BR112019019206A2

BR112019019206A2 - método de correção de movimento de paciente para tomografia computadorizada de feixe cônico, programa de computador, e, aparelho

Info

Publication number: BR112019019206A2
Application number: BR112019019206A
Authority: BR
Inventors: HIETANEN Ari; Lähelmä Jaakko; Karhu Kalle; Nyholm Kustaa; Lilja Mikko; Kettunen Sakari; MÜLLER Timo
Original assignee: Planmeca Oy
Priority date: 2017-03-17
Filing date: 2018-03-19
Publication date: 2020-04-14
Also published as: CN110602990B; EP3595528A1; FI20175244L; RU2766743C1; US10636179B2; JP2020509887A; CN110602990A; KR20190126882A; JP7116078B2; EP3595528C0; EP3595528B1; US20180268574A1; WO2018167355A1; KR102369653B1

Abstract

um método de correção de movimento de paciente para tomografia computadorizada de feixe cônico com base em um refinamento iterativo de uma estimativa de geometria de projeção inicial descrevendo as posições e orientação espaciais de uma fonte e detector de raio x durante a aquisição de imagens de projeção de raio x. o conjunto de imagens de projeção de raio x adquirido é usado para computar reconstruções de cbct intermediárias durante a iteração corretiva, e transformações geométricas corretivas específicas de imagem de projeção são estabelecidas maximizando-se a similaridade das imagens de projeção de raio x medidas e reprojetadas. as transformações geométricas corretivas são determinadas em um sistema de coordenada rotativa específica da imagem de projeção correspondente às posições e orientações espaciais da fonte de raio x e detector de raio x durante a aquisição das imagens de projeção de raio x. a reconstrução cbct final é computada usando a estimativa de geometria de projeção corrigida.

Description

MÉTODO DE CORREÇÃO DE MOVIMENTO DE PACIENTE PARA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO, PROGRAMA DE COMPUTADOR, E, APARELHO

CAMPO DA INVENÇÃO [001] A invenção diz respeito a métodos de correção de movimento de paciente no campo da tomografia computadorizada de feixe cônico.

FUNDAMENTOS DA INVENÇÃO [002] A seguinte divulgação se refere à tomografia computadorizada de feixe cônico de raio X tridimensional para aplicações médicas, em que uma pluralidade de imagens de projeção de raio X adquiridas de ângulos diferentes é usada para reconstruir imagens em seção transversal 3-D de uma anatomia de um paciente. A duração da aquisição da imagem de projeção de raio X é tipicamente da ordem de 10 a 30 segundos porque o tubo de raio X (fonte de raio X) e sensor (detector de raio X) devem percorrer fisicamente a trajetória espacial correspondente aos ângulos de aquisição. A trajetória de imageamento é tipicamente realizada por um mecanismo de rotação e translação.

[003] A trajetória de imageamento deve ser conhecida com uma exatidão suficiente e o objeto imageado deve permanecer suficientemente estacionário durante a aquisição de imagem de projeção de raio X de modo que a imagem de CBCT reconstruída seja nítida e de conformidade com a anatomia, porque as medições de imagem de projeção são assumidas representar vistas integradas corregistradas de um objeto estacionário, esses resultados em um conjunto de medições geometricamente compatíveis que pode ser usado para reconstruir a distribuição atenuante representando a anatomia estudada. Sempre que estas suposições são violadas, a exatidão da imagem reconstruída é degradada como uma consequência das medições da projeção que se tornam mutualmente incompatíveis.

[004] A exatidão da imagem final tipicamente depende de quão

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2/18 acuradamente as suposições feitas no processo de reconstrução correspondem ao processo de aquisição de imagem real, física. As posições espaciais estimadas da fonte e do detector de raio X correspondentes a cada imagem de raio X adquirida afetam a computação das trajetórias de raio durante o processo de reconstrução pela CBCT. Devido às tolerâncias de fabricação e operação inerentes e à deformação potencial do dispositivo de imageamento os ângulos de rotação e as posições realizados tendem a desviar dos valores ideais de acordo com a forma assumida da trajetória de imageamento. Um desvio sistemático, entretanto, pode ser tratado usando-se métodos de calibração diferentes que são repetidos depois de certo período de tempo ou ciclos de operação.

[005] No imageamento pela CBCT médica, a fonte mais significante de inexatidão geométrica é o movimento potencial do paciente durante a aquisição das imagens de projeção de raio X. Isto é, se o objeto imageado se move durante a aquisição das imagens de projeção de raio X, as trajetórias espaciais eficazes das medições de raio X tomam-se mutualmente inconsistentes. Embora seja bem conhecido que o paciente não deve se mover e os pacientes são rotineiramente instruídos a não fazê-lo, um paciente tipicamente pode não permanecer completamente estacionário durante a aquisição das projeções de raio X. Esse problema é tipicamente tratado apoiando-se o paciente. Entretanto, apoiar o paciente muito firmemente é inconveniente e desconfortável. Além disso, impedir todo o movimento do paciente requereria usar um apoio altamente restritivo, que não é aplicável no imageamento de rotina.

