圖像核對裝置以及患者定位裝置制造方法
【專利摘要】本發(fā)明的課題在于在使用了ICP法的自動定位計(jì)算中，通過避免陷入局部解而可靠地收斂到最優(yōu)解，獲得一種核對精度的高的圖像核對裝置以及使用了該圖像核對裝置的患者定位裝置。本發(fā)明的圖像核對裝置具有：CT圖像數(shù)據(jù)讀入部(17)，分別讀入第1和第2CT圖像數(shù)據(jù)；點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部(18)，對第1和第2CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群進(jìn)行二值化處理、邊緣抽取處理，生成3維空間中的第1和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)；點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部(19)，間除點(diǎn)群數(shù)據(jù)使得擴(kuò)大點(diǎn)群數(shù)據(jù)的排列間距；以及ICP計(jì)算部(22)，使用ICP法來求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量使得從點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部輸出的第1點(diǎn)群數(shù)據(jù)與第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的誤差函數(shù)成為最小。
【專利說明】圖像核對裝置以及患者定位裝置
[0001]本申請為同一 申請人:于2010年6月7日提交的申請?zhí)枮?01080014788.1 (PCT/JP2010/003772)、發(fā)明名稱為“圖像核對裝置以及使用了該圖像核對裝置的患者定位裝置”的中國專利申請的分案申請。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0002]該發(fā)明涉及一種利用了 CT(Computed Tomography:計(jì)算機(jī)斷層攝影)圖像數(shù)據(jù)等的圖像核對裝置以及使用了該圖像核對裝置的放射線治療等中的患者定位裝置。

【背景技術(shù)】
[0003]作為使用了 3維點(diǎn)群數(shù)據(jù)的以往的圖像核對方法，有ICP(Iterative ClosestPoint:迭代最近點(diǎn))法。ICP法是如下方法:在成為圖像核對的對象的2個(gè)3維點(diǎn)群數(shù)據(jù)(G1，G2)中，將對應(yīng)點(diǎn)間的距離的總和作為誤差函數(shù)，通過基于最小二乘評價(jià)的逐次的重復(fù)計(jì)算來推定3維點(diǎn)群數(shù)據(jù)間的最優(yōu)的位置姿勢變換參數(shù)(并進(jìn)量、以及旋轉(zhuǎn)量)使得最小化所述誤差函數(shù)。
[0004]在該ICP法中計(jì)算全部的對應(yīng)點(diǎn)的組合，因此不需要核對數(shù)據(jù)彼此那樣的對應(yīng)信息。即不需要3維點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gl的某個(gè)點(diǎn)和3維點(diǎn)群數(shù)據(jù)G2的某個(gè)點(diǎn)為相同的點(diǎn)這樣的信息。因而，不需要人工指出解剖學(xué)的特征點(diǎn)等就能夠?qū)崿F(xiàn)圖像核對。關(guān)于使用了 ICP法的圖像核對，應(yīng)用在各種領(lǐng)域中(例如，專利文獻(xiàn)1)，但是在放射線治療中，以進(jìn)行放射線治療計(jì)劃時(shí)所獲得的治療計(jì)劃用3維CT圖像數(shù)據(jù)為基準(zhǔn)，進(jìn)行該數(shù)據(jù)和治療時(shí)所獲得的與骨結(jié)構(gòu)有關(guān)的定位用3維CT圖像數(shù)據(jù)的圖像核對，另外通過求出使兩數(shù)據(jù)的圖像一致那樣的位置姿勢變換參數(shù)，能夠定位治療時(shí)的患者。
[0005]專利文獻(xiàn)1:日本特開平9-277184(2-3頁)


【發(fā)明內(nèi)容】

[0006]在使用了這種ICP法的圖像核對方法中，圖像核對計(jì)算結(jié)果依賴于成為處理對象的3維點(diǎn)群數(shù)據(jù)的結(jié)構(gòu)，另外有向核對計(jì)算開始時(shí)的初始狀態(tài)依賴的性質(zhì)。特別是在治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)、定位用CT圖像數(shù)據(jù)的切片厚度(slice thickness)小且接近像素間隔(pixel spacing)的情況下，數(shù)據(jù)密度高，因此成為誤差函數(shù)具有很多局部解那樣的形狀，導(dǎo)致解不收斂在正解值(使誤差函數(shù)為最小的最優(yōu)解)而收斂在非正解值(與誤差函數(shù)的極小值相當(dāng)?shù)木植拷?的情況變多。
[0007]關(guān)于放射線治療中的圖像核對，使用圖12具體地說明上述現(xiàn)象。將以空白的圓為頂點(diǎn)排列為格子狀的數(shù)據(jù)設(shè)為成為基準(zhǔn)的治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)的點(diǎn)群數(shù)據(jù)(第I點(diǎn)群數(shù)據(jù))，將以黑四角形為頂點(diǎn)排列為格子狀的數(shù)據(jù)設(shè)為作為核對對象的治療時(shí)的定位用CT圖像數(shù)據(jù)的點(diǎn)群數(shù)據(jù)(第2點(diǎn)群數(shù)據(jù))。另外，在該例子中為了簡單，兩點(diǎn)群數(shù)據(jù)的格子間距離設(shè)為相等。
[0008]如圖那樣當(dāng)?shù)贗點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的密度處于高的狀態(tài)時(shí)，在ICP法中的逐次重復(fù)計(jì)算的第N次(圖12(b))中，有時(shí)成為最附近的對應(yīng)點(diǎn)與第(N-1)次(圖12(a))相同的比例變多，成為最附近的對應(yīng)點(diǎn)在第(N+1)次(圖12(c))中也不變化，在該情況下，導(dǎo)致誤差函數(shù)的變化也停留在輕微的水平。
[0009]圖13示意性地表示上述的狀態(tài)，其中，橫軸取治療計(jì)劃數(shù)據(jù)群與定位數(shù)據(jù)群的相對位置偏移(Λ X)，縱軸取誤差函數(shù)(E)的分布。誤差函數(shù)在沒有兩數(shù)據(jù)群的位置偏移的情況下(ΛΧ = O)成為最小，具有如下分布:每當(dāng)兩數(shù)據(jù)群從該狀態(tài)偏移I格子(dl)時(shí)出現(xiàn)極小值(參照曲線El)。在如上述那樣兩點(diǎn)群數(shù)據(jù)的密度處于高的狀態(tài)的情況下，在從最優(yōu)解(ΛΧ = 0)偏移了 I格子的情況下誤差函數(shù)El也具有極小值，因此在ICP法中存在如下問題:被判斷為解收斂在該極小值中，陷入局部解(非正解值、Δχ= Δ xL)的可能性高。
