СИСТЕМЫ И СПОСОБЫ ДЛЯ ФОРМИРОВАНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЙ В РЕАЛЬНОМ ВРЕМЕНИ
SYSTEMS AND METHODS FOR GENERATING IMAGES IN REAL TIME

Связанная заявка(и)
[001] Эта заявка испрашивает приоритет заявки США № 15/357,193, поданной 21 ноября 2016 года, полное описание которой, таким образом, содержится в данном документе по ссылке в своей полноте.
Область техники, к которой относится изобретение
[002] Аспекты настоящего изобретения относятся, в целом, к системам радиотерапевтического лечения, и, в частности, к способам и системам для формирования изображений в реальном времени и управления движением для использования, например, с системами радиотерапевтического лечения.
Уровень техники
[003] Лучевая терапия (также называемая радиотерапией) может быть использована в лечении рака или других патологий. Радиотерапия подразумевает доставку предписанной дозы облучения в целевую область пациента, например, к опухоли или другой злокачественной ткани. Целевая область может быть изображена перед применением радиотерапии, и план лечения может быть сформулирован на основе, например, размера, места и/или ориентации мишени и окружающих структур, среди прочего. Линейный ускоритель (linac) может тогда быть использован для доставки облучения в целевую область пациента. Линейный ускоритель может направлять фотоны (например, рентгеновский луч), электроны или другие субатомные частицы к мишени, такой как опухоль.
[004] После того как первоначальные изображения мишени получены, однако, место и/или ориентация целевой области могут изменяться. Например, пациент может сдвинуться во время перемещения в процедурный кабинет, во время перемещения в процедурном кабинете (например, размещение на кушетке, кровати или столе) или во время применения радиотерапии. Например, пациент может двигаться умышленно или непреднамеренно вследствие обычных физиологических процессов, включающих в себя, дыхание, глотание, моргание, мышечные сокращения, перистальтика, пищеварение, биение сердца, кашель, выпускание газов из кишечника или другие движения.
[005] Изменения в местоположении и/или ориентации целевой области могут снижать эффективность радиотерапии. Например, если фактическая ориентация или местоположение целевой области отличается от предполагаемой ориентации или местоположения на основе предыдущего формирования изображения, то корректная доза облучения может не быть доставлена в предназначенную целевую область. Дополнительно, окружающие здоровые структуры могут получать облучение вместо, или в дополнение к, предназначенной целевой области. Подвергание неправильной области облучению может, в конечном счете, причинять вред или убивать окружающие здоровые клетки. Соответственно, точная, в реальном времени, 3D-локализация и отслеживание мишени могут быть желательными во время радиотерапии, чтобы учитывать перемещение (например, перемещение опухоли или перемещение окружающих здоровых структур), когда облучение доставляется пациенту.
[006] Формирование медицинских изображений может быть использовано для управления и приспосабливания к изменениям в местоположении и/или ориентации целевой области после получения первоначального изображения. Системы формирования изображения, включающие в себя, например, CT, CT с конусообразным пучком лучей (CBCT), флюороскопию, рентгеновское облучение и/или MRI, могут быть использованы перед и/или во время предоставления радиотерапии, чтобы определять местоположение и отслеживать целевую область. Такие системы формирования изображений могут быть объединены в системы предоставления радиотерапии, например, в линейный ускоритель с визуальным контролем, чтобы предоставлять возможность стратегий селекции или отслеживания, чтобы компенсировать перемещение целевой области в реальном времени во время предоставления радиотерапии. Такая технология может называться лучевой терапией с визуальным контролем (IGRT) или лучевой терапией с модулированной интенсивностью (IMRT).
[007] Доступная в настоящее время технология, однако, всячески старается создавать точную локализацию в реальном времени для целевой области и/или окружающих структур. Традиционные линейные ускорители могут включать в себя киловольтное (кВ) устройство формирования изображения, прикрепленное к гентри, предоставляющее возможность формирования изображения перпендикулярно мегавольтному (МВ) пучку лучей для лечения. Киловольтное устройство формирования изображения может быть использовано, чтобы получать 2D-рентгеновские проекции в любой заданный момент времени, когда устройство формирования изображения движется вокруг пациента на гентри.