[006] No imageamento pela CBCT médica tanto das inexatidões descritas acima estão presentes em algum grau em todas as medições práticas.

Na pior das hipóteses, a inconsistência geométrica resultante das medições de imagem de projeção pode mesmo requerer repetição da varredura depois de um radiologista ter inspecionado a qualidade da reconstrução da imagem. Isto

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3/18 é indesejável devido à dose de radiação associada com a aquisição de imagem de raio X, que tem como objetivo ser mantida tão baixa quanto razoavelmente possível.

[007] Os métodos computacionais foram desenvolvidos para tratar o problema da inexatidão geométrica no imageamento pela tomografia computadorizada. Nos métodos relatados na literatura, um movimento virtual da fonte de raio X e detector de raio X pelos meios de uma transformação geométrica rígida em um sistema de coordenada fixa foi aplicado para modelar e compensar quanto a um movimento rígido durante a aquisição da imagem de projeção. Nos métodos recentes relacionados com o imageamento de CBCT médico, tal transformação geométrica é otimizada maximizando-se a nitidez da reconstrução de CBCT resultante. Tipicamente tal processo de correção é realizado iterativamente.

[008] No imageamento pela CBCT, a aplicação de um sistema de coordenada fixa para a modelagem e compensação de movimento de paciente não é ideal, visto que os graus de liberdade geométrica intrínseca no imageamento pela CBCT não são separados pelo sistema de coordenadas. Em um dispositivo de imageamento pela CBCT, é particular que os feixes de raio X divirjam e formem um cone no formato de pirâmide. Como um resultado, uma mudança ao longo do isoray adjacente à fonte de raio X e o centro do detector de raio X afetará apenas o fator de ampliação, ao passo que uma mudança no plano ao longo do arranjo de pixel do detector de raio X resultará em uma mudança máxima do objeto imageado dentro da sua imagem de projeção. Além disso, impedir uma transformação líquida que surge como um resultado de uma correção geométrica aplicada pelos meios conhecidos de um registro rígido da reconstrução pela CBCT corrigida resultante e a reconstrução pela CBCT não corrigida é computacionalmente cara, especialmente se aplicada repetidamente durante o processo de correção geométrica.

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BREVE DESCRIÇÃO DA INVENÇÃO [009] No processo de correção de movimento do paciente divulgado para a tomografia computadorizada de feixe cônico (CBCT) médica, um algoritmo orientado por dados utilizando um sistema de coordenada rotativa intrínseco acoplado às posições e orientações espaciais da fonte e o detector de raio X é usado para estabelecer uma estimativa melhorada da geometria de imageamento real correspondente às imagens de projeção de raio X medidas. Uma transformação líquida em um sistema de coordenada de referência fixa é impedida computando-se e subtraindo-se a transformação líquida diretamente dos parâmetros estimados de transformação geométrica corretiva. Como um resultado, as posições relativas da fonte e do sistema de detector de raio X em relação ao paciente, ou vice-versa, são retrospectivamente estimadas e melhoradas com base nos conteúdos de imagem de projeção de raio X. O propósito do processo de correção é melhorar a qualidade da imagem da reconstrução pela CBCT resultante pela melhora da consistência geométrica das medições da imagem de raio X e, por sua vez, satisfazer cada vez mais as exigências da reconstrução das imagens tomográficas. O sistema de coordenadas intrínsecas possibilita definir os graus de liberdade geométrica aplicados em uma maneira que corresponde à sua importância relativa tanto para o processo de correção assim como para a qualidade da imagem resultante.

[0010] O processo de correção de movimento do paciente divulgado toma como sua entrada os dados que são normalmente requeridos para computar uma reconstrução de imagem pela CBCT: um conjunto de imagens de projeção de raio X e uma estimativa da geometria de projeção 3-D correspondente às posições espaciais da fonte de raio X e detector de raio X durante a aquisição das imagens de projeção de raio X. Similarmente aos métodos correspondentes, uma reconstrução intermediária é primeiro computada usando a geometria de projeção estimada. Depois, uma

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5/18 transformação geométrica corretiva melhorando a correspondência geométrica de cada imagem de projeção de raio X acessada com o resto das imagens de projeção de raio X é estabelecida com a transformação correspondente para um movimento virtual da fonte e do detector de raio X durante a aquisição da imagem. Em particular, um sistema de coordenada rotativa específico de imagem de projeção é aplicado para determinar a transformação geométrica corretiva. O processo de correção, incluindo a computação de uma reconstrução intermediária usando a estimativa corrente da geometria de projeção e a otimização subsequente das transformações corretivas, pode ser iterado várias vezes. Depois de estabelecer as transformações geométricas corretivas, uma reconstrução pela CBCT final é computada usando as imagens de projeção de raio X e a estimativa final da geometria de projeção correspondente para as transformações corretivas.