[0010]本發(fā)明是為了解決上述課題而作出的，其目的在于，在使用了 ICP法的自動定位計(jì)算中，通過避免陷入局部解來可靠地收斂到最優(yōu)解，獲得一種核對精度高的圖像核對裝置以及使用了該圖像核對裝置的患者定位裝置。
[0011]與該發(fā)明有關(guān)的圖像核對裝置以及使用了該圖像核對裝置的患者定位裝置具備:CT圖像數(shù)據(jù)讀入部，分別讀入第ICT圖像數(shù)據(jù)和第2CT圖像數(shù)據(jù)；點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部，對第ICT圖像數(shù)據(jù)和第2CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群生成3維空間中的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)；點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部，針對第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)，間除點(diǎn)群數(shù)據(jù)使得擴(kuò)大點(diǎn)群數(shù)據(jù)的排列間距；以及ICP計(jì)算部。
[0012]另外，ICP計(jì)算部的特征在于，使用ICP法來求出對于所述第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量使得從點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部輸出的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)與第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的誤差函數(shù)成為最小。
[0013]根據(jù)與該發(fā)明有關(guān)的圖像核對裝置以及使用了該圖像核對裝置的患者定位裝置，點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部針對第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)，間除點(diǎn)群數(shù)據(jù)使得擴(kuò)大點(diǎn)群數(shù)據(jù)的排列間距，ICP計(jì)算部使用ICP法來求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量使得從點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部輸出的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)與第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的誤差函數(shù)成為最小，因此如圖13的點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換之后的曲線(Ε2)所示，能夠變更誤差函數(shù)的分布使得與擴(kuò)大了格子間間距的量相應(yīng)地使極小值出現(xiàn)的間距變寬。
[0014]因而，即使在點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變更前的誤差函數(shù)(El)中處于極小值(Λχ = Λχ)的情況下，能夠使得在點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變更后(Ε2)不是極小值，因此不會誤判斷為解收斂而在ICP計(jì)算部中進(jìn)一步進(jìn)行解的搜索，能夠可靠地收斂在最優(yōu)解(Λχ = O)。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0015]圖1是表示與本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置以及患者定位裝置有關(guān)的整體設(shè)備結(jié)構(gòu)的圖。
[0016]圖2是表示構(gòu)成本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置以及患者定位裝置的各數(shù)據(jù)處理部的關(guān)系的圖。
[0017]圖3是示意性地表示在本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置中坐標(biāo)系的定義的圖。
[0018]圖4是說明在本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置中從CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像進(jìn)行點(diǎn)群數(shù)據(jù)的生成的樣子的圖。
[0019]圖5是表示在本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置中對骨輪廓圖像制作了點(diǎn)群數(shù)據(jù)的例子的圖。
[0020]圖6是表示在本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置中點(diǎn)群數(shù)據(jù)的區(qū)域分割的樣子的圖。
[0021]圖7是表示在本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置中任意點(diǎn)與點(diǎn)群的距離的定義的示意圖。
[0022]圖8是表示構(gòu)成本發(fā)明的實(shí)施方式2的圖像核對裝置以及患者定位裝置的各數(shù)據(jù)處理部的關(guān)系的圖。
[0023]圖9是說明使用本發(fā)明的實(shí)施方式2的圖像核對裝置來設(shè)定多層多模板時(shí)的評價(jià)得分計(jì)算方法的圖。
[0024]圖10是說明使用本發(fā)明的實(shí)施方式2的圖像核對裝置來設(shè)定多層多模板時(shí)的評價(jià)得分計(jì)算方法的圖。
[0025]圖11是說明使用本發(fā)明的實(shí)施方式2的圖像核對裝置來設(shè)定多層多模板時(shí)的評價(jià)得分計(jì)算方法的圖。
[0026]圖12是說明在使用了 ICP法的圖像核對的計(jì)算中陷入局部解的現(xiàn)象的圖。
[0027]圖13是說明點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換處理前后的誤差函數(shù)的分布的不同的圖。
[0028](附圖標(biāo)記說明)
[0029]15a、15b:圖像核對裝置；16a、16b:患者定位裝置；17:CT圖像數(shù)據(jù)讀入部；18:點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部；19:點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部；20:區(qū)域分割部；21:點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部；22 =ICP計(jì)算部；23 =MPR處理部；24:治療臺控制參數(shù)計(jì)算部；25:模板設(shè)定部；26:模板匹配部。

【具體實(shí)施方式】
[0030]實(shí)施方式1.
