以及由锥形束CT图像CT值到扇形束CT图像个体化CT值的校正表。在以后的锥形束CT图像中直接用这个映射关系来进行CT值到电子密度的转换，不但可以节约大量的在线配准和处理时间，而且可以避免每次配准都产生的配准误差。本发明的有益效果是本发明建立了由定位扇形束CT图像到成像目标的电子密度信息的映射关系以及由锥形束CT图像到定位扇形束CT图像的个体化CT值校正表，并利用获得的映射关系和个体化CT值校正表实现了把每次采集的锥形束CT图像信息快速、 方便地转化为电子密度信息，实现了基于锥形束CT图像的放疗剂量计算；本发明把锥形束 CT图像与扇形束CT图像重叠的区域分割为N级局部区域来获取多级CT值校正表，使得CT 值校正信息更加准确和完善；本发明多级CT值校正表的建立基于患者的具体解剖结构，因此，患者的多级CT值校正表具有个体化特征，使得CT值校正过程更加准确。
图1为锥形束CT图像和扇形束CT图像三级区域分割示意图； 图2为第一级校正表的示意图3为第二级校正表的示意图； 图4为第三级校正表的示意图。
具体实施例方式配准某个病人放疗定位时采集的扇形束CT图像和第一次放疗时采集的锥形束CT 图像，病人在第一次治疗时，由于两CT图像之间的采集间隔很短，通常情况下肿瘤及其周围正常组织器官的变化不大，可以通过刚体配准和精确的摆位完成治疗，本发明中所述的为获取锥形束CT中像素和扇形束CT中像素的对应关系而进行的刚体或变形配准可以离线完成。对于少数病人在第一次治疗时，肿瘤及其周围正常组织器官就有较大变化需要修改治疗计划的情况，本发明中描述的配准过程需要在线完成，为重新制订治疗计划提供锥形束CT图像对应的电子密度信息，这需要花费较长的时间，但以后治疗中的锥形束CT图像的 CT值校正则可以利用这次建立的一系列包含局部校正信息的校正表快速完成。为获取锥形束CT中像素和扇形束CT中像素的对应关系而进行的配准可以采用刚体配准的方法和(或)变形配准的方法。对于在扇形束CT扫描和第一次锥形束CT扫描之间几乎没有解剖结构变形的情况，比如颅内病变，只需要刚体配准就可以获得足够准确的锥形束CT和扇形束CT中像素的对应关系。对于存在解剖结构变形的情况，则需要单独采用变形配准或者采用刚体配准与变形配准相结合的方法来获得像素之间的对应关系。根据配准结果产生的锥形束CT中像素和扇形束CT中像素的对应关系，依据锥形束CT中像素和扇形束CT中像素的对应关系自动生成多个具有局部校正信息的锥形束CT 图像CT值校正表。在生成校正表的过程中，对不满足条件的错误的像素对应关系进行滤除。这些错误的对应关系可能由配准误差或其它的原因造成。具有局部校正信息的锥形束 CT图像CT值校正表的建立，要优先使用局部得到的CT值校正信息。同一个病人以后获取的锥形束CT需要和第一次采集的锥形束CT使用相同的扫描参数。将第一次锥形束CT扫描后获取的一系列包含局部校正信息的校正表应用于同一个病人以后获取的锥形束CT的CT值校正，即对于新采集的锥形束CT中某个局部区域采用先前获取的对应的包含此区域局部信息的CT值校正表进行校正，以使这些校正后的锥形束 CT可以通过计划系统中预存的扇形束CT值到电子密度转换表获得准确的电子密度信息。 下面给出一个具体的实施步骤
(1)确定CT值到电子密度映射关系，即确定由扇形束CT图像的CT值到成像目标的电子密度之间的映射关系，以便在后面调取使用；通常此映射关系储存在放疗计划系统；
7(2)CT图像采集，采集患者同一身体部位的锥形束CT图像和扇形束CT图像，采用基于梯度场的变约束图像变形配准方法将两CT图像进行配准；该变形配准方法在申请号为 CN201010520917. 6的专利中有详细公开；
(3)区域分割，将锥形束CT图像和扇形束CT图像配准后重叠的三维区域按指定尺寸的长方体分割为N级局部区域；设第η级长方体的长、宽和高分别为~入和Q，第n+1级
局部区域包含于第η级局部区域，且第n+1级局部区域的边长分别为、 、和；N和 η均为正整数，且1彡η彡N，N彡3 ；
