WO2023214762A1 - 혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치 - Google Patents

혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치 Download PDF

Info

Publication number
WO2023214762A1
WO2023214762A1 PCT/KR2023/005946 KR2023005946W WO2023214762A1 WO 2023214762 A1 WO2023214762 A1 WO 2023214762A1 KR 2023005946 W KR2023005946 W KR 2023005946W WO 2023214762 A1 WO2023214762 A1 WO 2023214762A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
blood vessel
distance
target
radiation
radiation source
Prior art date
Application number
PCT/KR2023/005946
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
안정민
최영락
권휘
김민형
Original Assignee
재단법인 아산사회복지재단
울산대학교 산학협력단
주식회사 메디픽셀
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from KR1020230056529A external-priority patent/KR102611061B1/ko
Application filed by 재단법인 아산사회복지재단, 울산대학교 산학협력단, 주식회사 메디픽셀 filed Critical 재단법인 아산사회복지재단
Publication of WO2023214762A1 publication Critical patent/WO2023214762A1/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment

Definitions

  • the disclosure below relates to a method for calibrating vascular images.
  • Angiography is a diagnostic procedure that uses X-rays to visualize blood vessels and conditions, making it a useful tool for examining vascular diseases.
  • accurately measuring blood vessel size is important in determining the severity of the disease and selecting an appropriate treatment method.
  • a quantitative coronary analysis (QCA) method that accurately measures blood vessel size can be used.
  • QCA methods are important in the diagnosis and treatment of coronary artery disease.
  • a blood vessel image processing method performed by a processor includes the steps of irradiating radiation to a target blood vessel located on a table using a radiation source connected to a C-arm, from the isodose center point of the C-arm. Calculating a target distance from the radiation source to the target blood vessel based on a first vertical distance to the table and a second vertical distance from the target blood vessel to the table, and a blood vessel image captured using the radiation It may include calculating a physical distance to the target blood vessel using the calculated target distance.
  • the isodose center point may be the center of a rotation orbit of the radiation source generated according to rotation of the C-arm.
  • the step of irradiating radiation to the target blood vessel may include moving the table so that the radiation source, the target blood vessel, and the isodose center point are arranged in a straight line.
  • the radiation source, the target blood vessel, and the isodose center point are disposed on a straight line.
  • the step of moving the table together may be included.
  • Calculating the target distance may include calculating the target distance based on the first vertical distance, the second vertical distance, and a projection angle of the radiation.
  • the irradiation angle of the radiation may be an angle between an axis perpendicular to a plane including the surface of the table and the irradiation direction of the radiation.
  • the calculating the target distance includes calculating a first value by subtracting the second vertical distance from the first vertical distance, dividing the calculated first value by a cosine value of the radiation angle to obtain a second value. It may include calculating a value, and calculating the target distance as a value obtained by subtracting the calculated second value from the straight line distance from the radiation source to the isodose center point.
  • the radiation source may be rotated based on rotation of the C-arm about at least one of a first rotation axis parallel to the table plane and including the isodose center point, or a second rotation axis different from the first rotation axis. You can.
  • Calculating the physical distance to the target blood vessel may include calculating a calibration factor based on the calculated target distance.
  • the value calculated by dividing the calculated target distance by the distance from the radiation source to the image receptor is multiplied by the imager pixel spacing. It may include calculating the correction coefficient.
  • the step of calculating the physical distance to the target blood vessel corresponds to the diameter of the target blood vessel by multiplying the calculated correction coefficient by the number of pixels corresponding to the diameter of the target blood vessel appearing in the captured image. It may include calculating the physical distance.
  • An electronic device for processing blood vessel images includes a C-arm having an open arc shape toward the isodose center point, and a C-arm connected to the C-arm to transmit radiation to a target blood vessel located on a table. Calculate the target distance from the radiation source to the target blood vessel based on the irradiating radiation source and the first vertical distance from the isodose center point to the table and the second vertical distance from the target blood vessel to the table; , and may include a processor that calculates a physical distance to the target blood vessel using the calculated target distance from a blood vessel image captured using the radiation.
  • a method of processing a blood vessel image can calculate a correction coefficient with high accuracy by calculating the distance from the radiation source to the object, and based on the calculation of the correction coefficient with high accuracy, the target blood vessel can be obtained from the image of a blood vessel in which the blood vessel is photographed. It can provide accurate blood vessel size information about the target blood vessel.
  • the method for processing blood vessel images according to one embodiment can be of great help in the diagnosis and treatment of vascular diseases by providing accurate blood vessel size information about target blood vessels, and furthermore, the diagnosis of new vascular diseases and blood vessel treatment. It can also contribute to the development of treatments.
  • the method for processing blood vessel images can calculate correction coefficients with high accuracy, so even if blood vessel images are captured using various types of electronic devices, the results of blood vessel size information regarding the target blood vessels of the electronic devices It has the effect of reducing the deviation between values.
  • FIG. 1 is a diagram explaining the structure of a medical electronic device according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a change in the projection angle of radiation according to rotation of a C-arm included in an electronic device according to an embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a process by which an electronic device calculates the physical distance to a target blood vessel from a blood vessel image, according to an embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a process by which an electronic device calculates the straight-line distance from a radiation source to a target blood vessel, according to an embodiment.
  • Figure 5 shows a blood vessel designed using the patient's CT data sets for the phantom experiment.
  • FIG. 6A is a diagram showing labeling of a blood vessel image to estimate the diameter of a target blood vessel displayed in the blood vessel image.
  • Figure 6b shows a graph estimating the diameter of a target blood vessel displayed in a blood vessel image.
  • FIG. 7A to 7B show graphs for performance evaluation of a correction coefficient calculation method according to an embodiment and a correction coefficient calculation method according to a comparative example.
  • first or second may be used to describe various components, but these terms should be interpreted only for the purpose of distinguishing one component from another component.
  • a first component may be named a second component, and similarly, the second component may also be named a first component.
  • FIG. 1 is a diagram explaining the structure of a medical electronic device according to an embodiment.
  • the medical electronic device 100 may represent a device that captures blood vessel images by irradiating radiation to blood vessels of a recipient.
  • Types of blood vessels include, for example, left main coronary artery (LM), left anterior descending artery (LAD), left circumflex artery (LCX), and right coronary artery. artery, RCA), etc.
  • the electronic device 100 can image blood vessels using cornoary angiography.
  • the electronic device 100 may include a body 11, a C-arm 12, a radiation irradiation unit 13, and a radiation detection unit 14.
  • the electronic device 100 may further include a table 15 on which to position the patient and a processor 101 that processes blood vessel images.
  • the C-arm 12 may have a curved C-shaped arc shape with one side open.
  • the C-arm 12 when the C-arm 12 is erected vertically based on the floor on which the electronic device 100 is placed, the C-arm 12 is parallel to the floor and isocenter. It may have a symmetrical shape based on the plane containing (111).
  • the isodose center point 111 is a part or point that is the center of the beam of radiation emitted from various positions despite the rotation of the C-arm, and is the point where the first and second rotation axes of the C-arm intersect. can be defined.
  • the isodose center point 111 may represent the center of the rotation orbit of the radiation irradiation unit 13 (or radiation source (not shown)) generated according to the rotation of the C-arm 12.
  • the C-arm 12 may have an open shape toward the isodose center point 111.
  • the body portion 11 may be connected to the C-arm 12.
  • the body portion 11 may be mechanically coupled to the C-arm 12.
  • the C-arm 12 can rotate relative to the body portion 11.
  • the C-arm 12 can rotate within the y-z plane with respect to the body portion 11.
  • the protrusion included in the body 11 and the moving guide included in the C-arm 12 may be coupled to each other, and the C-arm 12 is parallel to the x-axis and iso-dose. It can rotate within the y-z plane along the moving guide based on the rotation axis passing through the center point 111. Additionally, the C-arm 12 may rotate within the X-Z plane with respect to the body portion 11.
  • the C-arm 12 is parallel to the y-axis and is X-Z based on the rotation axis passing through the isodose center point 111. Can rotate within a plane.
  • the electronic device 100 may include a radiation irradiation unit 13 and a radiation detection unit 14 arranged to face each other on the inner surface of the C-arm 12 with the isodose center point 111 in between.
  • Each of the radiation irradiation unit 13 and the radiation detection unit 14 may be connected to the C-arm 12.
  • the radiation irradiation unit 13 may include one or more radiation sources and may emit radiation toward the patient through the one or more radiation sources.
  • the radiation detection unit 14 may include a radiation detection sensor, and may detect radiation emitted from the radiation irradiation unit 13 and passing through the blood vessels of the recipient through the radiation detection sensor.
  • the table 15 may include a table top 15-1 on which the patient can lie down and a table support 15-2 supporting the table top 15-1.
  • the table support part 15-2 may be fixed to the floor.
  • the table top 15-1 may be movably coupled to the table support 15-2.
  • the electronic device 100 may further include an actuator (not shown) that changes the position of the table top 15-1 with respect to the table support 15-2.
  • the electronic device 100 may move the table top 15-1 based on the table support 15-2 through an actuator (not shown).
  • the actuator (not shown) may include a motor (eg, an electric motor) and a power transmission structure.
  • the table top 15-1 can move left and right and up and down with respect to the table support 15-2.
  • the electronic device 100 may move the table top 15-1 in the left and right directions on a plane parallel to the surface of the table (eg, X-Y plane).
  • the surface of the table may represent the upper surface of the table top 15-1.
  • the electronic device 100 may move the table top 15-1 in the vertical direction on an axis (eg, Z-axis) perpendicular to a plane parallel to the surface of the table (eg, X-Y plane).
  • moving the table 15 may mean moving the table top 15-1 based on the table support 15-2.
  • the electronic device 100 may move the table 15 in order to accurately irradiate radiation to the target blood vessel of the recipient.
  • the electronic device 100 may control the C-arm 12 so that the C-arm 12 rotates around the patient positioned on the table 15. After fixing the C-arm 12, the electronic device 100 can irradiate radiation to the target blood vessel of the patient on the table 15 through the radiation source of the radiation irradiation unit 13 connected to the C-arm 12. there is.
  • the radiation irradiated to the blood vessels of the recipient may be X-rays.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a change in the projection angle of radiation according to rotation of a C-arm included in an electronic device according to an embodiment.
  • the electronic device 100 may irradiate radiation to the target blood vessel of the patient located on the table 15 using the radiation source 131 included in the radiation irradiation unit 13.
  • the electronic device 100 includes a first rotation axis (A-A') parallel to the table plane and a first rotation axis (A-).
  • the radiation source may be rotated based on at least one of the second rotation axes (B-B') different from A').
  • the radiation source may be a plane perpendicular to a first axis of rotation (A-A') parallel to the table plane and comprising an isodose center point (111) or a plane comprising an isodose center point (111) and a first axis of rotation (A-A'). It can be rotated in one of the planes perpendicular to the second rotation axis (B-B') different from A').
  • the second rotation axis (B-B') may intersect the first rotation axis (A-A') and, for example, may be orthogonal to each other at the isodose center point 111.
  • the C-arm and radiation source are rotated in one plane is described, but this is not limited to this and rotates about two rotation axes (A-A', B-B') at the same time. It could be.
  • the electronic device 100 may rotate the C-arm 12 with respect to the body portion 11 about the first rotation axis A-A'.
  • the first rotation axis (A-A') may represent an axis connecting the point where the C-arm 12 and the body portion 11 are coupled and the isodose center point 111.
  • the position of the radiation source 131 may change according to the rotation of the C-arm 12.
  • the radiation source 131 includes an isodose center point 111 and the first axis of rotation A-A'. It can be rotated in a rotational orbit on a plane 190 perpendicular to A').
  • the X-Z plane is exemplarily shown as a plane 190 perpendicular to the first rotation axis (A-A').
  • the radiation source 131 may rotate in a rotational orbit similar to a circle on the plane 190 according to the rotation of the C-arm 12.
  • the rotation orbit along which the radiation source 131 moves does not geometrically become a perfect circle, and may become a circle that is partially distorted due to deflection or vibration of the C-arm 12.
  • the electronic device 100 may rotate the C-arm 12 with respect to the body portion 11 about the second rotation axis B-B'.
  • the second rotation axis (B-B') may be an axis that passes through the isodose center point 111 and intersects (eg, is perpendicular to) the first rotation axis (A-A').
  • the radiation source 131 includes an isodose center point 111 and the second axis of rotation B- It can rotate in a rotational orbit on a plane perpendicular to B').
  • Figure 2 shows an example in which the C-arm is rotated about the first rotation axis (A-A') and the second rotation axis (B-B') is also rotated.
  • the second rotation axis (B-B') is parallel to the X-axis, and the radiation source 131 can be rotated in a rotational orbit in the Y-Z plane.
  • the projection angle ( ⁇ ) 231 of the radiation emitted from the radiation source 131 may change.
  • the projection angle 231 of the radiation emitted from the radiation source may change as the C-arm 12 rotates.
  • the projection angle 231 of the radiation is between an axis (e.g., Z-axis) orthogonal to the plane including the surface of the table 15 and the axis 211 corresponding to the irradiation direction of the radiation emitted from the radiation source 131. can represent the angle.
  • the radiation direction may indicate a direction from the radiation irradiation unit 13 (or radiation source 131) to the radiation detection unit 14 (or radiation detection sensor).
  • the axis 211 corresponding to the radiation direction may represent an axis connecting the radiation irradiation unit 13 and the radiation detection unit 14.
  • the projection angle 231 of the radiation may be between -180 degrees and 180 degrees.
  • the isodose center point 111 can be defined in various ways based on the rotation of the C-arm 12.
  • the isodose center point 111 may represent a point where radiation irradiated from various positions of the radiation source according to the rotation of the C-arm 12 is concentrated.
  • isodose center point 111 may represent the geometric center of the rotational orbit of radiation source 131.
  • isodose center point 111 may represent the center of rotation of C-arm 12.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a process by which an electronic device calculates the physical distance to a target blood vessel from a blood vessel image, according to an embodiment.
  • the patient 120 may be positioned on the table top 15-1 of the electronic device 100.
  • the electronic device 100 may generate a blood vessel image 130 in which the target blood vessel 320 of the patient 120 is imaged using radiation emitted from the radiation source 131.
  • the processor 101 of the electronic device 100 may derive quantitative analysis results, such as the diameter of the target blood vessel 320 and the length of the lesion, from the generated blood vessel image 130.
  • the processor 101 converts the distance measured within the blood vessel image 130 into real-world values such as ⁇ m, mm, and cm. It is necessary to convert it to a physical distance. Accordingly, the processor 101 may convert the distance measured within the blood vessel image 130 into a physical distance using a calibration factor.
  • the physical distance may be calculated by multiplying the correction coefficient by the number of pixels corresponding to the distance measured within the blood vessel image 130.
  • physical distance can be expressed as Equation 1 below.
  • the correction coefficient may represent a physical distance corresponding to the length (eg, horizontal length or vertical length) of one pixel constituting the blood vessel image 130. In order to accurately calculate the physical distance, it is necessary to accurately calculate the correction coefficient.
  • the correction coefficient may represent the spatial relationship between an object in a blood vessel image and an object in the real world.
  • the correction coefficient is calculated by dividing the distance from the radiation source to the target object (source to object distance, SOD) by the distance from the radiation source to the image receiver (source to image receptor distance, SID). It can be calculated by multiplying pixel spacing.
  • the imager pixel interval may represent the length (eg, horizontal length or vertical length) of one pixel constituting a blood vessel image. That is, the correction coefficient can be expressed as Equation 2 below.
  • SOD may represent the straight-line distance from a source (e.g., radiation source) to an object to be imaged
  • SID may represent the straight-line distance from the source to the image receiver.
  • Source-to-image receiver distance (SID) and imager pixel spacing can be extracted from Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM) metadata.
  • DICOM may represent a standard specification for storing and transmitting data related to images generated by medical electronic devices.
  • the SOD was calculated by approximating the distance from the radiation source 131 to the target blood vessel 320 to the distance from the radiation source 131 to the isodose center point 111, and by approximation A problem occurred in which the correction coefficient was not calculated accurately.
  • the electronic device 100 accurately calculates the straight-line distance from the radiation source 131 to the target blood vessel 320 without approximating it, thereby calculating the correction coefficient more accurately compared to the conventional method. .