[008] Хотя кВ-проекционные изображения отдельно являются полезными в некоторых случаях, особенно для высококонтрастных мишеней или пациентов с внедренными метками, часто желательно получать множество проекций из множества точек обзора. Например, рентгеновское устройство формирования изображений может вращаться по дуге вокруг пациента (например, вдоль гентри), чтобы получать новые проекционные изображения с угловыми приращениями. 3D-изображение может затем быть реконструировано из множества проекций с помощью принципов томографии.
[009] Кроме того, 3D-изображения, реконструированные с помощью доступной в настоящее время технологии, как правило, не способны точно изображать местоположение и ориентацию целевой области в реальном времени. Причина состоит в том, что, когда устройство формирования изображения движется вдоль гентри, чтобы захватывать изображения целевой области с различных углов, только текущее проекционное изображение является точным - все из ранее полученных проекционных изображений могут быть устаревшими и больше не изображать текущее местоположение целевой области. В то время как устаревшие изображения являются необходимыми для реконструкции 3D-изображения, устаревшие изображения могут содержать некорректные данные о местоположении. Только текущая проекция указывает истинное местоположение и ориентацию целевой области в это время, таким образом, усреднение текущего изображения с устаревшими изображениями может уменьшать точность результирующего изображения. Были выполнены попытки, чтобы объединять текущее и устаревшие изображения, с помощью алгоритмов и интерполяции, но многие из таких способов испытывают затруднения с неточностями. Уникальная форма конусообразного пучка лучей для CBCT усложняет применение многих алгоритмов, и выполнение таких алгоритмов в пространственной области доказало тяжеловесность вследствие объема данных, которые должны быть вычислены настолько быстро. В некоторых случаях, использованные алгоритмы были слишком сложными в вычислительном плане для быстрой реализации на 3D-данных и, таким образом, не являются полезными для управления движением в реальном времени. Конструкция CBCT-изображений реального времени (3D+T) была названа в литературе как 'кинематографическая CBCT'.
[010] В качестве альтернативного решения обнаружению движения в реальном времени во время лечения были выполнены попытки обнаружить мишень непосредственно в каждой отдельной проекции. Мишень может тогда быть известна как существующая по линии луча, соединяющей обнаруженный пиксел изображения и источник мишени. Если используется стереоскопическое кВ-формирование изображения (например, технология Cyberknife), то позиция мишени может быть определена посредством пересекающихся линий лучей от каждого детектора. Если присутствует единственный кВ-детектор, как в случае с многими современными линейными ускорителями, то моноскопические способы кВ-формирования изображений могут быть использованы для оценки позиции мишени вдоль линии луча. Еще, такие способы могут приводить в результате к потере информации, относящейся к полной мишени и окружающим тканям. Они также полагаются на способность обнаруживать мишень в каждой кВ-проекции, но кВ-формирование изображений может, как правило, быть эффективным только для формирования изображения высококонтрастных мишеней, например, с помощью имплантированных меток, что ограничивает применимость таких способов. Такие попытки были названы решениями 'кинематографической проекции'. С 'кинематографической CBCT' вместо решения 'кинематографической проекции' менее контрастные мишени могут быть обнаружены, часто без необходимости в метках, но опять же, вычислительная мощность, необходимая для выполнения таких вычислений, может не быть возможной для использования с применениями в реальном времени.
[011] Соответственно, существует необходимость в системах и способах, которые предоставляют возможность формирования точных изображений в реальном времени для целевой области, которые предоставляют возможность лечащему врачу отслеживать местоположение и/или ориентацию целевой области в пациенте перед, во время и/или после применения радиотерапии. Также существует необходимость в системах и способах для отслеживания перемещения менее контрастных мишеней и для отслеживания перемещения мишеней без использования меток.
Сущность изобретения
[012] Варианты осуществления настоящего изобретения могут быть направлены на систему для формирования трехмерных изображений целевой области пациента. Система может включать в себя, по меньшей мере, одну компьютерную систему. Компьютерная система может быть выполнена с возможностью принимать множество непараллельных проекционных изображений целевой области пациента, преобразовывать множество непараллельных проекционных изображений в непространственную область, реконструировать трехмерное изображение из множества непараллельных проекционных изображений в непространственной области и преобразовывать реконструированное трехмерное изображение из непространственной области в пространственную область.