[0011] O benefício do processo de correção de movimento do paciente divulgado antes da reconstrução da imagem pela CBCT final é uma melhora na consistência geométrica da projeção, que resulta em uma qualidade de imagem superior em termos de nitidez, nível de detalhes e contraste. Um benefício do processo de correção é que prevenindo-se potencialmente uma revarredura devido à degradação da qualidade da imagem relacionada com a geometria de projeção, a dose de radiação incorrida ao paciente pode ser diminuída.

BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS [0012] Os desenhos anexos proveem entendimento adicional do método de correção de movimento de paciente divulgado. Nos desenhos:

a Fig. 1 mostra um exemplo de um aparelho de imageamento pela CBCT típico.

[0013] A Fig. 2 mostra um diagrama de fluxo do método de correção de movimento de paciente divulgado.

[0014] A Fig. 3 mostra um diagrama de fluxo detalhando a etapa 203

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6/18 da Fig. 2.

[0015] A Fig. 4 mostra no contexto de um aparelho de imageamento pela CBCT um sistema de coordenada rotativa aplicado no método de correção de movimento de paciente divulgado.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO [0016] Para computar uma reconstrução pela CBCT 3-D, várias imagens de projeção de raio X 2-D são medidas usando uma fonte de raio X e detector de raio X que são rotacionados em tomo da anatomia imageada. A exposição de cada imagem de projeção de raio X ocorre tipicamente na faixa de milissegundos e quando do uso de velocidades de escaneamento típicas, o movimento contínuo da fonte e do detector de raio X não faz nenhuma indistinção significante pelo movimento nas imagens de projeção. De modo a computar uma reconstrução 3-D usando um método adequado tal como o algoritmo FDK, a posição espacial 3-D da fonte e do detector de raio X em um sistema de coordenadas de referência adequado compreendendo o imageamento ou geometria de projeção deve estar disponível para o algoritmo de reconstrução.

[0017] Uma descrição típica da geometria de imageamento consiste da posição 3-D do foco da fonte de raio X e o centro do detector de raio X e informações para determinar de modo suficientemente único a orientação do detector de raio X. Tais informações podem consistir por exemplo de ângulos de rotação em um sistema de coordenadas de referência que, quando aplicado de acordo com uma convenção predefinida, determinará as direções dos eixos horizontal e vertical do arranjo de pixel do detector. A descrição da geometria de projeção é tipicamente com base no conhecimento das medidas físicas do dispositivo de imageamento assim como as trajetórias de exposição ideais correspondentes ao dado programa de imageamento. Além disso, um processo periódico de calibração é tipicamente realizado para garantir uma exatidão suficiente da geometria de projeção.

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7/18 [0018] No processo de reconstrução, a propagação espacial da radiação X através da anatomia imageada é modelada. Tipicamente, uma propagação retilínea é assumida para simplicidade e as trajetórias do feixe de raio X da fonte para o detector são modeladas como integrais lineares, que são computados com base nas informações contidas na descrição da geometria de projeção. As sobreposições espaciais das trajetórias do raio X e os elementos do arranjo do voxel de imagem 3-D usados para a reconstrução são resolvidos usando um algoritmo de projetor adequado e a descrição da geometria de projeção. Com base nas sobreposições espaciais e os valores medidos nas imagens de projeção de raio X, a distribuição da atenuação total de raio X correspondente à anatomia imageada pode ser reconstruída usando um método adequado tal como o algoritmo FDK bem conhecido.

[0019] Uma suposição fundamental utilizada no processo de reconstrução, entretanto, é que a anatomia imageada permanecesse suficientemente estacionária durante a aquisição das imagens de projeção de raio X. O argumento é que as projeções de raio X devem representar medições corregistradas de um objeto estacionário que pode depois ser consistentemente combinada para reconstruir a estrutura 3-D do objetivo. Um erro sistemático na geometria de projeção pode ser compensado por um processo de calibração periódico, que elimina os efeitos que surgem de quaisquer desvios da trajetória ideal de aquisição de imagem de projeção de raio X assumida.

[0020] Um problema mais difícil surge do movimento do paciente durante o imageamento, que é imprevisível e aleatório na sua natureza. Embora seja impedido a um grau apoiando-se o paciente durante o imageamento, a duração relativamente longa de aquisição de imagem de projeção de raio X no imageamento pela CBCT, da ordem de 10 segundos, toma impraticável eliminar completamente o movimento do paciente. Além disso, certos pacientes tais como crianças e idosos têm mais dificuldade em

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8/18 permanecer imóveis durante o imageamento.