  • a method for measuring the straight-line distance from the radiation source 131 to the target blood vessel 320 will be described in detail.
  • the electronic device 100 applies radiation to the target blood vessel 320 of the patient 120 located on the table top 15-1 using the radiation source 131 included in the radiation irradiation unit 13. can be investigated.
  • the electronic device 100 receives radiation from the radiation source 131 based on the first vertical distance from the isodose center point 111 to the table 15 and the second vertical distance from the target blood vessel 320 to the table 15.
  • the target distance to the target blood vessel 320 can be calculated.
  • the first vertical distance from the isodose center point 111 to the table 15 may represent the vertical distance from the isodose center point 111 to the upper surface of the table top 15-1.
  • the second vertical distance from the target blood vessel 320 to the table 15 may represent the vertical distance from the target blood vessel 320 to the top surface of the table top 15-1.
  • the electronic device 100 may adjust the position of the target blood vessel 320 through the table 15 before irradiating radiation to the target blood vessel 320 using the radiation source 131.
  • the electronic device 100 may move the table 15 so that the radiation source 131, the target blood vessel 320, and the isodose center point 111 are arranged in a straight line.
  • the electronic device 100 moves the table top 15-1 only in the left and right directions on the It can be placed in .
  • the electronic device 100 moves the table top 15-1 in both the left and right directions on the The center point 111 may be arranged on a straight line.
  • the radiation source 131 when the position of the radiation source 131 changes according to the rotation of the C-arm 12, the radiation source 131, the target blood vessel 320, and the isodose center point 111 are in a straight line.
  • the table top (15-1) can be moved together so that it is placed in .
  • the electronic device 100 moves the table 15 in the left and right directions on a plane including the surface of the table, thereby aligning the isodose center point 111 along the same straight line as the radiation source 13 and the target blood vessel 320. It can be placed on top.
  • the height of the table 15 may be fixed, but is not limited to this and may be variable.
  • the electronic device 100 may calculate the height of the target blood vessel 320 from the bottom surface.
  • the electronic device 100 may calculate the height of the target blood vessel 320 from the bottom by adding the height of the target blood vessel 320 from the surface of the table and the height from the bottom of the table 320.
  • the electronic device 100 may obtain the height from the table 320 (eg, the surface of the table) to the target blood vessel 320. Based on the location (e.g., height) of the target blood vessel 320, the electronic device 100 may generate a plane that is parallel to the floor (or . The electronic device 100 calculates a point ('intersection point') that is parallel to the floor and intersects a straight axis connecting the plane containing the target blood vessel 320 and the radiation source 131 and the isodose center point 111. You can. The electronic device may move the table top 15-1 in the left and right directions on the X-Y plane so that the target blood vessel 320 is located at the calculated intersection point.
  • the electronic device 100 adjusts the position of the target blood vessel 320 by moving the table top 15-1, and then uses a plurality of parameters to detect the target blood vessel 320 from the radiation source 131. ), which represents the straight line distance to ) can be calculated.
  • a plurality of parameters include, for example, the position of the table 15, the position of the target blood vessel 320, and the irradiation angle of the radiation emitted from the radiation source 131 (e.g., the radiation irradiation angle 231 in FIG. 2). may include.
  • the electronic device 100 includes a first vertical distance from the isodose center point 111 to the table 15, a second vertical distance from the target blood vessel 320 to the table 15, and a radiation source 131. )
  • the target distance from the radiation source 131 to the target blood vessel 320 can be accurately calculated based on the irradiation angle of the radiation emitted from the source.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a process by which an electronic device calculates the straight-line distance from a radiation source to a target blood vessel, according to an embodiment.
  • FIG. 4 is a side view of an electronic device (eg, the electronic device 100 of FIG. 1) viewed from the X-Z plane. Before irradiating radiation to the target blood vessel 320 using the radiation source 131, the electronic device moves the table top 15-1 to place the radiation source 131, the target blood vessel 320, and the iso-dose center point. (111) can be aligned in a straight line.
  • an electronic device eg, the electronic device 100 of FIG. 1
  • the electronic device moves the table top 15-1 to place the radiation source 131, the target blood vessel 320, and the iso-dose center point. (111) can be aligned in a straight line.
  • the electronic device controls a first vertical distance d 1 from the isodose center point 111 to the table 15 and a second vertical distance d 2 from the target blood vessel 120 to the table 15 .
  • ) can be calculated by subtracting the first value (d 1 -d 2 ).
  • the first value (d 1 -d 2 ) may represent the vertical distance from the isodose center point 111 to the target blood vessel 320.
  • the electronic device divides the calculated first value (d 1 -d 2 ) by the cosine value (cos( ⁇ )) of the radiation irradiation angle (e.g., the radiation irradiation angle 231 in FIG. 2) to obtain a second value. can be calculated.
  • Second value ( ) may represent the straight line distance from the isodose center point 111 to the target blood vessel 320.
  • the electronic device calculates the second value (i.e., the straight line distance from the isodose center point 111 to the target blood vessel 320) calculated from the straight line distance (d 3 ) from the radiation source 131 to the isodose center point 111.
  • the target distance (x) from the radiation source 131 to the target blood vessel 320 can be calculated using the subtracted value.
  • the target distance from the radiation source 131 to the target blood vessel 320 can be calculated as shown in Equation 3 below.
  • SOD is the straight line distance from the radiation source 131 to the target blood vessel 320
  • Source to Isocenter is the straight line distance from the radiation source 131 to the isodose center point 111 (d 3 )
  • Isocenter to table is the vertical distance from the isodose center point 111 to the table 15 (d 1 )
  • Object height is the vertical distance from the target blood vessel 320 to the table 15 (d 2 ), may represent the irradiation angle of radiation.
  • the electronic device may calculate a correction coefficient based on the calculated target distance.
  • the electronic device may convert the distance in the blood vessel image 130 into a physical distance using the calculated correction coefficient.
  • the electronic device may calculate the physical distance corresponding to the diameter of the target blood vessel by multiplying the correction coefficient by the number of pixels corresponding to the diameter of the target blood vessel appearing in the captured blood vessel image.
  • the electronic device may calculate the physical distance corresponding to the length of the lesion appearing in the blood vessel image by multiplying the correction coefficient by the number of pixels corresponding to the length of the lesion appearing in the captured blood vessel image.
  • the electronic device can use the calculated correction coefficient to derive various quantitative analysis results related to the target blood vessel within the blood vessel image (e.g., the blood vessel image 130 of FIG. 3).
  • Figure 5 shows a blood vessel designed using the patient's CT data sets for the phantom experiment.
  • the electronic device may calculate the target distance from the radiation source to the target blood vessel based on a first vertical distance from the isodose center point to the table and a second vertical distance from the target blood vessel to the table, and the calculated A correction coefficient can be calculated based on the target distance.
  • a method of calculating a correction coefficient based on the target distance from the radiation source to the target blood vessel will be described as a method of calculating the correction coefficient according to an embodiment, and the distance from the radiation source to the target blood vessel will be described below.
  • a method of calculating a correction coefficient by approximating to the distance from the radiation source to the isodose center point will be described as a method of calculating the correction coefficient according to a comparative example.
  • a phantom experiment was performed to confirm the accuracy of the correction coefficient calculation method according to one embodiment.
  • four coronary phantoms with diameters of 2.5 mm, 3.0 mm, 3.5 mm, and 4.0 mm, respectively, were used using the patient's CT data sets.
  • the error range of the inner diameter was confirmed to be around 0.1 mm.
  • the resulting coronary artery may be filled with contrast agent to make it detectable via radiography. Additionally, in order to reproduce the height of an actual blood vessel, the coronary artery is placed on a stand.
  • FIG. 5 an example is shown in which the created left coronary artery (LCA) 501 is placed on a stand with a height of 150 mm, and the created right coronary artery (RCA) 502 is placed on a stand with a height of 175 mm.
  • LCA left coronary artery
  • RCA right coronary artery
  • multiple blood vessel images can be obtained by performing angiography on the created coronary arteries.
  • the left coronary artery (LCA) 501 may be irradiated with a projection angle to include CAU, RAOCAU, RAOCRA, CRA, and LAOCRA
  • the right coronary artery (RCA) phantom 502 may be irradiated.
  • Radiation may be administered at projection angles that include AP, LAO, and CRA.
  • the height of the table may be changed considering the actual usage environment.
  • FIG. 6A is a diagram showing labeling of a blood vessel image to estimate the diameter of a target blood vessel displayed in the blood vessel image.
  • the boundary of the target blood vessel 602 displayed in the corresponding blood vessel image may be labeled by a user (eg, an expert).
  • a total of 1920 images were acquired by performing phantom angiography using a commercial angiography device, and these images were obtained using commonly used coronary angiography (CAG) routine radiographic imaging angles (CAU, RAOCAU, RAOCRA, CRA, and obtained from LAOCRA in LCA, AP, LAO, and CRA in RCA).
  • Target blood vessels can be labeled in 1,920 images taken by a professional labeler (e.g., radiographer) with more than 3 years of experience, as shown in FIG. 6A.
  • a professional labeler e.g., radiographer
  • the border of the target blood vessel 602 in the blood vessel image 601 is labeled by the user, and after labeling is performed, the centerline (centerline) of the target blood vessel 602 is used to measure the diameter of the target blood vessel 602.
  • the diameter of the target blood vessel 602 may be estimated at each point included in 603). For example, at a point (e.g., point 604) included in the center line of the target blood vessel, a line segment perpendicular to the center line 603 of the target blood vessel is generated so that the number of pixels corresponding to the diameter of the target blood vessel (e.g., 20.9) ) can be measured, and the diameter of the target blood vessel can be estimated by multiplying the measured number of pixels by a correction coefficient.
  • FIG. 6B shows a graph estimating the diameter of a target blood vessel 602 displayed in a blood vessel image.
  • the graph 611 shows the diameter of the target blood vessel 602 estimated at each point while moving from the proximal part of the target blood vessel 602 to the distal end of the target blood vessel 602 along the center line 603 of the target blood vessel 602.
  • the diameter of the blood vessel 602 is the number of pixels corresponding to the length (e.g., diameter) from one border (e.g., left end) of the blood vessel on the normal line (e.g., left end) to the other border (e.g., right end) by drawing the normal line of the median line. It can be measured as .
  • the x-axis may represent the distance of one point from the proximal part of the target blood vessel along the center line
  • the y-axis may represent the number of pixels corresponding to the diameter of the target blood vessel actually measured corresponding to the point.
  • the graph 612 is a graph showing a trend line for the graph 611 using linear regression analysis to reduce errors due to measurement variability.
  • the diameter of the target blood vessel 602 may be estimated through the graph 612. In the phantom experiment, the accuracy of the correction coefficient calculation method according to one embodiment is evaluated by comparing the actual diameter of the target blood vessel and the estimated diameter for the target blood vessel.
  • FIGS. 7A to 7B show graphs for performance evaluation of a correction coefficient calculation method according to an embodiment and a correction coefficient calculation method according to a comparative example.
  • Figure 7a is the result when using the existing method (e.g. Conventional calibration method)
  • Figure 7b is a comparison of the results obtained by the newly developed method.
  • FIG. 7A shows a graph showing a comparison result between the diameter of a target blood vessel estimated according to a correction coefficient calculation method according to a comparative example and the actual diameter.
  • the true value of the diameter of the target blood vessel may be displayed on the x-axis, and the value of the diameter of the target blood vessel estimated according to the correction coefficient calculation method according to the comparative example may be displayed on the y-axis.
  • the Pearson correlation coefficient may be displayed as 0.8828 (p ⁇ 0.0001).
  • the true value of the diameter of the target blood vessel and the average of the diameter values of the target blood vessel estimated according to the correction coefficient calculation method according to the comparative example may be displayed on the x-axis, and the true value of the diameter of the target blood vessel and The difference in the diameter value of the target blood vessel estimated according to the correction coefficient calculation method according to the comparative example may be displayed on the y-axis.
  • the average difference between the true value of the diameter of the target blood vessel in the correction coefficient calculation method according to the comparative example and the value of the target blood vessel diameter estimated according to the correction coefficient calculation method according to the comparative example is -0.0949mm, the limits of agreement can be -0.6936 to 0.5037, respectively.
  • FIG. 7B shows a graph showing a comparison result between the diameter of a target blood vessel estimated according to a correction coefficient calculation method according to an embodiment and the actual diameter.
  • the true value of the diameter of the target blood vessel may be displayed on the x-axis
  • the value of the diameter of the target blood vessel estimated according to the correction coefficient calculation method according to one embodiment may be displayed on the y-axis.
  • the Pearson correlation coefficient may appear as 0.9880 (p ⁇ 0.0001).
  • the true value of the diameter of the target blood vessel and the average of the diameter values of the target blood vessel estimated according to the correction coefficient calculation method according to one embodiment may be displayed on the x-axis, and the true value of the diameter of the target blood vessel and The difference in the diameter value of the target blood vessel estimated according to the correction coefficient calculation method according to one embodiment may be displayed on the y-axis.
  • the average difference between the true value of the diameter of the target blood vessel and the value of the diameter of the target blood vessel estimated according to the method for calculating the correction coefficient according to the embodiment is 0.0007mm, the limits of agreement can be -0.1705 to 0.1719, respectively.
  • the correction coefficient calculation method according to one embodiment is superior to the correction coefficient calculation method according to the comparative example in terms of accuracy and precision of estimating the diameter of the target blood vessel.
  • the method for calculating the correction coefficient according to one embodiment has a higher correlation coefficient and a narrower limit of agreement compared to the method for calculating the correction coefficient according to the comparative example, which better matches the true value of the diameter of the target blood vessel. It can be expressed.
  • the embodiments described above may be implemented with hardware components, software components, and/or a combination of hardware components and software components.
  • the devices, methods, and components described in the embodiments may include, for example, a processor, a controller, an arithmetic logic unit (ALU), a digital signal processor, a microcomputer, and a field programmable gate (FPGA).
  • ALU arithmetic logic unit
  • FPGA field programmable gate
  • It may be implemented using a general-purpose computer or a special-purpose computer, such as an array, programmable logic unit (PLU), microprocessor, or any other device capable of executing and responding to instructions.
  • the processing device may execute an operating system (OS) and software applications running on the operating system. Additionally, a processing device may access, store, manipulate, process, and generate data in response to the execution of software.
  • OS operating system
  • a processing device may access, store, manipulate, process, and generate data in response to the execution of software.
  • a single processing device may be described as being used; however, those skilled in the art will understand that a processing device includes multiple processing elements and/or multiple types of processing elements. It can be seen that it may include.
  • a processing device may include multiple processors or one processor and one controller. Additionally, other processing configurations, such as parallel processors, are possible.
  • Software may include a computer program, code, instructions, or a combination of one or more of these, which may configure a processing unit to operate as desired, or may be processed independently or collectively. You can command the device.
  • Software and/or data may be used on any type of machine, component, physical device, virtual equipment, computer storage medium or device to be interpreted by or to provide instructions or data to a processing device. , or may be permanently or temporarily embodied in a transmitted signal wave.
  • Software may be distributed over networked computer systems and stored or executed in a distributed manner.
  • Software and data may be stored on a computer-readable recording medium.
  • the method according to the embodiment may be implemented in the form of program instructions that can be executed through various computer means and recorded on a computer-readable medium.
  • a computer-readable medium may include program instructions, data files, data structures, etc., singly or in combination, and the program instructions recorded on the medium may be specially designed and constructed for the embodiment or may be known and available to those skilled in the art of computer software. It may be possible.
  • Examples of computer-readable recording media include magnetic media such as hard disks, floppy disks, and magnetic tapes, optical media such as CD-ROMs and DVDs, and magnetic media such as floptical disks.
  • Examples of program instructions include machine language code, such as that produced by a compiler, as well as high-level language code that can be executed by a computer using an interpreter, etc.
  • the hardware devices described above may be configured to operate as one or multiple software modules to perform the operations of the embodiments, and vice versa.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