[013] Различные варианты осуществления системы могут включать в себя один или более следующих отличительных признаков. Множество непараллельных проекционных изображений могут быть множеством проекционных изображений компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей, или множество непараллельных проекционных изображений могут включать в себя одно текущее проекционное изображение, полученное в первый период времени, и множество устаревших проекционных изображений, полученных в один или более периодов времени перед первым периодом времени. В некоторых аспектах одно текущее проекционное изображение может быть использовано в качестве ограничения, которому множество устаревших проекционных изображений могут соответствовать во время реконструкции трехмерного изображения в непространственной области. Непространственная область может быть первой непространственной областью, и, по меньшей мере, одна компьютерная система может быть дополнительно выполнена с возможностью преобразовывать реконструированное трехмерное изображение во вторую непространственную область перед преобразованием реконструированного трехмерного изображения в пространственную область. В некоторых аспектах первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством. Непространственная область может быть второй непространственной областью, и, по меньшей мере, одна компьютерная система может быть дополнительно выполнена с возможностью преобразовывать множество непараллельных проекционных изображений в первую непространственную область перед преобразованием множества непараллельных проекционных изображений во вторую непространственную область. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством.
[014] В некоторых аспектах целевая область может включать в себя опухоль. В некоторых разновидностях система может дополнительно содержать линейный ускоритель, выполненный с возможностью получать множество непараллельных проекционных изображений и передавать их компьютерной системе. По меньшей мере, одна компьютерная система может быть дополнительно выполнена с возможностью модифицировать характеристику линейного ускорителя на основе местоположения мишени в целевой области в реконструированном трехмерном изображении. Характеристика линейного ускорителя может быть характеристикой пучка излучения, выводимого из линейного ускорителя, или характеристика линейного ускорителя может быть ориентацией, по меньшей мере, части линейного ускорителя относительно пациента. По меньшей мере, одна компьютерная система может дополнительно быть выполнена с возможностью модифицировать план лечения на основе местоположения мишени в целевой области в реконструированном трехмерном изображении.
[015] В некоторых разновидностях изобретения, по меньшей мере, одна компьютерная система может быть дополнительно выполнена с возможностью принимать одно или более вторых непараллельных проекционных изображений целевой области пациента, преобразовывать одно или более вторых непараллельных проекционных изображений в непространственную область, реконструировать второе трехмерное изображение, по меньшей мере, из одного или более вторых непараллельных проекционных изображений в непространственной области и преобразовывать реконструированное второе трехмерное изображение из непространственной области в пространственную область. В некоторых вариантах система может быть выполнена с возможностью принимать, преобразовывать, реконструировать и преобразовывать в реальном времени.
[016] Варианты осуществления настоящего изобретения могут быть направлены на компьютерно-реализованный способ для формирования трехмерных изображений целевой области пациента. Способ может быть включать в себя прием множества непараллельных проекционных изображений целевой области пациента, преобразование множества непараллельных проекционных изображений в непространственную область, реконструкцию трехмерного изображения из множества непараллельных проекционных изображений в непространственной области и преобразование реконструированного трехмерного изображения из непространственной области в пространственную область.
[017] Различные варианты осуществления способа могут включать в себя один или более следующих отличительных признаков. Множество непараллельных проекционных изображений могут быть множеством проекционных изображений компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей, или множество непараллельных проекционных изображений могут включать в себя одно текущее проекционное изображение, полученное в первый период времени, и множество устаревших проекционных изображений, полученных в один или более периодов времени перед первым периодом времени. Одно текущее проекционное изображение может быть использовано в качестве ограничения, которому множество устаревших проекционных изображений могут соответствовать при реконструкции трехмерного изображения в непространственной области. В некоторых аспектах непространственная область может быть первой непространственной областью, и способ может дополнительно содержать преобразование реконструированного трехмерного изображения во вторую непространственную область перед преобразованием реконструированного трехмерного изображения в пространственную область. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством. В некоторых аспектах непространственная область может быть второй непространственной областью, и способ может дополнительно содержать преобразование множества непараллельных проекционных изображений в первую непространственную область перед преобразованием множества непараллельных проекционных изображений во вторую непространственную область. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством.
[018] В некоторых вариантах изобретения целевая область может включать в себя опухоль, или способ может дополнительно содержать модификацию плана лечения, которое должно быть предоставлено посредством медицинского устройства, на основе местоположения мишени в целевой области в реконструированном трехмерном изображении. Способ может дополнительно содержать прием одного или более вторых непараллельных проекционных изображений целевой области пациента, преобразование одного или более второго множества непараллельных проекционных изображений в непространственную область, реконструкцию второго трехмерного изображения из одного или более вторых непараллельных проекционных изображений в непространственной области и преобразование реконструированного второго трехмерного изображения из непространственной области в пространственную область. Каждое из приема, преобразования, реконструкции и преобразования может выполняться в реальном времени.