[0031]圖1是表示與使用了假定應(yīng)用本發(fā)明的實(shí)施方式I的圖像核對裝置以及患者定位裝置的CT圖像數(shù)據(jù)的圖像核對、定位、放射線治療有關(guān)的整體設(shè)備結(jié)構(gòu)的圖。I是用于進(jìn)行在放射線治療之前進(jìn)行的治療計(jì)劃的CT模擬器室，這里具備CT機(jī)架2、以及CT圖像攝影用床的頂板3，患者4平躺在頂板3之上，拍攝治療計(jì)劃用的CT圖像數(shù)據(jù)使得包含患部5。
[0032]另一方面，6是用于進(jìn)行放射線治療的治療室，這里具備CT機(jī)架7、旋轉(zhuǎn)治療臺8、以及位于旋轉(zhuǎn)治療臺8的上部的頂板9，患者10平躺在頂板9之上，拍攝定位用的CT圖像數(shù)據(jù)使得包含治療時(shí)的患部11。
[0033]這里，定位是指:從治療計(jì)劃用的CT圖像數(shù)據(jù)推斷出治療時(shí)的患者10和患部11的位置，計(jì)算體位補(bǔ)正量使得符合治療計(jì)劃，進(jìn)行位置對準(zhǔn)使得治療時(shí)的患部11來到放射線治療的線束照射中心12。位置對準(zhǔn)是通過如下來實(shí)現(xiàn)的:將患者10載置在頂板9的狀態(tài)下驅(qū)動控制旋轉(zhuǎn)治療臺8來移動頂板9的位置。旋轉(zhuǎn)治療臺8能夠?qū)崿F(xiàn)并進(jìn)?旋轉(zhuǎn)的6自由度的驅(qū)動補(bǔ)正，并且通過將旋轉(zhuǎn)治療臺8的頂板9旋轉(zhuǎn)180度還能夠從CT攝影位置(在圖1中以實(shí)線表示)向有照射頭13的治療位置(在圖1中以虛線表示)進(jìn)行移動。此外，在圖1中，表示了 CT攝影位置和治療位置處于180度的對置位置關(guān)系的情況，但是不限于該配置方式，兩者的位置關(guān)系構(gòu)成90度等其它角度也沒關(guān)系。
[0034]這里，治療計(jì)劃用的CT圖像數(shù)據(jù)和定位用的CT圖像數(shù)據(jù)傳送到定位計(jì)算機(jī)14。本發(fā)明中的圖像核對裝置以及患者定位裝置都與存在于該定位計(jì)算機(jī)內(nèi)的計(jì)算機(jī)軟件有關(guān)，圖像核對裝置計(jì)算所述體位補(bǔ)正量(并進(jìn)量、旋轉(zhuǎn)量)，并且患者定位裝置包含圖像核對裝置，并且還具有如下功能:根據(jù)該體位補(bǔ)正量來計(jì)算控制治療臺的各驅(qū)動軸的參數(shù)。
[0035]在以往的放射線治療中的定位中，通過核對從治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)生成的DRR(Digitally Reconstructed Rad1graphy:數(shù)字重建影像)圖像和治療時(shí)在治療室中拍攝的X線透視圖像來計(jì)算位置偏移量。在X線透視圖像中作為軟部組織的患部不太好照出，因此基本上是使用了骨頭的位置對準(zhǔn)。在本實(shí)施方式中記述的CT定位是將CT機(jī)架7同室設(shè)置在治療室6內(nèi)，由治療的緊接之前的CT圖像數(shù)據(jù)和治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)來進(jìn)行位置對準(zhǔn)，因此具有如下特征:能夠直接地描繪出患部、能夠?qū)崿F(xiàn)患部中的位置對準(zhǔn)。
[0036]接著，說明本實(shí)施方式中的圖像核對裝置以及患者定位裝置中的所述體位補(bǔ)正量的計(jì)算次序。圖2是表示構(gòu)成圖像核對裝置以及患者定位裝置的各數(shù)據(jù)處理部間的關(guān)系的結(jié)構(gòu)圖，這里圖像核對裝置15a由CT圖像數(shù)據(jù)讀入部17、點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部18、點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19、點(diǎn)群數(shù)據(jù)區(qū)域分割部20、點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部21、ICP計(jì)算部22、MPR處理部23構(gòu)成，對該圖像核對裝置15a加上治療臺控制參數(shù)計(jì)算部24就是患者定位裝置16a。
[0037]在CT圖像數(shù)據(jù)讀入部17中，讀入治療計(jì)劃用的CT圖像數(shù)據(jù)(第ICT圖像數(shù)據(jù))和定位用的CT圖像數(shù)據(jù)(第2CT圖像數(shù)據(jù))。CT圖像數(shù)據(jù)是DICOM (Digital Imaging andCommunicat1n in Medicine:醫(yī)學(xué)數(shù)字成像和通信)形式的切片圖像群,但是格式?jīng)]有特別限定于此。
[0038]在點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部18中，從治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)和定位用CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群生成基于治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)的點(diǎn)群數(shù)據(jù)(第I點(diǎn)群數(shù)據(jù))和基于定位用CT圖像數(shù)據(jù)的點(diǎn)群數(shù)據(jù)(第2點(diǎn)群數(shù)據(jù))。這里所說的點(diǎn)群數(shù)據(jù)是指3維空間中的點(diǎn)數(shù)據(jù)的集合，3維空間是取如下右手坐標(biāo)系即可:例如圖3那樣，在切片圖像群27內(nèi)，在包含與CT攝影時(shí)的基準(zhǔn)點(diǎn)相當(dāng)?shù)腃T原點(diǎn)28的切片圖像上設(shè)定坐標(biāo)系29，X軸為切片圖像面內(nèi)的水平方向、Y軸為切片圖像面內(nèi)與X軸垂直的方向、Z軸為與切片圖像面垂直的方向。坐標(biāo)系的標(biāo)尺能夠從作為DICOM形式文件的標(biāo)簽信息的像素間隔(pixel spacing)、切片間隔(slicepitch)來決定。
[0039]敘述具體的點(diǎn)群數(shù)據(jù)的生成處理。由閾值處理對切片圖像群進(jìn)行二值化來抽取骨區(qū)域。接著，對二值化圖像進(jìn)行邊緣抽取處理，實(shí)施細(xì)線化處理來獲得骨輪廓圖像。在邊緣抽取處理、細(xì)線化處理中能夠使用canny法等，但是并不限于此，也可以應(yīng)用能夠?qū)嵤┩裙δ艿钠渌鼒D像核對技術(shù)。從骨輪廓圖像的輪廓線上的數(shù)據(jù)生成點(diǎn)群數(shù)據(jù)。點(diǎn)群數(shù)據(jù)成為具有(X，Y，Z)的三維坐標(biāo)的點(diǎn)的集合。圖4是示意性地表示對切片圖像群(圖4(a))內(nèi)的I張切片圖像制作骨輪廓圖像(圖4(b))、并從骨輪廓圖像的輪廓線上的數(shù)據(jù)生成點(diǎn)群數(shù)據(jù)(圖4(c))的例子的圖。圖5是示意性地表示從3張骨輪廓圖像制作了點(diǎn)群數(shù)據(jù)的例子的圖。
[0040]在點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19中，對治療計(jì)劃用的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)或者定位用的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)點(diǎn)群數(shù)據(jù)，間除點(diǎn)群數(shù)據(jù)使得擴(kuò)大點(diǎn)群數(shù)據(jù)的排列間距，來進(jìn)行數(shù)據(jù)量的調(diào)整。將由點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部18生成點(diǎn)群數(shù)據(jù)時(shí)的分辨率定義為1/1，由此能夠定義為如下:對2點(diǎn)間除I點(diǎn)的情況定義為分辨率1/2，對4點(diǎn)間除3點(diǎn)的情況定義為分辨率1/4，對8點(diǎn)間除7點(diǎn)的情況定義為分辨率1/8。在分辨率比分辨率1/8小的情況下也設(shè)為相同的定義。作為間除的順序，在相同切片圖像面內(nèi)以進(jìn)行了光柵掃描時(shí)的點(diǎn)群的出現(xiàn)順序來間除，在跨過切片的情況下，只要將方向確定為從頭頂?shù)筋^尾等這樣即可。但是，順序并沒有含義，也可以是隨機(jī)地間除點(diǎn)群數(shù)據(jù)整體的處理。另外，間除的分母也不需要是2的冪。
