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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201611272876.7 (22)申请日 2016.12.16 (30)优先权数据 15201272.0 2015.12.18 EP (71)申请人 光线搜索实验室公司 地址 瑞典斯德哥尔摩 (72)发明人 斯蒂娜斯文松 (74)专利代理机构 中原信达知识产权代理有限 责任公司 11219 代理人 张焕生谢丽娜 (51)Int.Cl. A61N 5/10(2006.01) G06T 7/00(2017.01) (54)发明名称 放射治疗方法、 计算机程序和计算机系统 (57)。
2、摘要 放射治疗方法、 计算机程序和计算机系统。 本发明公开了一种获取病人身体的部分的3D图 像的方法， 基于具有受限视场的分次图像并且使 用来自具有更大视场的计划图像的信息对其进 行增补。 在分次图像视场以外的区域， 借助在计 划图像和分次图像之间的轮廓线引导的可变形 配准， 使用来自计划图像的轮廓线和解剖数据增 补分次图像。 权利要求书1页 说明书5页 附图3页 CN 106902475 A 2017.06.30 CN 106902475 A 1.一种获得病人身体的至少第一部分的3D合成图像的方法， 所述方法包括以下步骤： 获得对应于所述病人身体的所述第一部分并且具有第一视场的3D计划图像，。
3、 获得所述病人身体的所述第一部分的3D分次图像， 所述分次图像具有第二视场， 较之 所述第一视场， 所述第二视场在至少一个维度受限， 创建模型轮廓， 所述模型轮廓包括所述病人身体的至少一个区域， 该区域被包括在所 述第一视场中但不包括在所述第二视场中， 把所述模型轮廓附加到所述分次图像， 使得在所述分次图像中包括至少一个轮廓部分 以获得中间图像， 所述轮廓部分在所述第二视场以外， 在所述计划图像的轮廓和所述分次图像的轮廓之间执行可变形配准， 使用所述可变形配准的结果， 使得包括来自在所述计划图像中的在所述中间图像的所 述轮廓部分之内的区域的材料信息， 从而获得合成图像。 2.如权利要求1所述的。
4、方法， 其中基于所述计划图像的统计形状模型轮廓被用作所述 模型轮廓， 所述方法包括使所述模型轮廓适应所述分次图像的步骤。 3.如权利要求1或2所述的方法， 其中基于距离变换的成本函数被用于使所述模型轮廓 适应所述分次图像。 4.如前述权利要求的任意一项所述的方法， 包括以下步骤： 在使所述模型轮廓适应所 述分次图像之前， 在所述计划图像和所述分次图像之间执行刚性配准， 以确定所述模型轮 廓和所述分次图像之间的初始重叠。 5.如权利要求1所述的方法， 其中， 选择所述轮廓部分， 使得所述合成图像的视场对应 所述第一视场。 6.如前述权利要求的任意一项所述的方法， 其中， 较之所述分次图像， 所述。
5、计划图像是 在更早的时间点拍摄的所述病人的图像。 7.如前述权利要求的任意一项所述的方法， 其中， 所述3D计划图像是CT图像， 且所述分 次图像是CT或者CBCT图像。 8.如权利要求1到6任意一项所述的方法， 其中， 所述计划图像是MRI图像， 且所述分次 图像是MRI图像。 9.如前述权利要求的任意一项所述的方法， 其中所述材料信息包括密度信息、 原子组 成和/或解剖信息。 10.用于控制计算机的计算机程序产品， 所述计算机程序产品包括计算机可读代码， 所 述计算机可读代码被安排成使所述计算机执行前述权利要求的任意一项所述的方法。 11.如权利要求10所述的计算机程序产品在载体上。 12。