[019] Варианты осуществления настоящего изобретения могут также быть направлены на энергонезависимый компьютерно-читаемый носитель, хранящий инструкции, которые, когда исполняются процессором, инструктируют процессору выполнять способ формирования трехмерных изображений целевой области пациента. Способ может быть включать в себя прием множества непараллельных проекционных изображений целевой области пациента, преобразование множества непараллельных проекционных изображений в непространственную область, реконструкцию трехмерного изображения из множества непараллельных проекционных изображений в непространственной области и преобразование реконструированного трехмерного изображения из непространственной области в пространственную область.
[020] Различные варианты осуществления способа могут включать в себя один или более следующих отличительных признаков. Множество непараллельных проекционных изображений могут быть множеством проекционных изображений компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей, или множество непараллельных проекционных изображений могут включать в себя одно текущее проекционное изображение, полученное в первый период времени, и множество устаревших проекционных изображений, полученных в один или более периодов времени перед первым периодом времени. Одно текущее проекционное изображение может быть использовано в качестве ограничения, которому множество устаревших проекционных изображений могут соответствовать при реконструкции трехмерного изображения в непространственной области.
[021] В некоторых аспектах непространственная область может быть первой непространственной областью, и способ может дополнительно содержать преобразование реконструированного трехмерного изображения во вторую непространственную область перед преобразованием реконструированного трехмерного изображения в пространственную область. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством. В некоторых аспектах непространственная область может быть второй непространственной областью, и способ может дополнительно содержать преобразование множества непараллельных проекционных изображений в первую непространственную область перед преобразованием множества непараллельных проекционных изображений во вторую непространственную область. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством. Целевая область может включать в себя опухоль, или способ может дополнительно содержать модификацию плана лечения, которое должно быть предоставлено посредством медицинского оборудования, на основе местоположения мишени в целевой области в реконструированном трехмерном изображении.
[022] Различные аспекты способа могут также дополнительно включать в себя прием одного или более вторых непараллельных проекционных изображений целевой области пациента, преобразование одного или более вторых непараллельных проекционных изображений в непространственную область, реконструкцию второго трехмерного изображения из одного или более вторых непараллельных проекционных изображений в непространственной области и преобразование реконструированного второго трехмерного изображения из непространственной области в пространственную область. В некоторых аспектах каждое из приема, преобразования, реконструкции и преобразования может выполняться в реальном времени.
[023] Дополнительные варианты осуществления настоящего изобретения могут также быть направлены на систему для формирования трехмерных изображений целевой области пациента, содержащую, по меньшей мере, одну компьютерную систему. Компьютерная система может быть выполнена с возможностью принимать данные формирования изображений компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей, преобразовывать данные формирования изображения из пространственной области в первую непространственную область, преобразовывать данные формирования изображения из первой непространственной области во вторую непространственную область, реконструировать трехмерное изображение из данных формирования изображения, по меньшей мере, в одной из первой непространственной области и второй непространственной области и преобразовывать реконструированное трехмерное изображение из второй непространственной области в пространственную область.
[024] Различные аспекты системы могут включать в себя один или более следующих отличительных признаков. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством. Данные формирования изображения могут включать в себя множество проекций компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей.
[025] Дополнительные варианты осуществления настоящего изобретения могут быть направлены на компьютерно-реализованный способ для формирования трехмерных изображений целевой области пациента. Способ может включать в себя прием данных формирования изображений компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей, преобразование данных формирования изображения из пространственной области в первую непространственную область, преобразование данных формирования изображения из первой непространственной области во вторую непространственную область, реконструкцию трехмерного изображения из данных формирования изображения, по меньшей мере, в одной из первой непространственной области и второй непространственной области и преобразование реконструированного трехмерного изображения из второй непространственной области в пространственную область.
[026] Различные аспекты способа могут включать в себя один или более следующих отличительных признаков. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством. Данные формирования изображения могут включать в себя множество проекций компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей.