[0021] No evento de movimento significante do paciente durante a aquisição de imagem de projeção de raio X, artefatos tipo listras pronunciadas ou turvamento resultarão na imagem reconstruída, que pode em um caso pior tomar a imagem inútil para o propósito médico pretendido. Repetir a varredura pode prover um resultado melhor, mas ao custo de dose de radiação adicional.

[0022] No método retrospectivo divulgado para compensar os efeitos adversos do movimento de paciente, uma reconstrução pela CBCT intermediária é primeiro computada usando as imagens de projeção de raio X 2-D e a geometria de imageamento estimada. E suficiente computar a reconstrução pela CBCT intermediária em uma resolução mais grossa do que é tipicamente usada quando da criação de reconstruções para propósitos de diagnóstico. A reconstrução serve para agregar as informações de todas as imagens de projeção de raio X com a aparência da reconstrução refletindo a consistência geométrica mútua das imagens de projeção de raio X 2-D medidas.

[0023] A otimização da geometria específica da imagem de projeção está fundamentada na medição da similaridade das imagens de projeção de raio X físicas e nos dados reprojetados correspondentes da reconstrução pela CBCT intermediária que forma uma radiografia digitalmente reconstruída (DRR). O argumento é que quando a geometria de projeção estimada é consistente, a imagem reconstruída que por definição tenta satisfazer as medições conduzidas pelas imagens de projeção no sentido de encaminhar a operação de projeção produzirão reprojeções que corresponderão aos dados medidos. No evento de uma incompatibilidade geométrica, a reprojeção da reconstrução intermediária desviará da projeção medida. Visto que a reconstrução intermediária serve como um agregado de todas as imagens de projeção, a sua reprojeção reflete a soma de todas as imagens de projeção e a

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9/18 similaridade máxima da imagem de projeção de raio X medida e as imagens projetadas avançadas podem ser esperadas ser maximizadas quando a geometria de reprojeção correspondente é compatível com a geometria de projeção correta média no sentido da reconstrução intermediária.

[0024] Em um dispositivo de imageamento pela CBCT típico, os feixes de raio X emitidos divergem e formam um cone na forma de pirâmide. Uma mudança ao longo do isoray que une a fonte de raio X e o centro do detector de raio X afetará apenas o fator de ampliação, ao passo que uma mudança ao longo do plano do detector de raio X resultará em uma mudança máxima do objeto imageado dentro da sua imagem de projeção. A partir desse ponto de vista, o método divulgado adota um sistema de coordenada rotativa que é ligado à posição física da fonte e do detector de raio X durante a aquisição de imagem. A saber, dois dos eixos de coordenada são unidos ao arranjo de pixel retangular do detector de raio X e o eixo remanescente perpendicular à normal do arranjo de pixel do detector. Limitando-se a transformação geométrica da geometria de projeção ao longo desses eixos intrínsecos para cada imagem de projeção, é possível separar os graus de liberdade geométrica, cuja importância no sentido da exatidão geométrica varia.

[0025] Quando cada imagem de projeção de raio X é submetida a uma transformação geométrica individual, é possível que a transformação média resultante incorrerá em um efeito líquido sobre a imagem reconstruída. Isto se manifesta por si mesmo, por exemplo como uma mudança ou rotação líquida global da anatomia reconstruída em relação à anatomia não corrigida. E possível que uma transformação líquida da anatomia tenha efeitos adversos sobre a aplicabilidade da imagem reconstruída. Assim, um método de compensação para a transformação líquida também é divulgado. A transformação líquida pode ser estimada mapeando-se a transformação correspondente para cada imagem de projeção transformada do sistema de

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10/18 coordenada rotativa para o sistema de coordenada fixa. For exemplo, assumindo-se que cada imagem de projeção é deslocada apenas ao longo do seu eixo horizontal, os deslocamentos correspondentes no sistema de coordenada fixa podem ser computados com base nos eixos horizontais conhecidos dos sistemas de coordenada rotacionada específica da projeção e o valor médio pode ser tirado para representar o deslocamento líquido no sistema de coordenada fixa. Por um inverso do mapeamento mencionado acima, o inverso da transformação líquida pode ser mapeado de volta para o sistema de coordenadas rotativas e subtraído das transformações específicas de imagem de projeção. Como um resultado, a transformação líquida no sistema de coordenada fixa é eliminada.