6、.计算机系统(31)， 包括处理器(33)、 数据存储器(34)和程序存储器(35)， 所述数据 存储器被安排为保存至少一个计划图像和/或至少一个分次图像， 且所述程序存储器被安 排为保存根据权利要求10或者11所述的计算机程序产品， 使得所述计算机程序产品可用于 控制所述处理器。 权利要求书 1/1 页 2 CN 106902475 A 2 放射治疗方法、 计算机程序和计算机系统 技术领域 0001 本发明涉及一种图像引导的放射治疗。 背景技术 0002 通常， 利用若干疗次(session)或分次(fraction)对患者提供放射治疗。 在治疗开 始前， 获取病人的计划图像。 这个计划图像。
7、为治疗计划提供了输入数据， 该治疗计划定义了 要给予病人的治疗。 在每个疗次之前获取分次图像， 使得在辐照之前用于辅助患者相对于 治疗单元的定位。 分次图像也可以用于评估在某个疗次期间实际对病人辐照的剂量， 同时 可以用于研究自从获取计划图像以来发生的病人几何形态的改变。 这种改变对于治疗评价 是很重要的， 评价结果可能导致要求更改治疗计划的决定。 在本说明书的情况下， 计划图像 和分次图像两者都是由构成病人身体的投影的若干2D图像建立的3D图像。 0003 剂量计划需要不同器官的位置的信息及其材料性质的信息， 例如密度和/或原子 组成。 密度信息用于剂量计划。 如果使用光子放射疗法， 密度和。
8、原子组成确定辐射的衰减。 如果使用离子放射疗法(例如质子放射疗法)， 密度和原子组成确定止动能力(stopping power)， 这影响离子在病人身体中行进的距离。 对于初始计划， 从计划图像中获取该信息。 分次图像被典型地用于决定关注区域的新边界， 以准确地使辐射束瞄准。 0004 因此， 计划图像应该不仅包括关于轮廓的信息， 也包括关于每个关注区域的材料 性质的信息。 由于在疗程期间， 肿瘤和其他组织的几何形态改变， 使用分次图像以获取最新 的轮廓信息。 然而， 分次图像可能比计划图像有相对少的信息。 例如， 扇形射束CT扫描(在本 文中被称为CT)可被用于计划图像， 而锥形射束CT(C。
9、BCT)扫描被用于分次图像。 CT图像包括 剂量计划所需的全部信息， 但是较之CBCT， 更加昂贵， 同时使病人涉及更高的辐射剂量。 另 一方面， CBCT的优势是给病人相对少的辐射剂量， 并且是一种比较廉价的成像系统， 但它不 能始终提供关于材料特性的可靠信息， 而且特别地， 遭受例如深挤压失真的失真状态， 其中 图像边缘附近的图像强度被误报。 其他成像技术可涉及甚至更少或没有辐射， 但它们不能 为合适的治疗计划提供所有必要的信息。 0005 通常， CBCT图像的视场没有覆盖病人的整个轮廓。 这意味着当基于分次图像计算 剂量时， 视场之外的部分的密度需要被估算以用于剂量计算。 一个解决方法。
10、可以是将来自 计划图像的病人的轮廓叠加到分次图像上， 并且假设它有与水同样的性质。 水是一种合理 的折中， 因为它是身体的大多数部分的很好的近似， 但这种解决方案仍然会导致剂量计算 中的不精确。 0006 Ruchala， Olivera， Kapatoes， Reckwerdt和Mackie的论文 Methods for improving limited field-of-view radiotherapy reconstruction using imperfect a priori images ， Medical Physics29， 2590(2002)； doi： 10.1118。