[027] Дополнительные варианты осуществления настоящего изобретения могут также быть направлены на энергонезависимый компьютерно-читаемый носитель, хранящий инструкции, которые, когда исполняются процессором, инструктируют процессору выполнять способ формирования трехмерных изображений целевой области пациента. Способ может включать в себя прием данных формирования изображений компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей, преобразование данных формирования изображения из пространственной области в первую непространственную область, преобразование данных формирования изображения из первой непространственной области во вторую непространственную область, реконструкцию трехмерного изображения из данных формирования изображения, по меньшей мере, в одной из первой непространственной области и второй непространственной области и преобразование реконструированного трехмерного изображения из второй непространственной области в пространственную область.
[028] Различные аспекты способа могут также включать в себя один или более следующих отличительных признаков. Первая непространственная область может быть d-пространством, а вторая непространственная область может быть k-пространством. Данные формирования изображения могут включать в себя множество проекций компьютерной томографии с конусообразным пучком лучей.
[029] Дополнительные цели и преимущества вариантов осуществления будут частично изложены в описании, которое следует ниже, и частично будут явствовать из описания или могут быть изучены посредством практического использования вариантов осуществления. Должно быть понятно, что и упомянутое выше общее описание, и последующее подробное описание являются только примерными и объяснительными, а не ограничивающими формулу изобретения.
[030] При использовании в данном документе термины "содержит", "содержащий" или любая другая их разновидность предназначаются, чтобы охватывать неисключительное включение, так что процесс, способ, изделие или оборудование, которое содержит список элементов, не включают в себя только эти элементы, а могут включать в себя другие элементы, не перечисленные в явном виде или внутренне присущие такому процессу, способу, изделию или оборудованию.
Краткое описание чертежей
[031] Сопровождающие чертежи, которые содержатся и составляют часть этой спецификации, иллюстрируют раскрытые варианты осуществления изобретения и вместе с описанием служат, чтобы объяснить принципы раскрытых вариантов осуществления. На чертежах:
[032] Фиг. 1A изображает примерное радиотерапевтическое устройство, которое может быть использовано для реализации различных вариантов осуществления настоящего изобретения.
[033] Фиг. 1B изображает примерное радиотерапевтическое устройство, которое может быть использовано для реализации различных вариантов осуществления настоящего изобретения.
[034] Фиг. 1C изображает примерную систему, которая может быть использована, чтобы обеспечивать формирование изображения в реальном времени в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[035] Фиг. 2 схематично изображает примерную проекцию с помощью конусообразного пучка лучей для использования с вариантами осуществления настоящего изобретения.
[036] Фиг. 3A-3C схематично изображают примерный математический процесс, который может быть выполнен по данным формирования изображения, например, данным формирования медицинского изображения, в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[037] Фиг. 4 схематично изображает примерную проекцию с помощью конусообразного пучка лучей для использования с вариантами осуществления настоящего изобретения.
[038] Фиг. 5A и 5B схематично изображают примерный математический процесс, который может быть выполнен по данным формирования изображения в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[039] Фиг. 6A и 6C схематично изображают примерный математический процесс, который может быть выполнен по данным формирования изображения в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[040] Фиг. 7A и 7C схематично изображают примерный математический процесс, который может быть выполнен по данным формирования изображения в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[041] Фиг. 8A и 8B схематично изображают примерный математический процесс, который может быть выполнен по данным формирования изображения в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[042] Фиг. 9A и 9B схематично изображают примерный математический процесс, который может быть выполнен по данным формирования изображения в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[043] Фиг. 10A и 10B схематично изображают примерный математический процесс, который может быть выполнен по данным формирования изображения в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[044] Фиг. 11 изображает примерное радиотерапевтическое устройство, которое может быть использовано для реализации различных вариантов осуществления настоящего изобретения.
[045] Фиг. 12 изображает примерную систему, которая может быть использована, чтобы обеспечивать руководство для формирования изображения в реальном времени в соответствии с различными вариантами осуществления настоящего изобретения.
[046] Фиг. 13 - это блок-схема последовательности операций, изображающая примерный способ в соответствии с настоящим вариантом осуществления.
[047] Фиг. 14 - это блок-схема последовательности операций, изображающая примерный способ в соответствии с настоящим вариантом осуществления.
[048] Фиг. 15 - это блок-схема последовательности операций, изображающая другой примерный способ в соответствии с настоящим вариантом осуществления.