[0026] No processo de otimização, a excelência de uma transformação geométrica corretiva de uma dada imagem de projeção de raio X é medida pela similaridade da imagem projetada adiante correspondente à geometria de projeção transformada e a imagem de projeção de raio X original. A similaridade da reprojeção e a projeção de raio X pode ser medida, por exemplo pela diferença quadrada média das imagens, coeficiente de correlação, ou coeficiente de correlação de gradiente. A transformação geométrica ideal (no sentido da medida de similaridade) para cada imagem de projeção dada uma reconstrução pela CBCT intermediária pode depois ser determinada encontrando-se o extremo da medida de similaridade entre a imagem projetada adiante e a imagem de projeção de raio X como uma função dos parâmetros da transformação geométrica.

[0027] O processo de otimização depois inclui computar uma reconstrução pela CBCT intermediária usando a estimativa inicial da geometria de projeção de raio X; acessar todo ou um subconjunto das imagens de projeção de raio X medidas; (para cada imagem de projeção acessada) estabelecer uma transformação corretiva específica da imagem de projeção encontrando-se a similaridade máxima entre a imagem de projeção de raio X

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11/18 medida e a projeção adiante correspondente da reconstrução pela CBCT intermediária como uma função dos parâmetros da transformação geométrica realizada no sistema de coordenada rotativa; estimando a transformação líquida em um sistema de coordenada de referência fixa e subtraindo a transformação correspondente dos parâmetros de transformação no sistema de coordenada rotativa; computar uma reconstrução pela CBCT final quando um resultado de correção suficiente é estimado ter sido obtido.

[0028] Na Fig. 1, um exemplo de um aparelho de imageamento pela CBCT médico 100 é exibido incluindo uma construção de base vertical 101 a partir da qual horizontalmente se estendeu uma estrutura de apoio 102, um meio de apoio de paciente 107 e uma parte de braço 103 que apoia uma estrutura apoiando o meio de imageamento, uma parte de braço 104. A parte de braço apoiando o meio de imageamento 104 estão arranjados em uma distância um do outro uma fonte de raio X 105 e um meio receptor de informações de imagem de raio X (detector de raio X) 109 que são arranjados em relação ao meio de apoio de paciente 107 tal que uma estação de imageamento 108 posicionada entre a fonte de raio X 105 e o meio receptor de informações de imagem de raio X 109 seja formada tal que um feixe gerado pela fonte de raio X 105 é alinhável para ir através da estação de imageamento 108 em direção ao meio receptor de informações de imagem de raio X 109. A parte de braço 104 apoiando o meio de imageamento está arranjada para ser rotável e também a sua localização em relação à estrutura que a apoia 103 e/ou a estação de apoio de paciente 108 pode ser arranjada mutável. O arranjo inclui um meio de controle, do qual a Fig. 1 mostra um painel de controle 106 colocado em conexão com a estrutura de apoio 102 apoiando o meio de apoio de paciente 107. O aparelho de imageamento 100 pode ser arranjado para estar conectado a um controlador 110 por intermédio de um cabo, o controlador incluindo um computador arranjado com um meio para processar informações de imagem produzidas pelo aparelho de

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12/18 imageamento e uma tela 111 na qual imagens podem ser exibidas. Ο controlador 110 compreende adicionalmente pelo menos um processador 112 e pelo menos uma memória 113. O pelo menos um processador 112 pode ser configurado para executar programas de computador e a pelo menos uma memória 113 é configurada para armazenar programas de computador e dados relacionados. O controlador 110 pode ser um computador de propósito geral ou um dispositivo especificamente fabricado para implementar o processo descrito abaixo.

[0029] A Figura 2 descreve as etapas do método de correção de movimento de paciente divulgado que pode ser usado, por exemplo, para processar imagens adquiridas pelo arranjo de imageamento da figura 1. O método está fundamentado na descoberta das transformações geométricas corretivas para a geometria de projeção estimada inicialmente em um sistema de coordenada rotativa acoplado à posição da fonte de raio X 105 e detector de raio X 109.

[0030] Na etapa 200 do método da Fig. 2, os dados de entrada são adquiridos compreendendo as imagens de projeção de raio X medidas e uma estimativa inicial da geometria de projeção correspondente ao processo de aquisição. No arranjo da Fig. 1, a geometria de projeção define a trajetória física da fonte de raio X 105 e detector de raio X 109 quando eles são rotacionados e translacionados em tomo da estação de imageamento 108 por meio dos braços 103 e 104. A geometria de projeção também determina a orientação estimada do detector de raio X 109. A forma da geometria de projeção é tipicamente com base em um procedimento de calibração da geometria utilizando por exemplo um fantasma de referência conhecido com marcadores radiopacos.

[0031] Na etapa 201, uma reconstrução pela CBCT intermediária com o propósito do método de otimização da projeção é computada usando os dados de entrada adquiridos na etapa 200. E possível usar versões

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13/18 subamostradas dos dados de entrada, visto não ser tipicamente necessário aplicar resolução espacial tão alta quanto nas imagens pela CBCT pretendidas para propósitos de diagnóstico. A reconstrução intermediária é entendida agregar todas as informações físicas e geométricas disponíveis adquiridas durante o processo de medição na etapa 200. No evento de inconsistência geométrica, isto é refletido pela reconstrução intermediária por exemplo pela indistinção dos detalhes reconstruídos.