[0041]在點(diǎn)群數(shù)據(jù)區(qū)域分割部20中，將由點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部18、點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19生成的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的各個(gè)進(jìn)行區(qū)域分割。例如，只要引入如下構(gòu)造即可:以點(diǎn)群數(shù)據(jù)的重心位置為基準(zhǔn)，能夠?qū)軸、Y軸、Z軸的每個(gè)進(jìn)行二分割。例如，如果只是X軸的分割則進(jìn)行2分割，如果對全部的軸(X，Y，Z)進(jìn)行二分割則合計(jì)進(jìn)行8分割。這里，不需要實(shí)際地對數(shù)據(jù)進(jìn)行分割來以其它變量、其它文件進(jìn)行保存，只要引入如下構(gòu)造即可:將各點(diǎn)群數(shù)據(jù)所屬的區(qū)域保持為各點(diǎn)群數(shù)據(jù)的屬性值。
[0042]在圖6中表示了將定位用的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)向Rl?R4的區(qū)域(圖6(a))、將治療計(jì)劃用的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)向R1’?R4’的區(qū)域(圖6(b))分別進(jìn)行4分割的例子。必須對第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)這兩者相同地進(jìn)行區(qū)域分割，但是針對第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域，包含第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域的同時(shí)考慮在兩點(diǎn)群數(shù)據(jù)間產(chǎn)生位置偏移的情況來設(shè)定余量(margin)區(qū)域，只能使第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域比第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域大。
[0043]相反地，在將治療計(jì)劃用的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)向定位用的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)進(jìn)行核對的情況下，通過使第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域具有余量區(qū)域來大于第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域，第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域需要包含第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)的分割區(qū)域。
[0044]在由點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部18、點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19生成的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)中映出了骨區(qū)域以外的頂板3、9、患者4、10的穿衣的一部分等的情況下，在點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部21中去除該部分的數(shù)據(jù)。頂板3、9的物理位置是事先已知的，且頂板3、9、患者4、10的穿衣是分布為CT值與骨頭不同的值，能夠判別為圖像核對對象區(qū)域以外的部分的數(shù)據(jù)，因此如果利用坐標(biāo)信息、CT值則能夠容易地去除這些。
[0045]在ICP計(jì)算部22中，使用經(jīng)由點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部18、點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19、點(diǎn)群數(shù)據(jù)區(qū)域分割部20、點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部21來生成的治療計(jì)劃用的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和定位用的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)，通過計(jì)算求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量(體位補(bǔ)正量)使得對第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的位置姿勢進(jìn)行哪種變換就能夠最接近第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)、即最小化兩者間的誤差函數(shù)。
[0046]下面表示具體的處理步驟。作為表示3維空間內(nèi)的2點(diǎn)間的對應(yīng)的指標(biāo)，使用2點(diǎn)間的距離。這里，將3維空間內(nèi)的2點(diǎn)X1、X2間的距離表述為d (X1，X2)。
[0047]另外，設(shè)為在點(diǎn)群G中存在NR個(gè)點(diǎn)數(shù)據(jù)(x(i):1 = 1、2、…、NR)的情況下，任意的點(diǎn)P與點(diǎn)群G的距離如數(shù)式I所示,定義為屬于點(diǎn)群G的點(diǎn)中的與點(diǎn)P最接近的點(diǎn)與點(diǎn)P的距離(參照圖7)。
[0048][數(shù)式I]
[0049]d(p，Z) = min (d(p，x(0))



I
[0050]現(xiàn)在，將由第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)(治療計(jì)劃用)內(nèi)的Nref個(gè)點(diǎn)數(shù)據(jù)(xrrf(i):1 = 1、2、...、Nref)構(gòu)成的點(diǎn)群設(shè)為Gref，將由第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)(定位用)內(nèi)的Ntest個(gè)點(diǎn)數(shù)據(jù)(xtest (j):j=1、2、...> Ntest)構(gòu)成的點(diǎn)群設(shè)為Gtest。
[0051]最初，作為步驟1，求出第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gref的各點(diǎn)XMf(i)與第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gtest的距離，通過將此時(shí)的點(diǎn)Xtest (j)設(shè)為向點(diǎn)xMf (i)的對應(yīng)點(diǎn)X’test(i)，求出第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gref與第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gtest的對應(yīng)關(guān)系。
[0052][數(shù)式2]
d (?)，g^)=^ Ku W，χ_( /.)))