Подробное описание изобретения
[049] Ссылка теперь будет выполнена в деталях на примерные варианты осуществления настоящего изобретения, описанные ниже и иллюстрированные на сопровождающих чертежах. По возможности, одинаковые номера ссылок будут использоваться повсюду на чертежах, чтобы ссылаться на одни и те же или аналогичные части. Термин "примерный" используется в смысле "примера" вместо "идеального". Когда используется в данном документе, выражение "реальное время" означает, что данные обрабатываются со скоростью, которая предоставляет возможность делать вывод или обратную связь доступной в ходе сеанса радиотерапии. В некоторых вариантах осуществления это может означать, что данные обрабатываются, и 3D-изображение формируется, например, в течение 300 миллисекунд, в течение 500 миллисекунд, в течение 2 секунд, в течение 30 секунд или в течение нескольких минут. В некоторых вариантах осуществления скорость обработки данных может зависеть, по меньшей мере, частично, от местоположения целевой области, подвергаемой лечению. Например, для мишени, на которую может влиять дыхательное движение (например, в грудном отделе или брюшной полости) или сердечное движение, более быстрая обработка данных может быть использована, чем для более медленно движущейся целевой области, например, предстательной железы. В некоторых вариантах осуществления данные изображения могут быть обработаны перед завершением последующей проекции или перед завершением некоторого числа проекций. Хотя многие из примерных вариантов осуществления настоящего изобретения ссылаются на CBCT и традиционные системы линейных ускорителей, обычным специалистам в области техники будет понятно, что раскрытые варианты осуществления могут быть использованы в сочетании с любой подходящей моделью формирования изображений и для любого подходящего типа системы радиотерапии. Например, варианты осуществления изобретения могут быть использованы совместно с системами MRI-линейных ускорителей, системами гамма-ножа или другими подходящими моделями предоставления облучения и формирования изображения.
[050] Как обсуждалось выше, формирование изображения в реальном времени для целевой области пациента признано труднодостижимым, оставляя необходимость для точного и своевременного отслеживания перемещения целевой области во время лучевой терапии. Аспекты изобретения относятся к интегрированным системам формирования изображения с линейным ускорителем и способам формирования изображения, которые используют текущее проекционное изображение в качестве ограничения, указывающего 'истинное' местоположение мишени в реальном времени. Устаревшие проекционные изображения тогда могут быть использованы для заполнения оставшейся информации и реконструкции 3D или 4D-изображений, с текущим изображением, действующим в качестве ограничения. Реконструкция может происходить согласно множеству различных способов, как будет описано дополнительно ниже. Когда новые проекционные изображения последовательно получаются, новые текущие изображения могут быть использованы в качестве ограничений, и новые 3D-реконструкции могут быть сформированы в реальном времени. Соответственно, аспекты изобретения могут предоставлять возможность для формирования 3D-изображений, которые эволюционируют в реальном времени, чтобы изображать истинное, текущее местоположение и/или ориентацию целевой области. Наличие возможности формировать изображения в реальном времени может, таким образом, предоставлять возможность лечащим врачам отслеживать движение целевой области перед, во время или после лечения и может предоставлять возможность врачам модифицировать и/или останавливать лечение в ответ на перемещение целевой области, при необходимости.
[051] Фиг. 1A изображает примерную систему 102 лучевой терапии в форме линейного ускорителя. Система 102 лучевой терапии может быть частью более крупной системы 100 формирования изображения и радиотерапии, показанной на фиг. 1C. Система 102 лучевой терапии и/или система 100 формирования изображения и радиотерапии (показанная на фиг. 1C) могут быть использованы для предоставления визуального контроля в реальном времени в соответствии с различными аспектами изобретения. Системы могут использовать изображения, полученные в реальном времени, чтобы отслеживать перемещение целевой области и/или управлять или приспосабливать план лечения лучевой терапией в реальном времени, как описано дополнительно ниже.
[052] Система 102 может включать в себя выходное устройство 104 лучевой терапии, выполненное с возможностью предоставлять пучок излучения 108 части пациента, находящегося в области 112. Выходное устройство 104 лучевой терапии может включать в себя один или более аттенюаторов или коллиматоров, таких как многолепестковый коллиматор (MLC). Аттенюаторы и/или коллиматоры могут быть использованы, чтобы придавать форму пучку излучения 108, например, на основе размера и/или формы целевой области.
[053] Система 102 может также включать в себя поверхность 116, например, стол, кровать или кушетку, и пациент или часть пациента может быть позиционирована в области 112 поверхности 116, чтобы получать предписанную дозу лучевой терапии согласно плану лечения лучевой терапией. В некоторых вариантах осуществления поверхность 116 может перемещаться относительно системы 102. Например, поверхность 116 может перемещаться в вертикальном (T) направлении, поперечном направлении (L), осевом направлении (A) и/или может вращаться вокруг вертикальной оси (R), например, чтобы помогать с перемещением пациента в и из системы 102, позиционированием пациента в системе 102, настройкой системы 102 и/или чисткой или ремонтом системы 102.