[0032] Na etapa 202, as transformações geométricas corretivas para as imagens de projeção são estabelecidas no sistema de coordenada rotativa. O propósito das transformações geométricas é para compensar quanto à inconsistência geométrica intrínseca na estimativa inicial da geometria de projeção. Os detalhes da etapa 202 são explicados abaixo em referência à Fig. 3, mas, mais geralmente, a transformação geométrica corretiva é procurada encontrando-se a transformação geométrica ideal. A excelência de uma transformação é definida pela designação de um valor de similaridade para ela. O valor de similaridade é computado comparando-se uma radiografia digitalmente reconstruída (DRR) reprojetada da reconstrução da imagem pela CBCT intermediária para a imagem de projeção de raio X medida correspondente, com a geometria de projeção aplicada correspondente à transformação geométrica avaliada. Um valor de similaridade mais alto é tirado como uma indicação de uma melhor transformação geométrica corretiva. Aplicando o sistema de coordenada rotativa para a transformação geométrica possibilita separar os graus de liberdade geométrica de acordo com a sua significância para o problema em uma geometria de projeção de feixe em cone.

[0033] Na etapa 203, a transformação geométrica líquida em um sistema de coordenada fixa é subtraída. O sistema de coordenada fixa é definido tipicamente em referência aos componentes estáticos do aparelho de imageamento 100, tais como componentes do arranjo de imageamento fixos

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14/18 em conexão com a estação de imageamento 108. A transformação geométrica líquida é computada transformando-se linearmente as transformações geométricas estabelecidas na etapa 202 do sistema de coordenada rotativa para o sistema de coordenada fixa. A transformação linear é facilmente obtida com base nos eixos das coordenadas conhecidos do sistema de coordenadas rotacionada e fixa. Depois que a transformação líquida foi estabelecida, o seu inverso é linearmente transformado a partir do sistema de coordenada fixa para o seu sistema de coordenada rotacionada. O inverso da transformação líquida depois corresponde a um conjunto de parâmetros de transformação geométrica para cada imagem de projeção no sistema de coordenada rotativa. Adicionar esses valores aos valores de parâmetro geométrico estabelecidos na etapa 202 resultará na transformação líquida que é anulado no sistema de coordenada fixa.

[0034] Na etapa 204, os valores dos parâmetros de transformação resultantes da etapa 203 são aplicados à estimativa de geometria de projeção inicial para se obter a estimativa de geometria de projeção corrigida. Em particular, as etapas 201 a 203 podem ser repetidas iterativamente uma pluralidade de vezes antes de avançar para a etapa 204.

[0035] Na etapa 205, a reconstrução pela CBCT final é computada usando a estimativa de geometria de projeção corrigida. A reconstrução pela CBCT final é computada em uma maneira normal com a exceção para a situação onde as etapas 201 a 204 não foram aplicadas que a estimativa de geometria de projeção inicial é substituída pela estimativa de geometria de projeção corrigida obtida nas etapas 201 a 204.

[0036] A Figura 3 descreve como um exemplo detalhes da etapa 202 de acordo com a Fig. 2. Na etapa 300, a transformação geométrica avaliada é aplicada à geometria inicial de uma imagem de projeção no sistema de coordenada rotativa. Mais uma vez, o sistema de coordenadas é definido para coincidir com as posições e orientações espaciais da fonte de raio X 105 e

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15/18 detector de raio X 109 durante a aquisição física da imagem de projeção considerada. Aplicar a transformação na estrutura rotativa de referência envolve um mapeamento linear do sistema de coordenada fixa, onde a geometria do imageamento é tipicamente definida, para o sistema de coordenada rotativa, onde a transformação é realizada, seguida por um mapeamento linear inverso do sistema de coordenada rotativa para o sistema de coordenada fixa. Como um exemplo simples do efeito realizado, para aplicar uma translação ao longo do eixo horizontal do detector de raio X 109, a geometria de projeção inicial da imagem de projeção é mapeada para o sistema de coordenada rotativa, traduzida ao longo do eixo do sistema de coordenada rotativa pela quantidade dada, que corresponde a um movimento virtual da fonte e do detector de raio X e depois mapeado de volta para o sistema de coordenada fixa. A geometria de projeção transformada é expressa no sistema de coordenada fixa e a geometria de projeção transformada obtida é usada como entrada para a etapa subsequente 301.