일 실시예에 따른 혈관 영상을 처리하는 전자 장치는, 등선량 중심점을 향하여 열린 원호 형상을 갖는 C-암, C-암에 연결되어 테이블 상에 위치하는 대상 혈관에 방사선을 조사하는 방사선 소스, 및 등선량 중심점으로부터 테이블까지의 제1 수직 거리 및 대상 혈관으로부터 테이블까지의 제2 수직 거리에 기초하여, 방사선 소스로부터 대상 혈관까지의 대상 거리를 산출하고, 방사선을 이용하여 촬영된 혈관 영상으로부터 산출된 대상 거리를 이용하여 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 프로세서를 포함할 수 있다.

Description

혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치
아래의 개시는 혈관 영상의 캘리브레이션 방법에 관한 것이다.
혈관조영술(angiography)은 X선을 사용하여 혈관 및 상태를 시각화하는 진단 절차로, 혈관 질환을 검사하는데 유용한 도구이다. 혈관 질환의 진단에 유용한 혈관조영술에서 혈관 크기를 정확하게 측정하는 것은 질환의 심각성과 적절한 치료 방법의 선택에 중요하다. 이를 위하여, 혈관 크기를 정확하게 측정하는 정량적 관상 동맥 분석(quantitative coronary analysis, 이하 'QCA') 방법이 사용될 수 있다. QCA 방법은 관상 동맥(coronary artery) 질환의 진단 및 치료에 중요하다. QCA 방법 사용시 영상에 묘사되는 혈관의 크기와 혈관의 실제 크기 사이의 불일치 및 부정확한 혈관 크기의 평가는 혈관 질환의 진단 및 치료에 오류를 유발할 수 있다. 이러한 문제를 해결하기 위해, 카테터 보정(catheter calibration) 및 자동 보정(automatic calibration)을 포함하는 다양한 보정 방법이 제안된다. 그러나, 카테터 보정의 경우에, 혈관 조영 카테터를 QCA 시스템을 위한 스케일링 장치로 사용하면 혈관의 직경 측정의 정확도에 영향을 미칠 수 있는 문제가 발생할 수 있고, 카테터 구성의 변화로 인해 상이한 레벨의 X-선 감쇠의 발생에 의해 윤곽 감지(contour detection)의 차이가 발생하여 측정 결과가 부정확해지는 문제가 발생할 수도 있다. 자동 보정의 경우에는 물체가 등선량 중심(isocenter)에 정확히 위치할 때에만 수행될 수 있다는 문제가 있다.
일 실시예에 따른 프로세서에 의해 수행되는 혈관 영상 처리 방법은, C-암에 연결된 방사선 소스를 사용하여 테이블 상에 위치하는 대상 혈관에 방사선을 조사하는 단계, 상기 C-암의 등선량 중심점으로부터 상기 테이블까지의 제1 수직 거리 및 상기 대상 혈관으로부터 상기 테이블까지의 제2 수직 거리에 기초하여, 상기 방사선 소스로부터 상기 대상 혈관까지의 대상 거리를 산출하는 단계, 및 상기 방사선을 이용하여 촬영된 혈관 영상으로부터 상기 산출된 대상 거리를 이용하여 상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 등선량 중심점은, 상기 C-암의 회전에 따라 생성되는 상기 방사선 소스의 회전 궤도의 중심일 수 있다.
상기 대상 혈관에 방사선을 조사하는 단계는, 상기 방사선 소스, 상기 대상 혈관, 및 상기 등선량 중심점이 일직선 상에 배치되도록 상기 테이블을 이동시키는 단계를 포함할 수 있다.
상기 대상 혈관에 방사선을 조사하는 단계는, 상기 C-암의 회전에 따라 상기 방사선 소스의 위치가 변화하는 경우에 응답하여, 상기 방사선 소스, 상기 대상 혈관, 및 상기 등선량 중심점이 일직선 상에 배치되도록 상기 테이블을 함께 이동시키는 단계를 포함할 수 있다.
상기 대상 거리를 산출하는 단계는, 상기 제1 수직 거리, 상기 제2 수직 거리, 및 상기 방사선의 조사 각도(projection angle)에 기초하여 상기 대상 거리를 산출하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 방사선의 조사 각도는, 상기 테이블의 표면을 포함하는 평면과 직교하는 축 및 상기 방사선의 조사 방향 사이의 각도일 수 있다.
상기 대상 거리를 산출하는 단계는, 상기 제1 수직 거리에서 상기 제2 수직 거리를 차감한 제1 값을 산출하는 단계, 상기 산출된 제1 값을 상기 방사선의 조사 각도의 코사인 값으로 나누어 제2 값을 산출하는 단계, 및 상기 방사선 소스로부터 등선량 중심점까지의 직선 거리에서 상기 산출된 제2 값을 차감한 값으로 상기 대상 거리를 산출하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 방사선 소스는, 상기 C-암의 회전에 기초하여, 상기 등선량 중심점을 포함하면서 상기 테이블 평면에 평행한 제1 회전축 또는 상기 제1 회전축과 다른 제2 회전축 중 적어도 한 회전축에 기초하여 회전될 수 있다.
상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 단계는, 상기 산출된 대상 거리에 기초하여 보정 계수(calibration factor)를 산출하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 보정 계수를 산출하는 단계는, 상기 산출된 대상 거리를 상기 방사선 소스로부터 영상 수신기(image receptor)까지의 거리로 나누어 산출된 값에, 이미저 픽셀 간격(imager pixel spacing)을 곱하여 산출되는 값으로 상기 보정 계수를 산출하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 단계는, 상기 산출된 보정 계수에 상기 촬영된 영상에 나타나는 상기 대상 혈관의 직경(diameter)에 대응하는 픽셀의 개수를 곱함으로써, 상기 대상 혈관의 직경에 대응하는 물리적 거리를 산출하는 단계를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따른 혈관 영상을 처리하는 전자 장치는, 등선량 중심점을 향하여 열린 원호 형상을 갖는 C-암(C-arm), 상기 C-암에 연결되어 테이블 상에 위치하는 대상 혈관에 방사선을 조사하는 방사선 소스, 및 상기 등선량 중심점으로부터 상기 테이블까지의 제1 수직 거리 및 상기 대상 혈관으로부터 상기 테이블까지의 제2 수직 거리에 기초하여, 상기 방사선 소스로부터 상기 대상 혈관까지의 대상 거리를 산출하고, 상기 방사선을 이용하여 촬영된 혈관 영상으로부터 상기 산출된 대상 거리를 이용하여 상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 프로세서를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따른 혈관 영상을 처리하는 방법은, 방사선 소스로부터 객체까지의 거리를 산출함으로써 정확도 높은 보정 계수를 산출할 수 있고, 정확도 높은 보정 계수의 산출에 기초하여 대상 혈관이 촬영된 혈관 영상으로부터 대상 혈관에 관한 정확한 혈관 크기 정보를 제공할 수 있다.
일 실시예에 따른 혈관 영상을 처리하는 방법은, 대상 혈관에 관한 정확한 혈관 크기 정보를 제공함으로써 혈관 질환의 진단 및 혈관의 치료에 큰 도움을 줄 수 있고, 더 나아가, 새로운 혈관 질환의 진단 및 혈관의 치료 개발에도 기여할 수 있다.
일 실시예에 따른 혈관 영상을 처리하는 방법은, 정확도 높은 보정 계수를 산출할 수 있으므로, 다양한 종류의 전자 장치들을 이용하여 혈관 영상을 촬영하더라도, 전자 장치들의 대상 혈관에 관한 혈관 크기 정보에 대한 결과 값들 간의 편차를 줄일 수 있는 효과가 있다.
도 1은 일 실시예에 따른 의료용 전자 장치의 구조를 설명하는 도면이다.
도 2는 일 실시예에 따른 전자 장치에 포함된 C-암의 회전에 따른 방사선의 투사 각도(projection angle)의 변화를 설명하는 도면이다.
도 3은 일 실시예에 따른 전자 장치가 혈관 영상으로부터 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 과정을 설명하는 도면이다.
도 4는 일 실시예에 따른 전자 장치가 방사선 소스로부터 대상 혈관까지의 직선 거리를 산출하는 과정을 설명하는 도면이다.
도 5는 팬텀 실험을 위하여 피시술자의 CT 데이터 세트들을 사용하여 설계된 혈관을 도시한다.
도 6a는 혈관 영상에 표시되는 대상 혈관의 직경을 추정하기 위하여 혈관 영상에 라벨링이 수행된 도면이다.
도 6b는 혈관 영상에 표시되는 대상 혈관의 직경을 추정한 그래프를 도시한다.
도 7a 내지 도 7b는 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법 및 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법의 성능 평가를 위한 그래프들을 도시한다.
실시예들에 대한 특정한 구조적 또는 기능적 설명들은 단지 예시를 위한 목적으로 개시된 것으로서, 다양한 형태로 변경되어 구현될 수 있다. 따라서, 실제 구현되는 형태는 개시된 특정 실시예로만 한정되는 것이 아니며, 본 명세서의 범위는 실시예들로 설명한 기술적 사상에 포함되는 변경, 균등물, 또는 대체물을 포함한다.
제1 또는 제2 등의 용어를 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 이런 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 해석되어야 한다. 예를 들어, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소는 제1 구성요소로도 명명될 수 있다.
어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "연결되어" 있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결되어 있거나 또는 접속되어 있을 수도 있지만, 중간에 다른 구성요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다.
단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 명세서에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 설명된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함으로 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
다르게 정의되지 않는 한, 기술적이거나 과학적인 용어를 포함해서 여기서 사용되는 모든 용어들은 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가진다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥상 가지는 의미와 일치하는 의미를 갖는 것으로 해석되어야 하며, 본 명세서에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.
이하, 실시예들을 첨부된 도면들을 참조하여 상세하게 설명한다. 첨부 도면을 참조하여 설명함에 있어, 도면 부호에 관계없이 동일한 구성 요소는 동일한 참조 부호를 부여하고, 이에 대한 중복되는 설명은 생략하기로 한다.
도 1은 일 실시예에 따른 의료용 전자 장치의 구조를 설명하는 도면이다.
일 실시예에 따른 의료용 전자 장치(100)(이하, '전자 장치')는 방사선을 피시술자의 혈관에 조사하여 혈관 영상을 촬영하는 장치를 나타낼 수 있다. 혈관의 종류에는, 예를 들어, 좌주관상동맥(left main coronary artery, LM), 좌전하행동맥(left anterior descending artery, LAD), 좌회선동맥(left circumflex artery, LCX), 우관상동맥(right cornary artery, RCA) 등이 있을 수 있다. 전자 장치(100)는 혈관조영술(cornoary angiography)을 이용하여 혈관을 촬영할 수 있다.