玉_ / Ntesi
[0053]
?>xuJ0(^test(i))
[0054]接著，作為步驟2，求出從第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gtest向第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gref的變換量(旋轉(zhuǎn)量R、并進(jìn)量t)。這里,旋轉(zhuǎn)量R表示3x3矩陣,并進(jìn)量t表示3x1矩陣。求出將第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gtest內(nèi)的各點(diǎn)x’test(i)以旋轉(zhuǎn)量R、并進(jìn)量t進(jìn)行變換的點(diǎn)、和與點(diǎn)x’test(i)相對應(yīng)的屬于第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gref的點(diǎn)xMf (i)的矢量差分，將其平方和設(shè)為誤差e2(R，t)(數(shù)式3)。將使e2(R，t)為最小時(shí)的旋轉(zhuǎn)量R*、并進(jìn)量t*設(shè)為此時(shí)的變換量(數(shù)式4)。
[0055][數(shù)式3]
[0056](R, 0=Σ ||xref (O 一 R(esi (O -1||2



i
[0057][數(shù)式4]
[0058]arg min e2 (r, t)


R,t
[0059]接著，作為步驟3，通過由步驟1、步驟2求出的變換量來變換屬于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gtest的各點(diǎn)。這里k設(shè)為ICP法中的重復(fù)計(jì)算的索引(index)。
[0060][數(shù)式5]
_] XteSt_^W = R；Xtest_,(0 + t；
[0062]重復(fù)計(jì)算步驟I?步驟3。如果基于重復(fù)計(jì)算的步驟2中的誤差的變化量小于等于預(yù)先確定的閾值則結(jié)束計(jì)算。而且，針對在重復(fù)計(jì)算中求出的變換量(旋轉(zhuǎn)量R*、并進(jìn)量t*),合成了全部的變換量(旋轉(zhuǎn)量Rs*、并進(jìn)量ts*)成為從第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gtest向第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)Gref的變換量。
[0063]如以上那樣，從第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)(定位用)的各點(diǎn)向第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)(治療計(jì)劃用)的最近的點(diǎn)對應(yīng)起來，能夠通過逐次重復(fù)計(jì)算來求出使由定位數(shù)據(jù)群和治療計(jì)劃數(shù)據(jù)群的距離的總和來規(guī)定的誤差函數(shù)e2(R，t)設(shè)為最小的變換量(旋轉(zhuǎn)量R*、并進(jìn)量t*)。
[0064]接著說明MPR 處理部 23。MPR(Multi Planar Reconstruct1n/Reformat:多平面重建/重組)處理是指如下方法:層疊幾張CT圖像數(shù)據(jù)的各切片圖像來制作一個(gè)體數(shù)據(jù)，以此為基礎(chǔ)制作任意截面的圖像，還被稱作傾斜處理(Oblique processing)、或者雙傾斜處理(Double Oblique processing)。因而通過使用該處理,例如即使是矢狀(sagittal)截面、冠狀(coronal)截面等的圖像數(shù)據(jù)等實(shí)際上沒有拍攝的數(shù)據(jù)，能夠通過對實(shí)際拍攝的軸狀(axial)截面的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行插值處理進(jìn)行重建來生成。
[0065]插值算法除了 TLI (Trilinear Interpolat1n:三線性插值)等線性插值算法之夕卜，還能夠應(yīng)用擴(kuò)展了 TLI的Tricubic Interpolat1n等非線性插值算法。當(dāng)決定包含于軸狀(axial)截面、矢狀(sagittal)截面、冠狀(coronal)截面等初始截面的某個(gè)點(diǎn)(X,Y，Z)、和以該點(diǎn)為旋轉(zhuǎn)中心定義了以初始截面為基準(zhǔn)的正交坐標(biāo)軸時(shí)的圍繞各坐標(biāo)軸的旋轉(zhuǎn)量(A，B，C)時(shí)，決定一個(gè)斜截面，能夠計(jì)算該斜截面中的圖像數(shù)據(jù)。
[0066]當(dāng)在斜截面生成參數(shù)(X，Y，Z，A，B, C)相同的MPR截面中評價(jià)治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)(第ICT圖像數(shù)據(jù))和定位用CT圖像數(shù)據(jù)(第2CT圖像數(shù)據(jù))時(shí)，在自動位置對準(zhǔn)之前圖像不一致，產(chǎn)生偏離。
[0067]因此在ICP計(jì)算部22的結(jié)果(旋轉(zhuǎn)量Rs*、并進(jìn)量ts*)中，將并進(jìn)量ts*的各成分設(shè)為(ΛΧ，ΔΥ, ΛΖ)，將旋轉(zhuǎn)量Rs*替換為圍繞X軸、Y軸、Z軸的各軸的旋轉(zhuǎn)量(ΛΑ，Λ B，AC)時(shí)，通過從定位用CT圖像數(shù)據(jù)以斜截面生成參數(shù)(Χ-ΛΧ、Υ-ΛΥ、Ζ-ΛΖ、Α-ΛΑ、B-Δ BX-AC)來生成MPR截面，能夠?qū)⒍ㄎ挥肅T圖像數(shù)據(jù)變換為治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)來生成接近的圖像?；蛘哧P(guān)于MPR截面是使用當(dāng)初所生成的MPR截面，使用將定位用CT圖像數(shù)據(jù)(第2CT圖像數(shù)據(jù))旋轉(zhuǎn)、并進(jìn)(ΛΧ，ΔΥ, ΛΖ、ΔΑ, ΔΒ, AC)的數(shù)據(jù)，也能夠獲得與治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)(第ICT圖像數(shù)據(jù))接近的圖像并進(jìn)行核對。
[0068]由此，能夠確認(rèn)定位用CT圖像數(shù)據(jù)與治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)的骨結(jié)構(gòu)是否對準(zhǔn)，能夠判斷定位的結(jié)果是否妥當(dāng)。
[0069]作為用于確認(rèn)圖像的初始截面，既可以是軸狀(axial)截面、矢狀(sagittal)截面、冠狀(coronal)截面的正交三截面等,也可以是從軸狀(axial)截面、矢狀(sagittal)截面、冠狀(coronal)截面傾斜的截面，還可以是它們的組合。另外，只要對治療計(jì)劃圖像和定位圖像進(jìn)行差分顯示、重疊顯示來確認(rèn)其差異即可。
[0070]相反地，正負(fù)翻轉(zhuǎn)ICP計(jì)算部22的結(jié)果的符號，通過以斜截面生成參數(shù)(Χ+ΛΧ，Υ+ΔΥ, Ζ+ΔΖ,Α+ΔΑ,Β+ΔΒ,0+Δ0)從治療計(jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)生成MPR截面，還能夠?qū)⒅委熡?jì)劃用CT圖像數(shù)據(jù)(第ICT圖像數(shù)據(jù))變換為定位用CT圖像數(shù)據(jù)(第2CT圖像數(shù)據(jù))來生成接近的圖像。
[0071]在治療臺控制參數(shù)計(jì)算部24中，將ICP計(jì)算部22的輸出值(并進(jìn)3軸[ΛΧ，ΛΥ，Λ Ζ]、旋轉(zhuǎn)3軸[ΛΑ，ΛΒ，AC]的共計(jì)6自由度)變換為控制治療臺的各軸的參數(shù)來控制治療臺。由此，計(jì)算體位補(bǔ)正量使得符合治療計(jì)劃，能夠進(jìn)行位置對準(zhǔn)使得治療時(shí)的患部11進(jìn)入放射線治療的線束照射中心12。