[0037] Na etapa 301, uma imagem DRR reprojetada da reconstrução pela CBCT intermediária computada na etapa 201 é computada usando a geometria de projeção transformada obtida na etapa 300. A computação da imagem DRR pode ser realizada usando um algoritmo padrão tal como o método de lançamento de raio de Siddon. Em um algoritmo de reprojeção típico, a entrada do algoritmo consiste dos pontos finais da representação 3-D do raio X e a imagem fonte da qual a imagem DRR é computada incluindo o conhecimento da sua posição e orientação espaciais expressas no mesmo sistema de coordenadas. No ajuste descrito, esse sistema de coordenadas corresponde ao sistema de coordenada fixa. O efeito da transformação geométrica aplicada na etapa 300 é mudar os pontos finais de cada trajetória de raio X virtual através da reconstrução pela CBCT intermediária, que propaga o efeito da transformação geométrica para a imagem DRR obtida.

[0038] Na etapa 302, a similaridade entre a imagem DRR obtida na

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16/18 etapa 301 e a imagem de projeção de raio X adquirida na etapa 200 é avaliada. A similaridade está fundamentada em uma comparação pontual das imagens usando aproximações estabelecidas tais como a o quadrado da diferença média das imagens ou a sua correlação cruzada. A medida específica usada para avaliar a similaridade não é significante para o método descrito. O valor de similaridade obtido é designado para os parâmetros geométricos dados como entrada para a etapa 300. Uma similaridade mais alta é tirada como uma indicação de parâmetros mais adequados de transformação geométrica.

[0039] Na etapa 303, os parâmetros de transformação geométrica ideais são estabelecidos encontrando-se os parâmetros correspondentes ao valor de similaridade mais alto obtido aplicando-se as etapas 300 a 302. Em um ajuste típico, as etapas 300 a 302 são repetidamente avaliadas por um algoritmo de minimização adequado tal como o algoritmo simples de NelderMead bem conhecido para estabelecer os parâmetros ideais de transformação geométrica. Esses parâmetros são armazenados e designados para a imagem de projeção específica até que sejam potencialmente trocados por uma repetição das etapas 201 a 203.

[0040] A Figura 4 ilustra o sistema de coordenada rotativa aplicado na etapa 202. Em um aparelho de imageamento pela CBCT, uma parte de braço C 403 tipicamente apoia a fonte de raio X 404 e o detector de raio X 405. O braço C está apoiado pela construção de base vertical 401 e um parte de ombro do braço 402. No imageamento pela CBCT, é particular que os feixes de raio X divirjam e formem um cone no formato de pirâmide. Uma mudança ao longo do isoray unindo a fonte de raio X 404 e o centro do detector de raio X 405 afetará apenas o fato de ampliação, ao passo que uma mudança no plano do arranjo de pixel do detector de raio X resultará em uma mudança máxima do objeto imageado dentro da sua imagem de projeção. Desse ponto de vista, o método divulgado adota um sistema de coordenadas uvw rotativo

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406 que é acoplado à posição física e orientações da fonte e do arranjo de pixel do detector de raio X durante a aquisição de imagem. Limitando-se a transformação geométrica da geometria de projeção ao longo desses eixos intrínsecos para cada imagem de projeção, é possível separar os graus de liberdade geométrica, cuja importância no sentido da exatidão geométrica varia. O sistema de coordenada fixa, onde a transformação líquida é computada é indicada pelo sistema de coordenadas xyz 407.

[0041] Ajustando o eixo u do sistema de coordenada para coincidir com a normal do detector de raio X e o eixo v com o eixo horizontal do arranjo de pixel do detector de raio X, esses graus-de-liberdade são, por exemplo, para uma transformação rígida:

1. Mudança longitudinal ao longo da normal do arranjo de pixel do detector de raio X (eixo u); 2. Mudança lateral ao longo do eixo horizontal do arranjo de pixel do detector de raio X (eixo v); 3. Mudança vertical ao longo do eixo vertical do arranjo de pixel do detector de raio X (eixo w); 4. Rotação em tomo do eixo u (ângulo de inclinação transversal); 5. Rotação em torno do eixo v (ângulo de inclinação longitudinal); 6. Rotação em tomo do eixo w (ângulo de desvio de direção).

[0042] O resultado do método de correção de movimento de paciente divulgado é uma estimativa melhorada da geometria de projeção correspondente à aquisição física das imagens de projeção de raio X e correspondentemente uma imagem de reconstrução de CBCT, onde o efeito da inconsistência geométrica foi reduzido.

[0043] O método divulgado pode ser implementado como software de computador executado em um dispositivo de computação. O software é incorporado em um meio legível por computador de modo que o mesmo possa ser provido para o dispositivo de computação, tal como o controlador 110 da figura 1.