일 실시예에서, 전자 장치(100)는 몸체부(11), C-암(C-arm)(12), 방사선 조사부(13), 및 방사선 검출부(14)를 포함할 수 있다. 전자 장치(100)는 피시술자를 위치시킬 테이블(15) 및 혈관 영상을 처리하는 프로세서(101)를 더 포함할 수 있다.
C-암(12)은 일 측이 열린 만곡된 C자 형태의 원호 형상을 가질 수 있다. 예를 들어, C-암(12)이 전자 장치(100)가 놓이는 바닥면(floor)을 기준으로 수직으로 세워져 있는 경우, C-암(12)은 바닥면과 평행하면서 등선량 중심점(isocenter)(111)을 포함하는 평면을 기준으로 대칭인 형상을 가질 수 있다. 등선량 중심점(111)은 C-암의 회전에도 불구하고 여러 위치에서 방출되는 방사선의 선속의 중심이 되는 부분 또는 지점으로서, C-암의 제1 회전 축과 제2 회전 축이 교차하는 지점으로 정의될 수 있다. 등선량 중심점(111)은 C-암(12)의 회전에 따라 생성되는 방사선 조사부(13)(또는 방사선 소스(미도시됨))의 회전 궤도의 중심을 나타낼 수 있다. C-암(12)은 등선량 중심점(111)을 향하여 열린 형상일 수 있다.
몸체부(11)는 C-암(12)과 연결될 수 있다. 몸체부(11)는 C-암(12)과 기계적으로 결합될 수 있다. C-암(12)은 몸체부(11)를 기준으로 회전할 수 있다. C-암(12)은 몸체부(11)를 기준으로 y-z 평면 내에서 회전할 수 있다. 예를 들어, 몸체부(11)에 포함된 돌출부와 C-암(12)에 포함된 무빙 가이드(moving guide)가 서로 결합될 수 있고, C-암(12)은 x축과 평행하고 등선량 중심점(111)을 지나는 회전축을 기준으로 무빙 가이드를 따라 y-z 평면 내에서 회전할 수 있다. 또한, C-암(12)은 몸체부(11)를 기준으로 X-Z 평면 내에서 회전할 수도 있다. 예를 들어, 몸체부(11)와 C-암(12)이 맞닿는 지점이 고정된 상태에서, C-암(12)은 y축과 평행하고 등선량중심점(111)을 지나는 회전축을 기준으로 X-Z 평면 내에서 회전할 수 있다.
전자 장치(100)는 C-암(12)의 내측면에서 등선량 중심점(111)을 사이에 두고 서로 마주보도록 배치되는 방사선 조사부(13) 및 방사선 검출부(14)를 포함할 수 있다. 방사선 조사부(13) 및 방사선 검출부(14)의 각각은 C-암(12)과 연결될 수 있다. 방사선 조사부(13)는 하나 이상의 방사선 소스(radiation source)를 포함할 수 있고, 하나 이상의 방사선 소스를 통해 방사선을 피시술자를 향하여 방출할 수 있다. 방사선 검출부(14)는 방사선 검출 센서를 포함할 수 있고, 방사선 검출 센서를 통해 방사선 조사부(13)로부터 방출되어 피시술자의 혈관을 투과한 방사선을 검출할 수 있다.
테이블(15)에는 피시술자를 눕힐 수 있다. 보다 구체적으로, 테이블(15)은 피시술자를 눕힐 수 있는 테이블 상판(15-1) 및 테이블 상판(15-1)을 지지하는 테이블 지지부(15-2)를 포함할 수 있다. 테이블 지지부(15-2)는 바닥면에 고정될 수 있다. 예를 들어, 테이블 상판(15-1)은 테이블 지지부(15-2)에 대해 이동 가능하게 결합될 수 있다. 전자 장치(100)는 테이블 지지부(15-2)를 기준으로 테이블 상판(15-1)의 위치를 변화시키는 액추에이터(미도시됨)를 더 포함할 수 있다. 전자 장치(100)는 액추에이터(미도시됨)를 통해 테이블 지지부(15-2)를 기준으로 테이블 상판(15-1)을 이동시킬 수 있다. 액추에이터(미도시됨)는 모터(예: 전기 모터) 및 동력 전달 구조를 포함할 수 있다.
테이블 상판(15-1)은 테이블 지지부(15-2)를 기준으로 좌우 방향 및 상하 방향으로 이동할 수 있다. 예를 들어, 전자 장치(100)는 테이블 상판(15-1)을 테이블의 표면과 평행한 평면(예: X-Y 평면) 상에서 좌우 방향으로 이동시킬 수 있다. 테이블의 표면은 테이블 상판(15-1)의 상면을 나타낼 수 있다. 전자 장치(100)는 테이블 상판(15-1)을 테이블의 표면과 평행한 평면(예: X-Y 평면)과 수직한 축(예: Z축) 상에서 상하 방향으로 이동시킬 수도 있다. 이하의 설명에서, 테이블(15)을 이동시킨다는 것은 테이블 상판(15-1)을 테이블 지지부(15-2)를 기준으로 이동시킨다는 것을 나타낼 수 있다. 예를 들어, 전자 장치(100)는 방사선을 피시술자의 대상 혈관에 정확히 조사하기 위하여, 테이블(15)을 이동시킬 수 있다.
전자 장치(100)는 C-암(12)이 테이블(15) 상에 위치하는 피시술자의 주위를 회전하도록 C-암(12)을 제어할 수 있다. 전자 장치(100)는 C-암(12)을 고정시킨 후, C-암(12)과 연결된 방사선 조사부(13)의 방사선 소스를 통해 테이블(15) 상의 피시술자의 대상 혈관에 방사선을 조사할 수 있다. 피시술자의 혈관에 조사되는 방사선은, X-선일 수 있다.
도 2는 일 실시예에 따른 전자 장치에 포함된 C-암의 회전에 따른 방사선의 투사 각도(projection angle)의 변화를 설명하는 도면이다.
일 실시예에서, 전자 장치(100)는 방사선 조사부(13)에 포함된 방사선 소스(131)를 사용하여 테이블(15) 상에 위치하는 피시술자의 대상 혈관에 방사선을 조사할 수 있다.
일 실시예에 따른 전자 장치(100)는 C-암의 회전에 기초하여, 등선량 중심점(111)을 포함하면서 테이블 평면에 평행한 제1 회전축(A-A') 및 제1 회전축(A-A')과 다른 제2 회전축(B-B') 중 적어도 한 회전축에 기초하여 방사선 소스를 회전시킬 수 있다. 예를 들어, 방사선 소스는 등선량 중심점(111)을 포함하면서 테이블 평면에 평행한 제1 회전축(A-A')에 수직한 평면 또는 등선량 중심점(111)을 포함하면서 제1 회전축(A-A')과 다른 제2 회전축(B-B')에 수직한 평면 중 한 평면에서 회전될 수 있다. 제2 회전축(B-B')은 제1 회전축(A-A')과 교차할 수 있으며, 예를 들어, 등선량 중심점(111)에서 서로 직교할 수 있다. 참고로, 설명의 편의를 위해 C-암 및 방사선 소스가 한 평면에서 회전되는 예시를 설명하지만, 이로 한정하는 것은 아니고 동시에 2개의 회전축들(A-A', B-B')을 기준으로 회전될 수도 있다.
예를 들어, 전자 장치(100)는 C-암(12)을 제1 회전축(A-A')을 중심으로 몸체부(11)에 대하여 회전시킬 수 있다. 제1 회전축(A-A')은, C-암(12)과 몸체부(11)가 결합되는 지점과 등선량 중심점(111)을 잇는 축을 나타낼 수 있다. C-암(12)의 상기 회전에 따라 방사선 소스(131)의 위치가 변경될 수 있다. 예를 들어, 제1 회전축(A-A')을 중심으로 하는 C-암(12)의 상기 회전에 따라, 방사선 소스(131)는 등선량 중심점(111)을 포함하면서 제1 회전축(A-A')에 수직하는 평면(190) 상에서 회전 궤도를 이루며 회전될 수 있다. 도 2에서는 제1 회전축(A-A')에 수직하는 평면(190)으로 X-Z 평면이 예시적으로 도시되었다.
방사선 소스(131)는 C-암(12)의 회전에 따라 평면(190) 상에서 원(circle)과 유사한 형상의 회전 궤도를 이루며 회전할 수 있다. C-암(12)의 회전시 방사선 소스(131)가 이동하는 회전 궤도는 기하학적으로 진원이 되지 못하고, C-암(12)의 처짐, 진동 등에 의해 일정 부분 찌그러진 원이 될 수도 있다.
또한, 전자 장치(100)는 C-암(12)을 제2 회전축(B-B')을 중심으로 몸체부(11)에 대하여 회전시킬 수도 있다. 제2 회전축(B-B')은, 등선량 중심점(111)을 지나면서 제1 회전축(A-A')에 교차(예: 직교)하는 축일 수 있다. 예를 들어, 제2 회전축(B-B')을 중심으로 하는 C-암(12)의 상기 회전에 따라, 방사선 소스(131)는 등선량 중심점(111)을 포함하면서 제2 회전축(B-B')에 수직하는 평면 상에서 회전 궤도를 이루며 회전할 수 있다. 참고로, 도 2에서는 제1 회전축(A-A')을 기준으로 C-암이 회전되면서, 제2 회전축(B-B')도 같이 회전된 예시가 도시된다. 다만, 방사선 소스(131)와 방사선 검출부(14)가 Z축 상에 위치되는 동안 제2 회전축(B-B')을 기준으로 하는 C-암(12)의 회전이 발생하는 경우, 제2 회전축(B-B')은 X축에 평행하며, 방사선 소스(131)는 Y-Z 평면에서 회전 궤도를 이루며 회전될 수 있다.
C-암(12)의 회전에 따라 방사선 소스(131)의 위치가 변경되는 경우, 방사선 소스(131)로부터 방출되는 방사선의 투사 각도(θ)(231)가 변경될 수 있다. 다시 말해, C-암(12)의 회전에 따라 방사선 소스로부터 방출되는 방사선의 투사 각도(231)가 변경될 수 있다.
방사선의 투사 각도(231)는, 테이블(15)의 표면을 포함하는 평면과 직교하는 축(예: Z축)과 방사선 소스(131)로부터 방출되는 방사선의 조사 방향에 대응하는 축(211) 사이의 각도를 나타낼 수 있다. 방사선의 조사 방향은, 방사선 조사부(13)(또는 방사선 소스(131))에서 방사선 검출부(14)(또는 방사선 검출 센서)를 향하는 방향을 나타낼 수 있다. 방사선의 조사 방향에 대응하는 축(211)은 방사선 조사부(13)와 방사선 검출부(14)를 잇는 축을 나타낼 수 있다. 방사선의 투사 각도(231)는 -180도 내지 180도 사이의 각도일 수 있다.
등선량 중심점(111)은 C-암(12)의 회전에 기초하여 다양하게 정의될 수 있다. 예를 들어, 등선량 중심점(111)은 C-암(12)의 회전에 따른 방사선 소스의 다양한 위치에서 조사되는 방사선이 집중적으로 모이는 지점을 나타낼 수 있다. 다른 예를 들어, 등선량 중심점(111)은 방사선 소스(131)의 회전 궤도의 기하학적 중심을 나타낼 수 있다. 다른 예를 들어, 등선량 중심점(111)은 C-암(12)의 회전 중심을 나타낼 수 있다.
도 3은 일 실시예에 따른 전자 장치가 혈관 영상으로부터 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 과정을 설명하는 도면이다.
일 실시예에서, 전자 장치(100)의 테이블 상판(15-1) 상에 피시술자(120)가 위치할 수 있다. 전자 장치(100)는 방사선 소스(131)로부터 방출되는 방사선을 이용하여 피시술자(120)의 대상 혈관(320)이 촬영된 혈관 영상(130)을 생성할 수 있다.
전자 장치(100)의 프로세서(101)는 생성된 혈관 영상(130)으로부터 대상 혈관(320)의 직경(diameter), 병변의 길이와 같은 정량적 분석 결과를 도출할 수 있다. 프로세서(101)는 혈관 영상(130)으로부터 대상 혈관(320)과 관련된 정량적 분석 결과를 도출하기 위해, 혈관 영상(130) 내에서 측정되는 거리를 μm, mm, cm와 같은 실세계(real-world)의 물리적 거리(physical distance)로 변환할 필요가 있다. 이에, 프로세서(101)는 보정 계수(calibration factor)를 활용하여 혈관 영상(130) 내에서 측정되는 거리를 물리적 거리로 변환할 수 있다.
구체적으로, 물리적 거리는 보정 계수에서 혈관 영상(130) 내에서 측정되는 거리에 대응하는 픽셀(pixel)의 개수를 곱하여 산출될 수 있다. 예를 들어, 물리적 거리는 아래 수학식 1과 같이 나타낼 수 있다.
[수학식 1]
Figure PCTKR2023005946-appb-img-000001
수학식 1을 참조하면, 보정 계수는 혈관 영상(130)을 구성하는 하나의 픽셀의 길이(예: 가로 길이 또는 세로 길이)에 대응하는 물리적 거리를 나타낼 수 있다. 물리적 거리를 정확히 산출하기 위해서는 보정 계수를 정확히 산출할 필요가 있다.
보정 계수는 혈관 영상 내에서의 객체와 실세계에서의 객체 간의 공간 관계를 나타낼 수 있다. 보정 계수는 방사선 소스로부터 대상 객체까지의 거리(source to object distance, SOD)를 방사선 소스로부터 영상 수신기까지의 거리(source to image receptor distance, SID)로 나누어 산출된 값에, 이미저 픽셀 간격(imager pixel spacing)을 곱함으로써 산출될 수 있다. 이미저 픽셀 간격은, 혈관 영상을 구성하는 하나의 픽셀의 길이(예: 가로 길이 또는 세로 길이)를 나타낼 수 있다. 즉, 보정 계수는 아래의 수학식 2와 같이 나타낼 수 있다.