[0072]如以上那樣，根據(jù)與本實(shí)施方式有關(guān)的圖像核對裝置15a以及患者定位裝置16a，點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19對第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)，間除點(diǎn)群數(shù)據(jù)使得擴(kuò)大點(diǎn)群數(shù)據(jù)的排列間距，ICP計(jì)算部22使用ICP法求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量使得從點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19輸出的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)與第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的誤差函數(shù)成為最小，因此容易如圖13的點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換之后的曲線(E2)所示那樣，能夠變更誤差函數(shù)的分布使得與擴(kuò)大了格子間間距的量相應(yīng)地使極小值出現(xiàn)的間距變寬。
[0073]因而，在點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變更前的誤差函數(shù)(El)中處于極小值(Λχ = AxJ的情況下，也能夠在點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變更后(Ε2)使其不是極小值，因此不會誤判斷為解收斂而在ICP計(jì)算部22中進(jìn)一步進(jìn)行解的搜索，使得能夠可靠地收斂在最優(yōu)解(Λχ = 0)。
[0074]另外，與本實(shí)施方式有關(guān)的圖像核對裝置15a以及患者定位裝置16a具備區(qū)域分割部20，該區(qū)域分割部20將第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)分割為多個(gè)區(qū)域，將第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)分割為與所述區(qū)域相對應(yīng)的多個(gè)區(qū)域，ICP計(jì)算部22只在第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)的各區(qū)域和與其相對應(yīng)的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的各區(qū)域之間進(jìn)行計(jì)算，因此與以分割前的全區(qū)域?yàn)閷ο髞碛?jì)算全部的對應(yīng)點(diǎn)的組合相比，能夠降低計(jì)算出成為最附近的對應(yīng)點(diǎn)時(shí)的量，能夠使處理高速化。作為計(jì)算量，當(dāng)在治療計(jì)劃用的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)、和定位用的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)中將各數(shù)據(jù)進(jìn)行區(qū)域分割為1/N個(gè)時(shí)，整體計(jì)算量能夠降低到大致1/N左右(正確地說由于有余量區(qū)域，因此實(shí)際上成為比1/N稍微大的值)。
[0075]并且，與本實(shí)施方式有關(guān)的圖像核對裝置15a以及患者定位裝置16a具備點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部21，該點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部21針對第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)，去除圖像核對對象區(qū)域以外的部分的噪聲數(shù)據(jù)，ICP計(jì)算部22使用去除了所述噪聲數(shù)據(jù)的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)來進(jìn)行計(jì)算，因此減少治療計(jì)劃用的第I點(diǎn)群數(shù)據(jù)與定位用的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的誤對應(yīng)，起到如下效果:在ICP計(jì)算部22中的重復(fù)計(jì)算中不會陷入局部解而導(dǎo)出最優(yōu)解。
[0076]此外，以上說明了如下方式:在點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部18中，抽取骨區(qū)域來對二值化圖像進(jìn)行邊緣抽取處理，實(shí)施細(xì)線化處理來獲得骨輪廓圖像，使用該圖像來進(jìn)行圖像核對。但是也能夠代替骨區(qū)域以進(jìn)行放射線治療的患部區(qū)域、臟器為對象來進(jìn)行圖像核對。在該情況下，只要以指定的CT值來二值化患部區(qū)域或者臟器進(jìn)行抽取即可。以后的數(shù)據(jù)處理與將骨區(qū)域設(shè)為對象的處理相同，因此省略詳細(xì)說明。
[0077]這樣以進(jìn)行放射線治療的患部區(qū)域、臟器設(shè)為對象來進(jìn)行圖像核對，還根據(jù)由ICP計(jì)算部22所獲得的輸出值(并進(jìn)3軸[ΛΧ，Λ Y，Λ Ζ]、旋轉(zhuǎn)3軸[ΛΑ，ΛΒ，AC]的共計(jì)6自由度)，由治療臺控制參數(shù)計(jì)算部24變換為控制治療臺的各軸的參數(shù)來控制治療臺，由此除了獲得與上述相同的效果之外，還具有如下優(yōu)點(diǎn):能夠不需要由下面的實(shí)施方式2所說明的模板匹配。
[0078]實(shí)施方式2.
[0079]與本實(shí)施方式有關(guān)的圖像核對裝置15b以及患者定位裝置16b對實(shí)施方式I所示的結(jié)構(gòu)追加了模板設(shè)定部25、模板匹配部26，其結(jié)構(gòu)表示在圖8。由此，在進(jìn)行了基于骨頭的核對(全局匹配)的基礎(chǔ)上，能夠進(jìn)行使用了與患部(癌標(biāo)的)相對應(yīng)的模板的核對(局部匹配)，能夠進(jìn)行與只基于全局匹配的核對相比更精密的核對、以及定位。特別是還假定在肺、肝臟、前列腺等頭頸部以外的軟部組織中在附近不存在骨頭，因此只通過基于骨頭的定位是不能滿足在放射線治療中要求的精度的情況，在該情況下，將患部(癌標(biāo)的)附近作為模板來進(jìn)行模板匹配的方法是有效的。
[0080]在模板設(shè)定部25中，進(jìn)行模板圖像的登記。設(shè)使用如下MPR截面群:使用ICP計(jì)算部22中的計(jì)算結(jié)果(Λ X，Λ Y，ΔΖ, ΔΑ, ΔΒ, Λ C)，從定位用CT圖像數(shù)據(jù)(第2CT圖像)使用斜截面生成參數(shù)(X-Λ X、Y-Λ Y、Z-Λ Z、A-Λ Α、B-Λ B、C-AC)所生成的MPR截面群。在該階段中，可以將變換了定位用CT圖像的MPR截面群內(nèi)的亮度灰度的變化大的特征區(qū)域選擇為模板。
[0081]在模板匹配部26中，在治療計(jì)劃用CT圖像(第ICT圖像)的切片圖像群的搜索范圍內(nèi)執(zhí)行模板匹配，求出相關(guān)值變得最高的場所，作為對由ICP計(jì)算部22所獲得的第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量的進(jìn)一步補(bǔ)正值求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值使得所述特征區(qū)域并進(jìn)移動到該場所。
[0082]在本實(shí)施方式中的模板匹配中，作為求出所述相關(guān)值的方法考慮使用標(biāo)準(zhǔn)化互相關(guān)法，該標(biāo)準(zhǔn)化互相關(guān)法是對一樣的亮度變動等強(qiáng)健(robust)的方法。但是，并不限于該方法，還能夠?qū)⑾嗷バ畔⒘康雀怕噬系南嗨贫瘸叨壤脼橄嚓P(guān)值。另外，在模板匹配中還能夠使用部分模板法(參照※丨)、層次搜索法(參照※。丨等強(qiáng)健且高速的方法。
[0083]1:奧田晴久、橋本學(xué)、鷲見和彥、佐々木和則:“部分f >:/>一卜組辦合打姑最適化匕基3< 口 O 卜畫像照合”、電學(xué)論 C、Vol.124、N0.3、pp.629-636(2004)
[0084]2:Miwako Hirooka, Kazuhiko Sumi, Manabu Hashimoto and HaruhisaOkuda, “Hierarchical distributed template matching”，SPIE Machine Vis1nApplicat1ns in Industrial Inspect1n V, pp.176-183, 1997.