11、/1.1513163， 公开了一种 解决该问题的方法， 直接使用2D图像， 然后利用2D图像构建3D图像。 这篇文献提出的方法不 适用于直接使用3D图像的情况。 典型地， 治疗计划系统不提供对2D图像的访问， 所以通过这 些系统做出的任何改变必须在3D图像中做出。 说明书 1/5 页 3 CN 106902475 A 3 发明内容 0007 因此， 本发明的目的是当分次图像不能覆盖病人的全部轮廓时， 利用3D图像来改 进剂量计算的准确度。 0008 根据本发明， 通过一种获取病人身体至少第一部分的3D合成图像的方法， 可以实 现所述目标， 该方法包括以下步骤： 0009 获得对应于病人身体的第。
12、一部分的并且具有第一视场的3D计划图像， 0010 获得病人身体的第一部分的3D分次图像， 所述分次图像具有第二视场， 较之第一 视场， 所述第二视场在至少一个维度受限， 0011 创建模型轮廓， 该模型轮廓包括病人身体的至少一个区域， 所述区域包括在第一 视场中但不包括在第二视场中， 0012 把所述模型轮廓附加到分次图像， 以包括在第二视场以外的分次图像中的至少一 个轮廓部分， 以获得中间图像， 0013 在计划图像的轮廓和分次图像的轮廓之间执行可变形配准， 0014 使用可变形配准的结果以包括来自计划图像中的在中间图像的第二视场以外的 所述轮廓部分内的区域的材料信息， 以获得合成图像。 。
13、0015 通过所述方法， 获取合成图像， 包括来自分次图像的这种信息可用的区域的最新 信息， 以及在第二视场以外区域的基于计划图像的但适合于分次图像的解剖信息。 0016 使用根据本发明的方法和计算机程序， 与分次图像的视场外的病人身体的部分有 关的来自计划图像的信息与分次图像的实际几何形态适应， 同时被添加到分次图像中。 这 是通过分次图像和计划图像弹性配准实现的。 弹性配准也被称为可变形配准。 0017 在优选实施例中， 基于计划图像的统计形状模型轮廓被用作模型轮廓， 并且该方 法包括使模型轮廓适应于分次图像的步骤。 基于距离变换的成本函数可以用于使模型轮廓 适应于所述分次图像。 0018。
14、 在使模型轮廓适应于所述分次图像之前， 优选地确定模型轮廓和分次图像的初始 重叠。 这可以通过使用一种在计划图像和分次图像之间的自动刚性配准算法来实现。 这些 图像也可以基于初始重叠部分的视觉评价、 或通过任何其他适合的方式被叠加。 0019 优选地， 选择轮廓部分， 使得合成图像的视场对应第一视场， 在最大可能范围内使 用来自计划图像的数据。 0020 如果计划图像是在比分次图像更早的时间点拍摄的病人的图像， 该方法将产生最 好的结果。 计划图像也可能是另一种合适的图像， 例如图谱图像。 0021 从计划图像中提取的材料信息典型地包括密度信息、 原子组成和/或解剖信息， 这 取决于对特定的应。
15、用什么信息有用。 0022 本发明也涉及一种计算机程序产品， 优选在载体上， 用于控制计算机， 所述计算机 程序产品包括计算机可读代码， 计算机可读代码被安排成使计算机执行前述的方法。 0023 本方法与放射疗法装置相关联地使用。 本发明也涉及一种包括处理器、 数据存储 器和程序存储器的计算机系统。 数据存储器被安排为保存至少一个计划图像和/或至少一 个分次图像， 且程序存储器被安排为通过所述计算机程序产品可以用于控制所述处理器的 方式保存如前述所定义的计算机程序产品。 应理解， 本发明方法本身可以在任何安装有必 说明书 2/5 页 4 CN 106902475 A 4 要软件的计算机中被执行。
16、。 0024 计划图像和分次图像应该是解剖图像， 例如CT或者MRI图像。 进一步， 计划图像和 分次图像优选地包括相同种类的数据。 这意味着如果计划图像是CT图像， 分次图像应该是 CT或者CBCT图像。 如果计划图像是MRI图像， 分次图像应该是MRI图像。 也可能从MRI图像中 创建合成的CT图像， 也就是说， 包括与CT图像相同类型的数据的图像。 这种合成的CT图像可 以被用作计划图像或者分次图像， 以及其它CT或者CBCT图像作为计划或者分次图像。 附图说明 0025 以下将参考附图详细描述本发明的内容。 其中： 0026 图1a、 图1b和图1c示出病人的计划图像的三种不同视图。 。