[수학식 2]
Figure PCTKR2023005946-appb-img-000002
수학식 2에서, SOD는 소스(예: 방사선 소스)로부터 촬영할 객체까지의 직선 거리, SID는 소스로부터 영상 수신기까지의 직선 거리를 나타낼 수 있다. 소스로부터 영상 수신기까지의 거리(SID) 및 이미저 픽셀 간격은 DICOM(Digital Imaging and Communications in Medicine)의 메타데이터(metadata)로부터 추출될 수 있다. DICOM은 의료용 전자 장치에서 생성된 영상과 관련된 데이터를 저장하고 전송하기 위한 표준 규격을 나타낼 수 있다. 결국, 수학식 2를 참조하면, 보정 계수를 정확히 산출하기 위해서는 소스로부터 촬영할 객체까지의 직선 거리(SOD)를 정확히 측정하는 것이 요구된다. 종래에는, 의료용 전자 장치 내에서 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 거리를, 방사선 소스(131)로부터 등선량 중심점(111)까지의 거리로 근사화함으로써 SOD를 산출하였고, 근사화에 의해 보정 계수가 정확히 산출되지 않는 문제가 발생하였다. 반면, 일 실시예에서는, 전자 장치(100)가 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 직선 거리를 근사화하지 않고 정확히 산출함으로써 종래의 방법과 비교하여 보정 계수를 보다 정확히 산출할 수 있다. 이하에서는, 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 직선 거리를 측정하는 방법에 관하여 구체적으로 설명한다.
일 실시예에서, 전자 장치(100)는 방사선 조사부(13)에 포함된 방사선 소스(131)를 사용하여 테이블 상판(15-1) 상에 위치하는 피시술자(120)의 대상 혈관(320)에 방사선을 조사할 수 있다. 전자 장치(100)는 등선량 중심점(111)으로부터 테이블(15)까지의 제1 수직 거리 및 대상 혈관(320)으로부터 테이블(15)까지의 제2 수직 거리에 기초하여, 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 대상 거리를 산출할 수 있다. 여기서, 등선량 중심점(111)으로부터 테이블(15)까지의 제1 수직 거리는 등선량 중심점(111)으로부터 테이블 상판(15-1)의 상면까지의 수직 거리를 나타낼 수 있다. 마찬가지로, 대상 혈관(320)으로부터 테이블(15)까지의 제2 수직 거리는 대상 혈관(320)으로부터 테이블 상판(15-1)의 상면까지의 수직 거리를 나타낼 수 있다.
보다 구체적으로, 전자 장치(100)는 방사선 소스(131)를 사용하여 대상 혈관(320)에 방사선을 조사하기 이전에, 대상 혈관(320)의 위치를 테이블(15)을 통해 조정할 수 있다. 전자 장치(100)는 방사선 소스(131), 대상 혈관(320), 및 등선량 중심점(111)이 일직선 상에 배치되도록 테이블(15)을 이동시킬 수 있다. 일 실시예에서, 전자 장치(100)는 테이블 상판(15-1)을 X-Y 평면 상에서 좌우 방향으로만 이동시킴으로써 방사선 소스(131), 대상 혈관(320), 및 등선량 중심점(111)이 일직선 상에 배치되도록 할 수 있다. 다른 일 실시예에서, 전자 장치(100)는 테이블 상판(15-1)을 X-Y 평면 상에서 좌우 방향 및 Z 축 상에서 상하 방향으로 모두 이동시킴으로써 방사선 소스(131), 대상 혈관(320), 및 등선량 중심점(111)이 일직선 상에 배치되도록 할 수도 있다.
일 실시예에서, C-암(12)의 회전에 따라 방사선 소스(131)의 위치가 변화하는 경우에는, 방사선 소스(131), 대상 혈관(320), 및 등선량 중심점(111)이 일직선 상에 배치되도록 테이블 상판(15-1)을 함께 이동시킬 수 있다.
일 실시예에서, 전자 장치(100)는 테이블의 표면을 포함하는 평면 상에서 좌우 방향으로 테이블(15)을 이동시킴으로써 등선량 중심점(111)을 방사선 소스(13) 및 대상 혈관(320)과 동일한 직선 상에 배치시킬 수 있다. 테이블(15)의 높이(height)는 고정될 수 있으나, 이로 한정하지는 않고 가변될 수도 있다. 예를 들어, 전자 장치(100)는 대상 혈관(320)의 바닥면에서부터의 높이(height)를 산출할 수 있다. 전자 장치(100)는 대상 혈관(320)의 테이블의 표면에서부터의 높이와 테이블(320)의 바닥면에서부터의 높이를 합산함으로써, 대상 혈관(320)의 바닥면에서부터의 높이를 산출할 수 있다. 다만, 이로 한정하는 것은 아니고, 전자 장치(100)는 테이블(320)(예: 테이블의 표면)으로부터 대상 혈관(320)까지의 높이를 획득할 수도 있다. 전자 장치(100)는 대상 혈관(320)의 위치(예: 높이)에 기초하여, 바닥면(또는X-Y 평면)과 평행하면서 대상 혈관(320)에 대응하는 지점을 포함하는 평면을 생성할 수 있다. 전자 장치(100)는 바닥면과 평행하면서 대상 혈관(320)을 포함하는 평면 및 방사선 소스(131)와 등선량 중심점(111)을 잇는 직선축과 교차하는 지점('교차 지점')을 산출할 수 있다. 전자 장치는 산출된 교차 지점에 대상 혈관(320)이 위치하도록, 테이블 상판(15-1)을 X-Y 평면 상에서 좌우 방향으로 이동시킬 수 있다.
일 실시예에서, 전자 장치(100)는 대상 혈관(320)의 위치를 테이블 상판(15-1)의 이동을 통해 조정한 이후, 복수의 파라미터들을 사용하여 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 직선 거리를 나타내는 대상 거리를 산출할 수 있다. 복수의 파라미터들은, 예를 들어, 테이블(15)의 위치, 대상 혈관(320)의 위치, 방사선 소스(131)로부터 방출되는 방사선의 조사 각도(예: 도 2의 방사선의 조사 각도(231))를 포함할 수 있다. 보다 구체적으로, 전자 장치(100)는 등선량 중심점(111)으로부터 테이블(15)까지의 제1 수직 거리, 대상 혈관(320)으로부터 테이블(15)까지의 제2 수직 거리, 및 방사선 소스(131)로부터 방출되는 방사선의 조사 각도에 기초하여 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 대상 거리를 정확히 산출할 수 있다.
도 4는 일 실시예에 따른 전자 장치가 방사선 소스로부터 대상 혈관까지의 직선 거리를 산출하는 과정을 설명하는 도면이다.
도 4는 전자 장치(예: 도 1의 전자 장치(100))를 X-Z 평면에서 바라본 측면도이다. 전자 장치는 방사선 소스(131)를 사용하여 방사선을 대상 혈관(320)에 조사하기 이전에, 테이블 상판(15-1)을 이동시켜 방사선 소스(131), 대상 혈관(320), 및 등선량 중심점(111)을 일직선 상으로 맞출 수 있다.
일 실시예에서, 전자 장치는 등선량 중심점(111)으로부터 테이블(15)까지의 제1 수직 거리(d1)에서, 대상 혈관(120)으로부터 테이블(15)까지의 제2 수직 거리(d2)를 차감한 제1 값(d1-d2)을 산출할 수 있다. 제1 값(d1-d2)은 등선량 중심점(111)에서 대상 혈관(320)까지의 수직 거리를 나타낼 수 있다. 그리고, 전자 장치는 산출된 제1 값(d1-d2)을 방사선의 조사 각도(예: 도 2의 방사선의 조사 각도(231))의 코사인 값(cos(θ))으로 나누어 제2 값을 산출할 수 있다. 제2 값(
Figure PCTKR2023005946-appb-img-000003
)은 등선량 중심점(111)에서 대상 혈관(320)까지의 직선 거리를 나타낼 수 있다. 전자 장치는 방사선 소스(131)로부터 등선량 중심점(111)까지의 직선 거리(d3)에서 산출된 제2 값(즉, 등선량 중심점(111)에서 대상 혈관(320)까지의 직선 거리)을 차감한 값으로 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 대상 거리(x)를 산출할 수 있다.
정리하면, 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 대상 거리는 아래 수학식 3과 같이 산출될 수 있다.
[수학식 3]
Figure PCTKR2023005946-appb-img-000004
위의 수학식 3에서, SOD는 방사선 소스(131)로부터 대상 혈관(320)까지의 직선 거리, Source to Isocenter는 방사선 소스(131)로부터 등선량 중심점(111)까지의 직선 거리(d3), Isocenter to table은 등선량 중심점(111)을부터 테이블(15)까지의 수직 거리(d1), Object height는 대상 혈관(320)으로부터 테이블(15)까지의 수직 거리(d2),
Figure PCTKR2023005946-appb-img-000005
는 방사선의 조사 각도를 나타낼 수 있다.
일 실시예에서, 전자 장치는 대상 거리를 산출한 이후, 산출된 대상 거리에 기초하여 보정 계수를 산출할 수 있다. 전술한 바와 같이, 전자 장치는 산출된 보정 계수를 활용하여 혈관 영상(130)에서의 거리를 물리적 거리로 변환할 수 있다. 예를 들어, 전자 장치는 보정 계수에 촬영된 혈관 영상에 나타나는 대상 혈관의 직경(diameter)에 대응하는 픽셀 개수를 곱함으로써, 대상 혈관의 직경에 대응하는 물리적 거리를 산출할 수 있다. 다른 예를 들어, 전자 장치는 보정 계수에 촬영된 혈관 영상에 나타나는 병변의 길이에 대응하는 픽셀 개수를 곱함으로써, 혈관 영상에 나타나는 병변의 길이에 대응하는 물리적 거리를 산출할 수도 있다. 이외에도, 전자 장치는 산출된 보정 계수를 사용하여 혈관 영상(예: 도 3의 혈관 영상(130)) 내에서 대상 혈관과 관련된 다양한 정량적 분석 결과를 도출할 수 있다.
도 5는 팬텀 실험을 위하여 피시술자의 CT 데이터 세트들을 사용하여 설계된 혈관을 도시한다.
일 실시예에 따른 전자 장치는 방사선 소스로부터 대상 혈관까지의 대상 거리를 등선량 중심점으로부터 테이블까지의 제1 수직 거리 및 대상 혈관으로부터 테이블까지의 제2 수직 거리에 기초하여 산출할 수 있고, 산출된 대상 거리에 기초하여 보정 계수를 산출할 수 있다. 이하에서는, 설명의 편의를 위하여, 방사선 소스로부터 대상 혈관까지의 대상 거리에 기초하여 보정 계수를 산출하는 방법을 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법으로 설명하고, 방사선 소스로부터 대상 혈관까지의 거리를 방사선 소스로부터 등선량중심점까지의 거리로 근사하여 보정 계수를 산출하는 방법을 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법으로 설명한다.
일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법의 정확성을 확인하기 위하여 팬텀(phantom) 실험이 수행되었다. 팬텀 실험에서는, 피시술자의 CT 데이터 세트들을 사용하여 직경이 각각 2.5mm, 3.0mm, 3.5mm, 4.0mm인 4가지의 관상 동맥(coronary)의 팬텀이 사용되었다. 내부 직경(inner diameter)의 오차 범위는 0.1mm 내외로 확인되었다. 생성된 관상 동맥은 방사선을 통해 감지 가능하도록 조영제가 채워질 수 있다. 또한, 실제 혈관의 높이를 재현하기 위하여, 관상 동맥은 스탠드(stand)에 올려 놓아진다. 도 5에서는, 생성된 좌관상동맥(LCA)(501)이 150mm 높이의 스탠드 위에 놓여지고, 생성된 우관상동맥(RCA)(502)은 175mm 높이의 스탠드 위에 놓여진 예시를 나타낸다.