[0085]另外，為了與進(jìn)行I張的模板匹配相比以更高精度地進(jìn)行匹配，還能夠應(yīng)用以多張定位用CT圖像(MPR截面群)為對象設(shè)定多個(gè)模板，以多張模板圖像進(jìn)行定位的多層多模板匹配。具體地說，將MPR截面群的連續(xù)的3張切片圖像的各自存在的3個(gè)特征區(qū)域登記為模板圖像。3個(gè)這樣的數(shù)字是一個(gè)例子，只要其個(gè)數(shù)是2個(gè)以上則幾個(gè)都可以。如果設(shè)為在對連續(xù)的3張內(nèi)的中央的I張?jiān)O(shè)定模板時(shí)，自動地對前后的切片也設(shè)定模板，則會很方便。
[0086]對治療計(jì)劃用CT圖像(第ICT圖像)的全切片圖像群核對定位用的各模板圖像，針對3個(gè)模板將核對得分(相關(guān)值)的總和設(shè)為新的評價(jià)得分。計(jì)算新的評價(jià)得分時(shí)，限制設(shè)定多層多模板時(shí)的切片的前后位置關(guān)系來進(jìn)行。
[0087]將設(shè)定多層多模板時(shí)的定位用CT圖像群的切片間隔設(shè)為N，將治療計(jì)劃用CT圖像群的切片間隔設(shè)為M。在圖9中表示治療計(jì)劃用CT圖像群和定位用CT圖像群為相同的切片間隔(N = M)的情況。合計(jì)了定位模板前得分的前一個(gè)切片的結(jié)果(P1)、定位模板中得分的結(jié)果(C2)以及定位后模板得分的后一個(gè)切片的結(jié)果(P3)的P1+C2+N3等成為該切片中的新的評價(jià)得分。
[0088]相同地，在切片間隔為N = 3M的條件時(shí)，如P1+C4+N7那樣的跳過3個(gè)來合計(jì)了得分的結(jié)果成為新的評價(jià)得分(參照圖10)。另外，在切片間隔為N= 5M的條件時(shí)，如P1+C6+N11那樣跳過5個(gè)來合計(jì)了得分的結(jié)果成為新的評價(jià)得分(參照圖11)。在使用了以上圖9?圖11所示的多層多模板的例子中，以N比M大、N成為M的倍數(shù)為前提。
[0089]模板匹配部26進(jìn)行CT用圖像數(shù)據(jù)(第ICT圖像數(shù)據(jù))的切片圖像群與多個(gè)模板圖像的核對，求出所述新的評價(jià)得分(每個(gè)模板圖像的的相關(guān)值的總和)變得最高的場所，求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值使得多個(gè)位置的特征區(qū)域并進(jìn)移動到該場所。
[0090]另外，此時(shí)，針對N個(gè)模板匹配的結(jié)果，使用作為強(qiáng)健(robust)推定方法的LMedS(最小中值二乘(least median squares))推定來排除位置誤差大的結(jié)果,也能夠排除局部的變動的影響。由此，能夠有效地利用對參數(shù)推定沒有矛盾而適合的模板的信息。另夕卜，多層多模板匹配中的N個(gè)模板的設(shè)定并不限于軸狀(axial)截面，既能夠利用MPR來設(shè)定為矢狀(sagittal)截面、冠狀(coronal)截面,也可以以正交三截面的組合來設(shè)定模板。由此，與只從某一方向?qū)?zhǔn)的情況相比，能夠期待更穩(wěn)定的結(jié)果。
[0091]在治療臺控制參數(shù)計(jì)算部24中，在確認(rèn)了基于ICP計(jì)算部22的結(jié)果的MPR截面、基于模板匹配的詳細(xì)并進(jìn)補(bǔ)正后的截面之后，將對ICP計(jì)算部22的輸出值(并進(jìn)3軸、旋轉(zhuǎn)3軸的共計(jì)6自由度)的結(jié)果進(jìn)行了基于由模板匹配部26所獲得的變換量補(bǔ)正值的詳細(xì)并進(jìn)補(bǔ)正的輸出值，變換為控制治療臺的各軸的參數(shù)來發(fā)送，由此能夠進(jìn)行位置對準(zhǔn)使得治療時(shí)的患部11進(jìn)入放射線治療的線束照射中心12。
[0092]如以上那樣，與本實(shí)施方式有關(guān)的圖像核對裝置15b以及患者定位裝置16b具備有點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部19、點(diǎn)群數(shù)據(jù)區(qū)域分割部20、點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部21，因此起到與實(shí)施方式I所示相同的作用、效果。
[0093]另外，具備有:MPR處理部23，使用基于由ICP計(jì)算部22求出的變換量的斜截面生成參數(shù)，從第2CT圖像數(shù)據(jù)生成能夠與第ICT圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行對比的MPR截面群；模板設(shè)定部25，將從MPR截面群選定的特征區(qū)域作為模板圖像進(jìn)行登記；模板匹配部26，進(jìn)行第ICT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群與所述模板圖像的核對來求出相關(guān)值變得最高的場所，求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值使得所述特征區(qū)域并進(jìn)移動到該場所，因此起到如下效果:以骨結(jié)構(gòu)對準(zhǔn)之后，能夠在患部位置中詳細(xì)地進(jìn)行補(bǔ)正(位置對準(zhǔn))來精密地進(jìn)行核對。
[0094]并且，模板設(shè)定部25將分別存在于從MPR截面群選定的連續(xù)的多張MPR截面中的、多個(gè)位置的特征區(qū)域登記為多個(gè)模板圖像，模板匹配部26進(jìn)行第ICT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群與所述多個(gè)模板圖像的核對來求出每個(gè)模板圖像的相關(guān)值的總和變得最高的場所，求出對于第2點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值使得所述多個(gè)位置的特征區(qū)域并進(jìn)移動到該場所，因此能夠以2維模板匹配的多個(gè)組合來實(shí)現(xiàn)與將3維的體數(shù)據(jù)使用為模板的情況等效的模板匹配。因而，起到如下效果--與3維模板匹配相比不費(fèi)時(shí)間就能夠?qū)崿F(xiàn)同等的精度。
[0095]并且，在通過MPR處理部23所獲得的MPR截面群中，當(dāng)組合來自各種角度的任意截面的模板來進(jìn)行核對時(shí)，起到如下效果:與以3維體(volume)進(jìn)行核對相比能夠高速地進(jìn)行處理、且精度也能夠維持為3維那樣。
【權(quán)利要求】
1.一種圖像核對裝置，具備: CT圖像數(shù)據(jù)讀入部，分別讀入第一 CT圖像數(shù)據(jù)和第二 CT圖像數(shù)據(jù)； 點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部，針對所述第一 CT圖像數(shù)據(jù)和所述第二 CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群，生成3維空間中的第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)； 點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部，針對所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)，對點(diǎn)群數(shù)據(jù)進(jìn)行間除，使得擴(kuò)大點(diǎn)群數(shù)據(jù)的排列間距；以及 ICP即迭代最近點(diǎn)計(jì)算部，以使從所述點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部輸出的所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)與所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的誤差函數(shù)成為最小的方式，使用ICP法來求出對所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像核對裝置，其特征在于， 具備區(qū)域分割部，該區(qū)域分割部將第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)分割為多個(gè)區(qū)域，將第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)分割為與所述區(qū)域相對應(yīng)的多個(gè)區(qū)域， ICP計(jì)算部只在所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)的各所述區(qū)域和與其相對應(yīng)的所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的各所述區(qū)域之間進(jìn)行計(jì)算。