[054] Выходное устройство 104 лучевой терапии может быть соединено с гентри 106 или другой механической опорой и может быть выполнено с возможностью перемещаться относительно пациента, относительно системы 102 и/или относительно гентри 106. Например, выходное устройство 104 лучевой терапии может вращаться на гентри 106 вокруг оси (A), протягивающейся через центральную область гентри 106. Выходное устройство 104 лучевой терапии может дополнительно или альтернативно быть подвижным в вертикальном направлении или поперечном направлении. Это может, например, предоставлять возможность позиционирования выходного устройства 104 лучевой терапии относительно пациента.
[055] Система координат (включающая в себя оси A, T и L), показанные на фиг. 1A, может иметь начало отсчета, расположенное в изоцентре 110. Изоцентр 110 может быть определен как местоположение, где пучок 108 лучевой терапии пересекает начало отсчета координатной оси, чтобы предоставлять предписанную дозу облучения местоположению на или внутри пациента. Например, изоцентр 110 может быть определен как местоположение, где пучок 108 лучевой терапии пересекает пациента, когда излучается из различных угловых положений, когда выходное устройство 104 лучевой терапии вращается вокруг оси A вдоль гентри 106.
[056] В примерном варианте осуществления детектор 114 может быть расположен в поле пучка 108 лучевой терапии. Детектор 114 может включать в себя плоскопанельный детектор, например, прямой детектор или сцинциляционный детектор. Детектор 114 может быть установлен на гентри 106, как правило, напротив выходного устройства 104 лучевой терапии и может вращаться с выходным устройством 104 лучевой терапии, чтобы поддерживать выравнивание с терапевтическим пучком 108, когда гентри 106 вращается. Таким образом, детектор 114 может быть использован для наблюдения за пучком 108 лучевой терапии, и/или детектор 114 может быть использован для формирования изображения, такого как, например, портальное формирование изображения проекции пучка 108 лучевой терапии сквозь область 112. Область 112 может определять плоскость, и проекция пучка 108 лучевой терапии в области 112 может называться "точкой зрения пучка" для области 112.
[057] Одно или более из поверхности 116, выходного устройства 104 лучевой терапии и/или гентри 106 может быть вручную или автоматически позиционировано относительно друг друга в системе 102, и характеристики пучка 108 лучевой терапии, выводимого посредством выходного устройства 104 лучевой терапии, могут быть определены согласно указанной дозе облучения, предназначенной для пациента, для конкретного примера получения радиотерапии во время лечения. Последовательность применений лучевой терапии может быть указана согласно плану лечения лучевой терапией, например, одна или более различных ориентаций или местоположений гентри 106, поверхности 116 и/или выходного устройства 104 лучевой терапии могут регулироваться на основе последовательности. Например, выходное устройство 104 лучевой терапии может перемещаться вдоль гентри 106 вокруг оси A и может выводить пучок 108 лучевой терапии во множестве различных мест. Таким образом, проекция излучения из выходного устройства 104 лучевой терапии может быть направлена на целевую область со множества различных направлений. В некоторых вариантах осуществления применения лучевой терапии с различных углов могут происходить последовательно, но каждое может пересекаться в изоцентре 110. Таким образом, предписанная совокупная доза лучевой терапии, может, тем самым, быть предоставлена целевой области в пациенте. Во время применения подвергание воздействию и повреждение структур, окружающих целевую область, может быть уменьшено или устранено с помощью точного применения облучения.
[058] Система 102 лучевой терапии может работать независимо или может работать совместно с системой получения формируемого изображения, например, системой MR-формирования изображения, рентгеновского формирования изображения, CT-формирования изображения, CBCT-формирования изображения или любой другой подходящей системой получения формируемого изображения. Формирование изображения посредством одного или более компонентов системы формирования изображения может получать изображения перед, во время и/или после лечения радиотерапией.