팬텀 실험에서는, 생성된 관상동맥들에 혈관조영술을 수행하여 복수의 혈관 영상들을 획득할 수 있다. 예를 들어, 좌관상동맥(LCA)(501)에 대해서는 CAU, RAOCAU, RAOCRA, CRA, 및 LAOCRA를 포함하도록 하는 투영 각도로 방사선이 조사될 수 있고, 우관상동맥(RCA) 팬텀(502)에 대해서는 AP, LAO, 및 CRA를 포함하도록 하는 투영 각도로 방사선이 조사될 수 있다. 참고로, 테이블의 높이는 실제 사용 환경을 고려하여 변경될 수 있다.
도 6a는 혈관 영상에 표시되는 대상 혈관의 직경을 추정하기 위하여 혈관 영상에 라벨링이 수행된 도면이다. 혈관 영상들 각각에 대하여, 해당 혈관 영상에 표시되는 대상 혈관(602)의 경계가 사용자(user)(예: 전문가)에 의해 라벨링(labeling)될 수 있다. 상용 혈관조영장치를 사용하여 팬텀 혈관조영을 수행하여 총 1920개의 영상이 획득되고, 이 영상들은 일반적으로 사용되는 관상동맥조영술(Coronary angiography, CAG) 루틴 방사선 촬상 각도 (CAU, RAOCAU, RAOCRA, CRA 및 LCA의 LAOCRA, RCA의 AP, LAO 및 CRA)에서 획득됐다. 3년이상의 경력을 가진 전문 라벨러(Labeler)(예: 방사선사)에 의해 촬영된 1920장의 영상이 도 6a와 같이 대상 혈관이 라벨링될 수 있다.
도 6a를 참조하면, 혈관 영상(601)에서 대상 혈관(602)의 경계가 사용자에 의해 라벨링되고, 라벨링이 수행된 후에 대상 혈관(602)의 직경을 측정하기 위하여 대상 혈관의 중심선(centerline)(603)에 포함된 각 지점에서 대상 혈관(602)의 직경이 추정될 수 있다. 예를 들어, 대상 혈관의 중심선에 포함된 한 지점(예: 지점(604))에서, 대상 혈관의 중심선(603)에 수직한 선분이 생성되어 대상 혈관의 직경에 대응하는 픽셀 수(예: 20.9)가 측정될 수 있고, 측정된 픽셀 수에 보정 계수가 곱해져 대상 혈관의 직경이 추정될 수 있다.
도 6b는 혈관 영상에 표시되는 대상 혈관(602)의 직경을 추정한 그래프를 도시한다. 그래프(611)는 대상 혈관의 중심선(603)을 따라 대상 혈관(602)의 근위부로부터 대상 혈관(602)의 말단부로 이동하면서 각 지점에서 추정된 대상 혈관(602)의 직경을 나타낸다. 예를 들어, 혈관(602)의 직경은 중신선의 법선을 그어 법선 상 혈관의 일측 경계(예: 왼쪽끝)부터 타측 경계(예: 오른쪽 끝)까지의 길이(예: 지름)에 상응하는 픽셀개수로서 측정될 수 있다. 도 6a에서는 20.9개의 픽셀이 혈관(602)의 직경으로서 측정된 예시가 도시된다. 그래프(611)에서 x축은 하나의 지점이 대상 혈관의 근위부로부터 중심선을 따라 떨어진 거리를 나타낼 수 있고, y축은 해당 지점에 대응하여 실제로 측정된 대상 혈관의 직경에 대응하는 픽셀 개수를 나타낼 수 있다. 그래프(612)는 측정의 변동성으로 인한 오차를 줄이기 위하여 선형 회귀 분석(linear regression analysis)를 이용하여 그래프(611)에 대한 추세선(trend line)을 나타낸 그래프이다. 그래프(612)를 통해 대상 혈관(602)의 직경이 추정될 수 있다. 팬텀 실험에서는, 대상 혈관의 실제 직경과 대상 혈관에 대해 추정된 직경을 비교함으로써 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법의 정확도가 평가된다.
도 7a 내지 도 7b는 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법 및 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법의 성능 평가를 위한 그래프들을 도시한다. 도 7a는 기존방법(예: Conventional calibration method)을 사용했을 때 결과이고 도 7b는 새롭게 개발된 위 방법에 의해 도출된 결과 비교이다
도 7a는 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정된 대상 혈관의 직경과 실제 직경 간의 비교 결과를 나타내는 그래프를 도시한다.
그래프(711)에서 대상 혈관의 직경의 참값이 x축에 표시될 수 있고, 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값이 y축에 표시될 수 있다. 그래프(711)를 참조하면, 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에서는 Pearson 상관 계수가 0.8828(p<0.0001)로 나타날 수 있다. 그래프(712)에서 대상 혈관의 직경의 참값 및 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값의 평균이 x축에 표시될 수 있고, 대상 혈관의 직경의 참값과 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값의 차이가 y축에 표시될 수 있다. 그래프(712)를 참조하면, 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에서 대상 혈관의 직경의 참값과 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값의 평균 차이는 -0.0949mm, 일치 한계는 -0.6936에서 0.5037로 각각 나타날 수 있다.
도 7b는 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정된 대상 혈관의 직경과 실제 직경 간의 비교 결과를 나타내는 그래프를 도시한다. 그래프(721)에서 대상 혈관의 직경의 참값이 x축에 표시될 수 있고, 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값이 y축에 표시될 수 있다. 그래프(721)를 참조하면, 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에서는 Pearson 상관 계수가 0.9880(p<0.0001)로 나타날 수 있다. 그래프(722)에서 대상 혈관의 직경의 참값 및 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값의 평균이 x축에 표시될 수 있고, 대상 혈관의 직경의 참값과 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값의 차이가 y축에 표시될 수 있다. 그래프(722)를 참조하면, 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에서는 대상 혈관의 직경의 참값과 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법에 따라 추정되는 대상 혈관의 직경의 값의 평균 차이는 0.0007mm, 일치 한계는 -0.1705에서 0.1719로 각각 나타날 수 있다.
일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법은, 대상 혈관의 직경 추정의 정확도와 정밀도 측면에서 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법 보다 우수함을 확인할 수 있다. 일 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법은, 비교 실시예에 따른 보정 계수의 산출 방법과 비교하여 더 높은 상관 계수와 더 좁은 일치 한계를 가지며, 이는 대상 혈관의 직경의 참값과 더 잘 일치함을 나타낼 수 있다.
이상에서 설명된 실시예들은 하드웨어 구성요소, 소프트웨어 구성요소, 및/또는 하드웨어 구성요소 및 소프트웨어 구성요소의 조합으로 구현될 수 있다. 예를 들어, 실시예들에서 설명된 장치, 방법 및 구성요소는, 예를 들어, 프로세서, 콘트롤러, ALU(arithmetic logic unit), 디지털 신호 프로세서(digital signal processor), 마이크로컴퓨터, FPGA(field programmable gate array), PLU(programmable logic unit), 마이크로프로세서, 또는 명령(instruction)을 실행하고 응답할 수 있는 다른 어떠한 장치와 같이, 범용 컴퓨터 또는 특수 목적 컴퓨터를 이용하여 구현될 수 있다. 처리 장치는 운영 체제(OS) 및 상기 운영 체제 상에서 수행되는 소프트웨어 애플리케이션을 수행할 수 있다. 또한, 처리 장치는 소프트웨어의 실행에 응답하여, 데이터를 접근, 저장, 조작, 처리 및 생성할 수도 있다. 이해의 편의를 위하여, 처리 장치는 하나가 사용되는 것으로 설명된 경우도 있지만, 해당 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는, 처리 장치가 복수 개의 처리 요소(processing element) 및/또는 복수 유형의 처리 요소를 포함할 수 있음을 알 수 있다. 예를 들어, 처리 장치는 복수 개의 프로세서 또는 하나의 프로세서 및 하나의 컨트롤러를 포함할 수 있다. 또한, 병렬 프로세서(parallel processor)와 같은, 다른 처리 구성(processing configuration)도 가능하다.
소프트웨어는 컴퓨터 프로그램(computer program), 코드(code), 명령(instruction), 또는 이들 중 하나 이상의 조합을 포함할 수 있으며, 원하는 대로 동작하도록 처리 장치를 구성하거나 독립적으로 또는 결합적으로(collectively) 처리 장치를 명령할 수 있다. 소프트웨어 및/또는 데이터는, 처리 장치에 의하여 해석되거나 처리 장치에 명령 또는 데이터를 제공하기 위하여, 어떤 유형의 기계, 구성요소(component), 물리적 장치, 가상 장치(virtual equipment), 컴퓨터 저장 매체 또는 장치, 또는 전송되는 신호 파(signal wave)에 영구적으로, 또는 일시적으로 구체화(embody)될 수 있다. 소프트웨어는 네트워크로 연결된 컴퓨터 시스템 상에 분산되어서, 분산된 방법으로 저장되거나 실행될 수도 있다. 소프트웨어 및 데이터는 컴퓨터 판독 가능 기록 매체에 저장될 수 있다.
실시예에 따른 방법은 다양한 컴퓨터 수단을 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능 매체에 기록될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 프로그램 명령, 데이터 파일, 데이터 구조 등을 단독으로 또는 조합하여 포함할 수 있으며 매체에 기록되는 프로그램 명령은 실시예를 위하여 특별히 설계되고 구성된 것들이거나 컴퓨터 소프트웨어 당업자에게 공지되어 사용 가능한 것일 수도 있다. 컴퓨터 판독 가능 기록 매체의 예에는 하드 디스크, 플로피 디스크 및 자기 테이프와 같은 자기 매체(magnetic media), CD-ROM, DVD와 같은 광기록 매체(optical media), 플롭티컬 디스크(floptical disk)와 같은 자기-광 매체(magneto-optical media), 및 롬(ROM), 램(RAM), 플래시 메모리 등과 같은 프로그램 명령을 저장하고 수행하도록 특별히 구성된 하드웨어 장치가 포함된다. 프로그램 명령의 예에는 컴파일러에 의해 만들어지는 것과 같은 기계어 코드뿐만 아니라 인터프리터 등을 사용해서 컴퓨터에 의해서 실행될 수 있는 고급 언어 코드를 포함한다.
위에서 설명한 하드웨어 장치는 실시예의 동작을 수행하기 위해 하나 또는 복수의 소프트웨어 모듈로서 작동하도록 구성될 수 있으며, 그 역도 마찬가지이다.
이상과 같이 실시예들이 비록 한정된 도면에 의해 설명되었으나, 해당 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이를 기초로 다양한 기술적 수정 및 변형을 적용할 수 있다. 예를 들어, 설명된 기술들이 설명된 방법과 다른 순서로 수행되거나, 및/또는 설명된 시스템, 구조, 장치, 회로 등의 구성요소들이 설명된 방법과 다른 형태로 결합 또는 조합되거나, 다른 구성요소 또는 균등물에 의하여 대치되거나 치환되더라도 적절한 결과가 달성될 수 있다.
그러므로, 다른 구현들, 다른 실시예들 및 특허청구범위와 균등한 것들도 후술하는 특허청구범위의 범위에 속한다.