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像核對裝置，其特征在于， 具備點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部，該點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部對第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)去除圖像核對對象區(qū)域以外的部分的噪聲數(shù)據(jù)， ICP計(jì)算部使用去除了所述噪聲數(shù)據(jù)的所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)來進(jìn)行計(jì)算。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像核對裝置，其特征在于，具備: MPR處理部，使用基于由ICP計(jì)算部求出的變換量的斜截面生成參數(shù)，從第二 CT圖像數(shù)據(jù)生成能夠與第一 CT圖像數(shù)據(jù)對比的MPR截面群； 模板設(shè)定部，將從所述MPR截面群選定的特征區(qū)域作為模板圖像來進(jìn)行登記；以及模板匹配部，進(jìn)行第一 CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群與所述模板圖像的核對來求出相關(guān)值變得最高的場所，并以使所述特征區(qū)域平移到該場所的方式求出對第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的圖像核對裝置，其特征在于， 模板設(shè)定部將分別存在于從MPR截面群選定的連續(xù)的多張MPR截面的多個(gè)位置的特征區(qū)域登記為多個(gè)模板圖像， 模板匹配部進(jìn)行第一 CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群與所述多個(gè)模板圖像的核對來求出每個(gè)模板圖像的相關(guān)值的總和變得最高的場所，并以使所述多個(gè)位置的特征區(qū)域平移到該場所的方式求出對第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值。
6.一種患者定位裝置，其特征在于，具備: a)圖像核對裝置，該圖像核對裝置具備: CT圖像數(shù)據(jù)讀入部，分別讀入第一 CT圖像數(shù)據(jù)和第二 CT圖像數(shù)據(jù)； 點(diǎn)群數(shù)據(jù)生成部，針對所述第一 CT圖像數(shù)據(jù)和所述第二 CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群，生成3維空間中的第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)； 點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部，針對所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)，對點(diǎn)群數(shù)據(jù)進(jìn)行間除，使得擴(kuò)大點(diǎn)群數(shù)據(jù)的排列間距；以及 ICP即迭代最近點(diǎn)計(jì)算部，以使從所述點(diǎn)群數(shù)據(jù)分辨率變換部輸出的所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)與所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的誤差函數(shù)成為最小的方式，使用ICP法來求出對所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量；以及 b)治療臺控制參數(shù)計(jì)算部，按照通過ICP計(jì)算部求出的變換量、以及通過模板匹配部求出的變換量補(bǔ)正值來計(jì)算控制治療臺的各驅(qū)動軸的參數(shù)。
7.如權(quán)利要求6所述的患者定位裝置，其特征在于， 圖像核對裝置具備區(qū)域分割部，該區(qū)域分割部將第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)分割為多個(gè)區(qū)域，將第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)分割為與所述區(qū)域相對應(yīng)的多個(gè)區(qū)域， ICP計(jì)算部只在所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)的各所述區(qū)域和與其相對應(yīng)的所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的各所述區(qū)域之間進(jìn)行計(jì)算。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的患者定位裝置，其特征在于， 圖像核對裝置具備點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部，該點(diǎn)群數(shù)據(jù)噪聲去除部對第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)去除圖像核對對象區(qū)域以外的部分的噪聲數(shù)據(jù)， ICP計(jì)算部使用去除了所述噪聲數(shù)據(jù)的所述第一點(diǎn)群數(shù)據(jù)和所述第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)來進(jìn)行計(jì)算。
9.根據(jù)權(quán)利要求6所述的患者定位裝置，其特征在于， 圖像核對裝置具備: MPR處理部，使用基于由ICP計(jì)算部求出的變換量的斜截面生成參數(shù)，從第二CT圖像數(shù)據(jù)生成能夠與第一 CT圖像數(shù)據(jù)對比的MPR截面群； 模板設(shè)定部，將從所述MPR截面群選定的特征區(qū)域作為模板圖像來進(jìn)行登記；以及 模板匹配部，進(jìn)行第一 CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群與所述模板圖像的核對來求出相關(guān)值變得最高的場所，并以使所述特征區(qū)域平移到該場所的方式求出對第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值， 治療臺控制參數(shù)計(jì)算部按照通過ICP計(jì)算部求出的變換量以及通過模板匹配部求出的變換量補(bǔ)正值來計(jì)算控制治療臺的各驅(qū)動軸的參數(shù)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的患者定位裝置，其特征在于， 模板設(shè)定部將分別存在于從MPR截面群選定的連續(xù)的多張MPR截面的多個(gè)位置的特征區(qū)域登記為多個(gè)模板圖像， 模板匹配部進(jìn)行第一 CT圖像數(shù)據(jù)的切片圖像群與所述多個(gè)模板圖像的核對來求出每個(gè)模板圖像的相關(guān)值的總和變得最高的場所，并以使所述多個(gè)位置的特征區(qū)域平移到該場所的方式求出對第二點(diǎn)群數(shù)據(jù)的變換量補(bǔ)正值。
【文檔編號】G06T7/00GK104268849SQ201410432674
【公開日】2015年1月7日 申請日期:2010年6月7日 優(yōu)先權(quán)日:2009年6月10日
【發(fā)明者】平澤宏祐, 坂本豪信, 山腰諒一, 北明靖雄, 川戶慎二郎, 奧田晴久, 鹿毛裕史, 鷲見和彥 申請人:三菱電機(jī)株式會社