[0044] Como estabelecido acima, os componentes das modalidades

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18/18 exemplares podem incluir meio ou memórias legíveis por computador para reter instruções programadas de acordo com as divulgações das presentes modalidades e para reter estruturas de dados, tabelas, registros e/ou outros dados aqui descritos. O meio legível por computador pode incluir qualquer meio adequado que participe na provisão de instruções a um processador para execução. As formas comuns de meios legíveis por computador podem incluir, por exemplo, um disquete, um disco flexível, disco rígido, fita magnética, qualquer outro meio magnético adequado, um CD-ROM, CD±R, CD±RW, DVD, DVD-RAM, DVD±RW, DVD±R, HD DVD, HD DVD-R, HD DVD-RW, HD DVD-RAM, Disco Blu-ray, qualquer outro meio óptico adequado, uma RAM, uma PROM, uma EPROM, uma FLASH-EPROM, qualquer outro chip ou cartucho de memória adequado, uma onda portadora ou qualquer outro meio adequado a partir do qual um computador pode ler.

[0045] Está óbvio para uma pessoa versada na técnica que com o avanço da tecnologia, a ideia básica do aparelho de imageamento médico autocalibrante pode ser implementada de vários modos. O aparelho de imageamento médico autocalibrante e as suas modalidades são assim não limitados aos exemplos descritos acima; ao invés podem variar dentro do escopo das reivindicações.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Método de correção de movimento de paciente para tomografia computadorizada de feixe cônico, caracterizado pelo fato de que compreende:

adquirir um conjunto de imagens de projeção de raio X do paciente imageado usando um meio de imageamento de raio X contendo uma fonte de raio X e detector de raio X;

definir uma estimativa de geometria de projeção inicial descrevendo as posições e orientação espaciais da fonte de raio X e o detector de raio X durante a aquisição das imagens de projeção de raio X;

computar uma reconstrução CBCT intermediária usando as imagens de projeção de raio X e a estimativa de geometria de projeção inicial;

determinar transformações geométricas corretivas específicas de imagem de projeção para a estimativa de geometria de projeção inicial com base nas imagens de projeção de raio X, na estimativa de geometria de projeção inicial, e na reconstrução CBCT intermediária;

e computar uma reconstrução CBCT final usando as imagens de projeção de raio X e uma estimativa corrigida da geometria de projeção correspondente às transformações geométricas corretivas determinadas distinguido em que as transformações geométricas corretivas para a estimativa de geometria de projeção inicial são determinadas em um sistema de coordenada rotativa específica da imagem de projeção correspondente às posições e orientações espaciais da fonte de raio X e detector de raio X durante a aquisição das imagens de projeção de raio X.
2. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o dito sistema de coordenada rotativa específica da imagem de projeção é definido ajustando-se dois eixos perpendiculares para coincidir com o arranjo de pixel do detector de raio X e o terceiro eixo perpendicular para coincidir com a normal do arranjo de pixel do detector de raio X.

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3. Método de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo fato de que a geometria de projeção da radiografia reprojetada digitalmente reconstruída é obtida aplicando-se uma transformação geométrica no sistema de coordenada rotativa à estimativa de geometria de projeção inicial.
4. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a

3, caracterizado pelo fato de que as transformações geométricas corretivas são determinadas encontrando-se a similaridade máxima entre as imagens de projeção de raio X e radiografias reprojetadas digitalmente reconstruídas correspondentes da reconstrução CBCT intermediária.
5. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a

4, caracterizado pelo fato de que uma transformação líquida em um sistema de coordenada fixa é computada e subtraída das transformações geométricas corretivas determinadas no sistema de coordenada rotativa.
6. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a

5, caracterizado pelo fato de que a transformação líquida no sistema de coordenada fixa é computada mapeando-se as transformações geométricas específicas de imagem de projeção do sistema de coordenada rotativa para o sistema de coordenada fixa e tirando a sua média, e a média subtraída das transformações geométricas depois de um mapeamento do sistema de coordenada fixa para o sistema de coordenada rotativa.
7. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a

6, caracterizado pelo fato de que a computação da reconstrução CBCT intermediária e a determinação das transformações geométricas corretivas são iteradas uma pluralidade de vezes, com a estimativa de geometria de projeção corrigida depois de cada iteração atuando como uma nova estimativa de geometria de projeção inicial para a iteração seguinte, e a estimativa de geometria de projeção corrigida final correspondente à estimativa de geometria de projeção corrigida da última iteração aplicada.

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8. Programa de computador, caracterizado pelo fato de que compreende um código de programa de computador que é configurado para realizar um método como definido em qualquer uma das reivindicações anteriores 1 a 7 quando executado em um dispositivo de computação.
9. Aparelho, caracterizado pelo fato de que compreende:

pelo menos um processador (112) configurado para executar programas de computador; e pelo menos uma memória (113) configurada para armazenar programas de computador e os dados relacionados;

distinguido em que o aparelho é conectável a um aparelho de imageamento médico e configurado para realizar um método como definido em qualquer uma das reivindicações 1 a 7.