Claims (20)

  1. 프로세서에 의해 수행되는 혈관 영상 처리 방법에 있어서,
    C-암에 연결된 방사선 소스를 사용하여 테이블 상에 위치하는 대상 혈관에 방사선을 조사하는 단계;
    상기 C-암의 등선량 중심점으로부터 상기 테이블까지의 제1 수직 거리 및 상기 대상 혈관으로부터 상기 테이블까지의 제2 수직 거리에 기초하여, 상기 방사선 소스로부터 상기 대상 혈관까지의 대상 거리를 산출하는 단계; 및
    상기 방사선을 이용하여 촬영된 혈관 영상으로부터 상기 산출된 대상 거리를 이용하여 상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 단계;
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 등선량 중심점은,
    상기 C-암의 회전에 따라 생성되는 상기 방사선 소스의 회전 궤도의 중심인,
    혈관 영상 처리 방법.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 대상 혈관에 방사선을 조사하는 단계는,
    상기 방사선 소스, 상기 대상 혈관, 및 상기 등선량 중심점이 일직선 상에 배치되도록 상기 테이블을 이동시키는 단계
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 대상 혈관에 방사선을 조사하는 단계는,
    상기 C-암의 회전에 따라 상기 방사선 소스의 위치가 변화하는 경우에 응답하여, 상기 방사선 소스, 상기 대상 혈관, 및 상기 등선량 중심점이 일직선 상에 배치되도록 상기 테이블을 함께 이동시키는 단계
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 대상 거리를 산출하는 단계는,
    상기 제1 수직 거리, 상기 제2 수직 거리, 및 상기 방사선의 조사 각도(projection angle)에 기초하여 상기 대상 거리를 산출하는 단계
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 방사선의 조사 각도는,
    상기 테이블의 표면을 포함하는 평면과 직교하는 축 및 상기 방사선의 조사 방향에 대응하는 축 사이의 각도인,
    혈관 영상 처리 방법.
  7. 제5항에 있어서,
    상기 대상 거리를 산출하는 단계는,
    상기 제1 수직 거리에서 상기 제2 수직 거리를 차감한 제1 값을 산출하는 단계;
    상기 산출된 제1 값을 상기 방사선의 조사 각도의 코사인 값으로 나누어 제2 값을 산출하는 단계; 및
    상기 방사선 소스로부터 등선량 중심점까지의 직선 거리에서 상기 산출된 제2 값을 차감한 값으로 상기 대상 거리를 산출하는 단계
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 방사선 소스는,
    상기 C-암의 회전에 기초하여, 상기 등선량 중심점을 포함하면서 상기 테이블 평면에 평행한 제1 회전축 또는 상기 제1 회전축과 다른 제2 회전축 중 적어도 한 회전축에 기초하여 회전되는,
    혈관 영상 처리 방법.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 단계는,
    상기 산출된 대상 거리에 기초하여 보정 계수(calibration factor)를 산출하는 단계
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 보정 계수를 산출하는 단계는,
    상기 산출된 대상 거리를 상기 방사선 소스로부터 영상 수신기(image receptor)까지의 거리로 나누어 산출된 값에, 이미저 픽셀 간격(imager pixel spacing)을 곱하여 산출되는 값으로 상기 보정 계수를 산출하는 단계
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  11. 제9항에 있어서,
    상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 단계는,
    상기 산출된 보정 계수에 상기 촬영된 혈관 영상에 나타나는 상기 대상 혈관의 직경(diameter)에 대응하는 픽셀 개수를 곱함으로써, 상기 대상 혈관의 직경에 대응하는 물리적 거리를 산출하는 단계
    를 포함하는 혈관 영상 처리 방법.
  12. 혈관 영상을 처리하는 전자 장치에 있어서,
    등선량 중심점을 향하여 열린 원호 형상을 갖는 C-암(C-arm);
    상기 C-암에 연결되어 테이블 상에 위치하는 대상 혈관에 방사선을 조사하는 방사선 소스; 및
    상기 등선량 중심점으로부터 상기 테이블까지의 제1 수직 거리 및 상기 대상 혈관으로부터 상기 테이블까지의 제2 수직 거리에 기초하여, 상기 방사선 소스로부터 상기 대상 혈관까지의 대상 거리를 산출하고, 상기 방사선을 이용하여 촬영된 혈관 영상으로부터 상기 산출된 대상 거리를 이용하여 상기 대상 혈관에 대한 물리적 거리를 산출하는 프로세서
    를 포함하는 전자 장치.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 등선량 중심점은,
    상기 C-암의 회전에 따라 생성되는 상기 방사선 소스의 회전 궤도의 중심인,
    전자 장치.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 테이블이 상기 방사선 소스, 상기 대상 혈관, 및 상기 등선량 중심점이 일직선 상에 배치되도록 이동하는,
    전자 장치.
  15. 제14항에 있어서,
    상기 테이블은,
    상기 C-암의 회전에 따라 상기 방사선 소스의 위치가 변화하는 경우에 응답하여, 상기 방사선 소스, 상기 대상 혈관, 및 상기 등선량 중심점이 일직선 상에 배치되도록 함께 이동하는,
    전자 장치.
  16. 제12항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    상기 제1 수직 거리, 상기 제2 수직 거리, 및 상기 방사선의 조사 각도(projection angle)에 기초하여 상기 대상 거리를 산출하는,
    전자 장치.
  17. 제16항에 있어서,
    상기 방사선의 조사 각도는,
    상기 테이블의 표면을 포함하는 평면과 직교하는 축 및 상기 방사선의 조사 방향에 대응하는 축 사이의 각도인,
    전자 장치.
  18. 제16항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    상기 제1 수직 거리에서 상기 제2 수직 거리를 차감한 제1 값을 산출하고,
    상기 산출된 제1 값을 상기 방사선의 조사 각도의 코사인 값으로 나누어 제2 값을 산출하며,
    상기 방사선 소스로부터 등선량 중심점까지의 직선 거리에서 상기 산출된 제2 값을 차감한 값으로 상기 대상 거리를 산출하는,
    전자 장치.
  19. 제12항에 있어서,
    상기 방사선 소스는,
    상기 C-암의 회전에 기초하여, 상기 등선량 중심점을 포함하면서 상기 테이블 평면에 평행한 제1 회전축 또는 상기 제1 회전축과 다른 제2 회전축 중 적어도 한 회전축에 기초하여 회전되는,
    전자 장치.
  20. 제12항에 있어서,
    상기 프로세서는,
    상기 산출된 대상 거리에 기초하여 보정 계수(calibration factor)를 산출하는,
    전자 장치.
PCT/KR2023/005946 2022-05-02 2023-05-02 혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치 WO2023214762A1 (ko)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR20220054209 2022-05-02
KR10-2022-0054209 2022-05-02
KR10-2023-0056529 2023-04-28
KR1020230056529A KR102611061B1 (ko) 2022-05-02 2023-04-28 혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2023214762A1 true WO2023214762A1 (ko) 2023-11-09