(4)获取个体化多级CT值校正表，通过统计和计算各个局部区域内锥形束CT图像中像素的CT值与扇形束CT图像中对应像素的CT值，获得N级局部区域锥形束CT图像CT值到扇形束CT图像CT值的个体化校正表；
(5)锥形束CT值的校正，对于之后每一次获取的锥形束CT图像，利用步骤(4)获取的 CT值校正表对其进行校正，以便使校正后的锥形束CT图像可用于电子密度信息计算；
(6)映射至电子密度，对校正后的锥形束CT图像利用步骤(1)中获得的映射关系，计算出成像目标的电子密度，由电子密度信息可进行剂量计算。如图1、图2、图3和图4所示，给出了 N等于3时由锥形束CT图像CT值到扇形束 CT图像CT值校正表的示意图，所示的锥形束CT图像和扇形束CT图像均为三维图像，所示的第一级校正表包含整个容积图像内锥形束CT图像CT值到扇形束CT图像CT值的映射关系，而第二级和更小的第三级则只包含对应局部范围的映射关系。如图所示，第一级校正区域为第二级校正区域的8倍，第二级校正区域为第三级校正区域的8倍；如果N的值大于3， 则级数越大，对应的区域就越小。从图2、图3和图4中还可以看出，从第一级校正表到第三级校正表对应的校正信息逐渐减少。在此实施例中，参数Nmin设定为10，既对于一个局部区域，特定的锥形束CT值对应的像素数大于10，则这些锥形束CT值相同的图像像素所对应的扇形束CT图像像素的CT值的平均值作为校正表中此锥形束CT值对应的扇形束CT 校正值。特定的锥形束CT值对应的像素数小于10，则此锥形束CT值不参与此局部区域校正表的建立。在上述过程中，如锥形束CT图像中像素通过变形场对应的扇形束CT像素位置不为整数时，我们利用相邻的八个顶点像素的CT值，通过三线插值的方法获得对应的CT 值。在此实施例中参数Diff设定为700，既对于锥形束CT图像中像素CT值与对应扇形束 CT图像中像素CT值相差超过700的情况，我们认为是错误的对应，此像素不参与平均值的统计。以后进行同一个病人的锥形束CT采集时，扫描参数要和第一次锥形束CT图像扫描时相同。获取的锥形束CT图像，直接利用已经获得的多级锥形束CT图像CT值到扇形束 CT图像CT值的校正表，逐像素的进行校正。校正优先采用所属区域对应的最低级的校正表(这里为第三级校正表)。因为低级的校正表只包含较少的校正信息，当校正过程中当前级局部校正表不包含需要的CT值校正信息时，则使用当前局部所在的上一级(第二级校正表)的校正表，直到获得对应的校正信息。在整个三维锥形束CT影像校正完成后，校正后的图像信息根据扇形束CT值到电子密度的映射表再进行剂量计算。对于四维锥形束CT图像，是由多个不同呼吸状态的三维锥形束CT图像构成。使用基于梯度场的变约束图像变形配准方法，配准第一次采集的四维锥形束CT图像中某个参考呼吸状态的三维锥形束CT影像和先前采集的扇形束CT影像。
根据上述配准结果获取各级局部区域锥形束CT图像CT值到扇形束CT图像CT值的校正表的方法与上面所述的方法相同。以后进行同一个病人的四维锥形束CT采集时，获取方法和扫描参数要和第一次扫描时相同。利用多级校正表对四维锥形束CT中表示每个呼吸状态的三维锥形束CT影像进行校正的方法与上面所述的方法相同。在整个四维锥形束CT影像校正完成后，校正后的图像可以直接在计划系统中进行剂量计算(计划系统中存有扇形束CT值到电子密度的映射表)。
权利要求
1.一种锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，其特征在于，包括以下步骤(1)确定CT值到电子密度映射关系，即确定由定位扇形束CT图像的CT值到成像目标的电子密度之间的映射关系；(2)CT图像采集，采集患者同一身体部位的锥形束CT图像和定位扇形束CT图像，并将两套CT图像进行配准；(3)区域分割，将锥形束CT图像和扇形束CT图像配准后重叠的三维区域按指定尺寸的长方体分割为N级局部区域；设第η级长方体的长、宽和高分别为 、K和。，第n+1级局部区域包含于第η级局部区域，且第η+1级局部区域的边长分别为 K、iK和K ；N和η均为正整数，且1 < η < N，N > 3 ；(4)获取个体化多级CT值校正表，通过统计和计算该患者各个局部区域内锥形束CT图像中像素的CT值与扇形束CT图像中对应像素的CT值，获得N级局部区域锥形束CT图像 CT值到扇形束CT图像CT值的校正表；(5)锥形束CT值的校正，对于之后每一次获取的该患者的锥形束CT图像，利用步骤(4) 获取的个体化多级CT值校正表对其进行校正，以便使校正后的锥形束CT图像可用于电子密度信息计算；(6)映射至电子密度，对校正后的锥形束CT图像利用步骤(1)中获得的映射关系，计算出成像目标的电子密度，由电子密度信息可进行剂量计算。