17、0027 图1d示出所述计划图像的模型轮廓。 0028 图2a和图2b分别示出病人的分次图像和所述分次图像的分次轮廓。 0029 图3图示用于适应模型轮廓的来自分次轮廓的成本映射函数。 0030 图4示出关于成本映射函数的模型轮廓的初始位置。 0031 图5示出适应于分次轮廓的模型轮廓。 0032 图6图示在模型轮廓和增强的分次图像轮廓之间的轮廓线引导的可变形配准。 0033 图7a-图7c图示所述增强分次图像， 其包括在来自分次图像视场内的和来自可变 形地从计划图像映射的视场外的数值。 0034 图8是根据本发明的方法的流程图。 0035 图9示意性地图示根据本发明可以使用的计算机系统。 具。
18、体实施方式 0036 图1a、 1b和1c分别示出具有第一视场的3D计划图像的颅部的、 矢状缝的和横向的 切面。 所述计划图像包括病人的解剖学信息。 在1a-1c的每个图像中， 分次图像的相应投射 的视场被分别指示为实线的矩形a、 b和c。 图1d示出计划图像上病人轮廓的横向切片， 其可 以被用作模型轮廓。 0037 图2a示出3D分次图片的颅部切片， 包括与计划图像相同类型的数据， 但有如图1a 中通过矩形所指示的、 相对于第一视场受限的第二视场。 典型地， 不包括从病人头顶和肩膀 下面的区域。 典型地， 分次图像是计划图像的同样病人的图像但在更晚时间拍摄的。 图2b示 出来自分次图像的病人。
19、的轮廓。 这个轮廓通过已知方法获得并且在本发明中被称为分次轮 廓。 0038 本发明的目标是获取一个图像， 该图像具有来自分次图像的所有数据， 但具有比 第二视场更大视场。 在第二视场外的区域， 来自计划图像的轮廓和解剖数据被用于补充分 次图像。 这种使用分次图像的视场外的病人身体部分的近似轮廓来补充的分次图像， 在本 发明中被称为增强的分次图像。 增强的分次图像(其中基于来自计划图像的信息增加了分 次图像的视场外的材料信息)被成为合成图像。 0039 图3图示了基于分次轮廓的距离变换以使模型轮廓适应(adapt)分次轮廓的成本 映射。 实线轮廓对应于分次轮廓。 实线轮廓两侧的虚线轮廓表示与分。
20、次轮廓相距的第一距 离， 对应于第一成本水平。 虚线轮廓两侧的点线轮廓表示与分次轮廓相距的第二距离， 对应 说明书 3/5 页 5 CN 106902475 A 5 于第二成本水平。 随着与分次轮廓相距的距离不断增加， 成本水平也不断增加。 0040 图4图示了图1d中的模型轮廓在图3中的成本映射上的初始叠加。 这可基于例如在 计划图像和分次图像之间的刚性配准， 就其本身而言被已知为关于视觉近似或者基于另一 种适合的方法。 0041 图5图示了以虚线示出的的改变的模型轮廓， 其被适应于第二视场内的部分的分 次轮廓， 它也可以引起第二视场外部的改变。 这是增强的分次图像的轮廓， 基于图3示出的 。
21、成本映射而适应。 由实线矩形指示第二视场， 其也用a来表示。 0042 图6图示图1d中模型轮廓(如实线所示)与图5中的增强分次轮廓(如虚线所示)之 间的轮廓线引导的可变形配准。 本领域技术人员已知如何执行轮廓线引导的可变形配准。 0043 图7图示上述的计划图像、 分次图像和合成图像， 例如增强的分次图像。 在左边标 记为7a的图， 示出图1a的计划图像， 具有叠加的分次图像的视场(作为标记为a的实线矩 形)。 在右边标记为7b的图， 示出图2a中的分次图像。 在中间标记为7c的图， 示出合成图像。 在分次图像的视场内， 被实线矩形a图示， 合成图像具有与分次图像相同的解剖数据。 在分 次图。