Family

ID=88646671

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/KR2023/005946 WO2023214762A1 (ko) 2022-05-02 2023-05-02 혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2023214762A1 (ko)

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004208714A (ja) * 2002-12-26 2004-07-29 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔシステムおよびその制御方法
WO2012008706A2 (en) * 2010-07-13 2012-01-19 Samsung Electronics Co., Ltd. Radiography apparatus and control method thereof
KR20160103482A (ko) * 2015-02-24 2016-09-01 삼성전자주식회사 의료 영상 장치 및 의료 영상 처리 방법
US20170225015A1 (en) * 2016-02-05 2017-08-10 Varian Medical Systems International Ag Systems, methods, and devices for radiation beam alignment and radiation beam measurements using electronic portal imaging devices
KR102004642B1 (ko) * 2018-01-25 2019-07-29 극동대학교 산학협력단 방사선촬영 모의시스템에 의하여 수행되는 방사선 모의촬영 제어방법

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004208714A (ja) * 2002-12-26 2004-07-29 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔシステムおよびその制御方法
WO2012008706A2 (en) * 2010-07-13 2012-01-19 Samsung Electronics Co., Ltd. Radiography apparatus and control method thereof
KR20160103482A (ko) * 2015-02-24 2016-09-01 삼성전자주식회사 의료 영상 장치 및 의료 영상 처리 방법
US20170225015A1 (en) * 2016-02-05 2017-08-10 Varian Medical Systems International Ag Systems, methods, and devices for radiation beam alignment and radiation beam measurements using electronic portal imaging devices
KR102004642B1 (ko) * 2018-01-25 2019-07-29 극동대학교 산학협력단 방사선촬영 모의시스템에 의하여 수행되는 방사선 모의촬영 제어방법

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP3277185B1 (en) A rolling yoke mount for an intra-oral 3d x-ray system
JP4447460B2 (ja) 組み合わされた核医学及びｘ線システム
US8000445B2 (en) Rotational X-ray scan planning system
US5038371A (en) X-ray examination apparatus having three axes of rotation
US6282264B1 (en) Digital flat panel x-ray detector positioning in diagnostic radiology
US5327474A (en) X-ray radiographic apparatus for medical use
US20070016014A1 (en) Radio therapy apparatus and operating method of the same
US9332948B2 (en) System and method for patient positioning in cone-beam tomography
JP2014533549A (ja) 患者を位置付けするｘ線撮像誘導システム
WO2016137157A1 (ko) 의료 영상 장치 및 의료 영상 처리 방법
WO2016125986A1 (en) X-ray apparatus and method of operating the same
WO2012153990A9 (ko) 엑스선 촬영장치
JP2021192853A (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置用の被検体搬送具
WO2020105970A1 (ko) 치과용 ct 촬영 장치, 치과용 ct 촬영 장치의 정렬 방법 및 컴퓨터 판독 가능한 기록 매체
WO2023214762A1 (ko) 혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치
WO2024011898A1 (zh) 一种基于多叶光栅动态可调的双c臂三维成像方法与系统
KR102611061B1 (ko) 혈관 영상의 캘리브레이션 방법 및 장치
Gauntt et al. An automatic and accurate x‐ray tube focal spot/grid alignment system for mobile radiography: System description and alignment accuracy a
CN113729741A (zh) 人体区域检测装置、系统、成像方法、电子设备及介质
WO2017090994A1 (ko) 삼차원 안면 광학 영상과 세팔로 ｘ선 영상을 획득할 수 있는 세팔로 ｘ선 영상 획득 장치
WO2016182281A1 (ko) 최소침습수술용 엑스선 영상화 장치
KR102701886B1 (ko) 혈관 이미지의 캘리브레이션 방법 및 장치
WO2023219370A1 (ko) 대상체 또는 수술 도구의 위치를 결정하는 방법 및 시스템
CN111419255A (zh) 一种ct成像方法及装置
WO2012161470A2 (ko) 의료용 방사선 촬영을 위한 디지털 팬텀, 디지털 팬텀을 이용한 의료 영상 처리 방법 및 시스템

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 23799643

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1