2.根据权利要求1所述的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法， 其特征在于所述步骤(2)的配准方法为刚体配准方法或采用基于梯度场的变约束图像变形配准方法。
3.根据权利要求1所述的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法， 其特征在于所述步骤(4)中，锥形束CT图像中像素与定位扇形束CT图像中对应像素是由步骤O)中的图像配准产生的变形场确定的。
4.根据权利要求1所述的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法， 其特征在于所述步骤(4)中，统计和计算该患者各个局部区域内锥形束CT图像中像素的 CT值与定位扇形束CT图像中对应像素的CT值，包括以下步骤(4-1)各个局部区域建立各自的锥形束CT图像CT值到扇形束CT图像CT值的校正表；(4-2)对于一个局部区域，分别统计局部区域内存在的各个锥形束CT值对应的像素数；(4-3)对于一个局部区域，特定的锥形束CT值对应的像素数大于设定值Nmin，则这些锥形束CT值相同的图像像素所对应的扇形束CT图像像素的CT值的平均值作为校正表中此锥形束CT值对应的扇形束CT校正值；特定的锥形束CT值对应的像素数小于Nmin，则此锥形束CT值不参与此局部区域校正表的建立；(4-4)对于锥形束CT图像中像素通过变形场对应的扇形束CT图像中像素位置不为整数时，利用与待计算像素相邻的八个顶点像素的CT值，通过三线差值的方法获得待计算像素的CT值；(4-5)如果锥形束CT图像中像素CT值与对应扇形束CT图像中像素CT值相差超过设定值Diff，此像素不参与平均值的计算。
5.根据权利要求1所述的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法， 其特征在于所述步骤(5)中锥形束CT图像采集参数与步骤(1)中锥形束CT图像的采集参数相同。
6.根据权利要求1所述的锥形束CT图像用于剂量计算的个体化CT值校正方法，其特征在于所述步骤(5)中利用步骤(4)获取的个体化多级CT值校正表对其进行校正时，优先采用局部信息进行校正，即当一个锥形束CT图像像素的CT值在其所处的n+1级和η级校正表中都存在对应的定位扇形束CT校正值时，优先选用n+1级校正表中的校正值进行校正。
全文摘要
本发明的锥形束CT图像用于放疗剂量计算的个体化CT值校正方法，包括(1)建立由扇形束CT图像CT值到成像目标的电子密度值之间的映射关系；(2)采集锥形束和扇形束CT图像；(3)将锥形束和扇形束CT图像重叠区域分割为N级局部区域；(4)获得个体化多级CT值校正表；(5)利用个体化CT值校正表对后续采集的锥形束CT图像进行校正；(6)利用步骤(1)中的映射关系进行放疗剂量的计算。本发明利用CT值校正方法，把锥形束CT图像信息快速、方便地转化为电子密度信息，实现了基于锥形束CT图像的放疗剂量计算；本发明通过建立多级CT值校正表，使得CT值校正信息更加准确和完善；本发明多级CT值校正表的建立基于患者的具体解剖结构，使得CT值校正过程更加准确。
文档编号A61B6/03GK102327126SQ20111020583
公开日2012年1月25日 申请日期2011年7月22日 优先权日2011年7月22日
发明者李宝生, 李洪升, 梁月强 申请人:李宝生, 梁月强