22、像的视场外， 合成图像包括从计划图像变形地映射的解剖数据。 0044 图8是本发明方法实施例的流程图， 用于在疗次(session)之前被执行。 在此之前， 已经获取了3D计划图像(典型地， CT图像)， 并且已经开发了治疗计划。 0045 在第一步骤S1， 获取3D计划图像。 典型地， 计划图像是病人的解剖3D图像。 也可能 使用图谱图像(atlas image)用作计划图像。 基于计划图像创建统计形状模型轮廓 (statistical shape model outline)。 0046 在第二步骤S2， 获取3D分次图像以为一个疗次做准备。 分次图像应该具有和计划 图像相同类型的数据， 。
23、且典型地具有比计划图像更受限的视场。 获取分次图像中病人轮廓 的表示。 0047 在第三步骤S3， 从分次轮廓中获取成本映射(cost map)。 0048 在第四步骤S4， 在计划图像和分次图像之间执行刚性配准。 这给出了不包括在分 次图像中的部分的病人轮廓的第一近似， 以最佳的方式使模型轮廓叠加在分次图像上。 通 过这种方式， 创建增强分次图像中病人轮廓的开始点。 步骤S3和S4的顺序不重要。 0049 在第五步骤S5， 模型轮廓被适应于分次轮廓的边缘， 即， 严格在步骤S2中获取的分 次图像的视场内部的轮廓线。 这典型地使用步骤S3中确定的成本映射来完成。 开始点是步 骤S4中确定的重叠。
24、点。 在保持模型形状的限制下， 模型轮廓的每个个别点可以移向更低成 本。 这个结果是在图5中示出的增强分次图像的病人轮廓。 0050 在第六步骤S6， 使用分次轮廓和计划图像的轮廓执行轮廓线引导的可变形配准。 0051 在第七步骤S7， 可变形配准的结果被用于填充没有数据或标准数据的增强分次图 像的轮廓部分， 即， 第二视场以外的部分。 其结果是图7中以7c所指示的合成图像， 其中在增 强的分次轮廓以内但在视场以外的信息是使用可变形配准基于来自计划图像的数据。 0052 图9是其中可以执行本发明方法的计算机系统的示意图表示。 计算机31包括处理 器33、 数据存储器34和程序存储器35。 数据。
25、存储器34被安排为保存至少被用作计划图像的 第一图像和被用作分次图像的第二图像。 图像可以从CT或者MRI成像系统37或者通过任何 已知通信方法的一些其他单元接收。 典型地， 图像将从不同的成像系统中接收， 虽然在图9 中只示出一个。 优选地， 也示出用户输入装置38， 以键盘、 鼠标、 操纵杆、 语音识别装置或任 说明书 4/5 页 6 CN 106902475 A 6 何其他有效的用户输入装置的形式。 0053 数据存储器34也可能保存其他的数据， 例如治疗计划和其他与治疗有关的数据。 治疗计划可以在计算机31中生成， 或者从本领域所知的任何方式中的另一个存储器装置中 接收。 0054 应。
26、理解， 仅示意地示出数据存储器34。 可能有若干数据存储器单元， 每个保存一个 或多个不同类型的数据， 例如， 一个存储器单元用于治疗计划， 一个存储器单元用于CT扫描 等。 0055 程序存储器35保存被安排为控制处理器执行如图8中所定义的方法的计算机程 序。 应理解， 不是图8中方法的所有步骤都必须在计算机31中执行。 说明书 5/5 页 7 CN 106902475 A 7 图1a 图1d 图2a 图2b 图3 说明书附图 1/3 页 8 CN 106902475 A 8 图4 图8 图9 图5 说明书附图 2/3 页 9 CN 106902475 A 9 图6 图7a 图7b 图7c 说明书附图 3/3 页 10 CN 106902475 A 10 。