[059] Фиг. 1B изображает другой пример системы 102 лучевой терапии, которая может быть использована отдельно или может быть частью более крупной системы 100 формирования изображения и радиотерапии, аналогичной системе, показанной на фиг. 1C. Система 102 лучевой терапии на фиг. 1B может работать способом, аналогичным системе 102 лучевой терапии на фиг. 1A. Например, система на фиг. 1B может включать в себя поверхность 116 для позиционирования пациента, также как и гентри 106, выходное устройство 104 лучевой терапии и детектор 114, выполненный с возможностью вращения вокруг пациента.
[060] В дополнение к компонентам на фиг. 1A, однако, система 102 лучевой терапии на фиг. 1B включает в себя интегрированный киловольтный (кВ) источник 119 и соответствующий детектор 114', прикрепленный к гентри 106. Система 102 лучевой терапии на фиг. 1B может называться линейным ускорителем с бортовым формированием изображения. кВ-источник 119 и детектор 114' могут быть сдвинуты на 90 градусов относительно выходного устройства 104 лучевой терапии и его соответствующего детектора 114, обсужденных выше. Эта компоновка предоставляет возможность формирования изображения перпендикулярно пучку облучения 108, выводимого выходным устройством 104 лучевой терапии, который, в некоторых вариантах осуществления, может быть мегавольтным (МВ) пучком лечения. кВ-источник 119 может быть использован для получения 2D-рентгеновских проекций, когда кВ-источник 119 перемещается вокруг пациента вдоль гентри 106.
[061] кВ-источник 119 может включать в себя рентгеновскую трубку и может быть выполнен с возможностью подавать пучок рентгеновского излучения к целевой области в пациенте. После прохождения сквозь пациента пучок рентгеновского излучения может затем попадать на соответствующий детектор 114'. Детектор 114' может включать в себя плоскопанельный детектор, например, непосредственный детектор или сцинциляционный детектор. Детектор 114' может быть установлен на гентри 106, как правило, напротив кВ-источника 119 и может вращаться вместе с кВ-источником 119, чтобы поддерживать выравнивание с пучком, выводимым посредством кВ-источника 119, когда гентри 106 вращается. Таким образом, детектор 114' может быть использован для формирования изображения.
[062] В работе пучок излучения, выводимый посредством кВ-источника 119, может также проходить через изоцентр 110 (описанный выше со ссылкой на фиг. 1A), когда кВ-источник 119 и соответствующий детектор 114' вращаются вдоль гентри 106. В некоторых аспектах формируемое изображение, захваченное с помощью кВ-источника 119 и детектора 114', может предоставлять лучший контраст по сравнению с формируемым изображением, предоставляемым с помощью выходного устройства 104 радиотерапии (например, МВ-формирование изображения) и детектора 114. Изображение может быть получено с помощью кВ-источника 119 и детектора 114' вместо, или в дополнение к, изображения, полученного с помощью выходного устройства 104 лучевой терапии и детектора 114. Помимо содержания бортового кВ-источника 119 и соответствующего детектора 114', система 102 лучевой терапии на фиг. 1B может работать практически аналогично системе 102 лучевой терапии на фиг. 1A.
[063] Фиг. 1C изображает примерную систему 100 формирования изображения и радиотерапии, которая может быть использована для обеспечения формирования изображения в реальном времени в соответствии с различными вариантами осуществления изобретения. Система 100 формирования изображения и радиотерапии может использовать изображения, полученные в реальном времени, для отслеживания, управления и/или адаптации плана лечения лучевой терапией во время применения радиотерапии. Система 100 формирования изображения и радиотерапии может включать в себя систему 102 радиотерапии (например, линейный ускоритель) либо на фиг. 1A, либо на фиг. 1B (совокупно называемую системой 102 радиотерапии). Система 100 формирования изображений и радиотерапии может также включать в себя систему 111 формирования изображения и управления, которая может включать в себя систему 113 формирования изображения. В некоторых вариантах осуществления система 102 радиотерапии может объединять все из требуемых систем формирования изображения (например, система 102 радиотерапии может объединять рентгеновское формирование изображения или может объединять MRI), в то время как в некоторых вариантах осуществления отдельная система 113 формирования изображения может также быть включена в систему 100 формирования изображения и радиотерапии вместо, или в дополнение, системы формирования изображения, интегрированной в линейный ускоритель. Система 113 формирования изображения может включать в себя, CТ или MRI-механизм, который может быть использован в сочетании с системой 102, чтобы обеспечивать формирование изображения перед радиотерапией (например, во время предварительного лечения или предварительного планирования), во время радиотерапии или после радиотерапии. Одна или более других систем формирования изображения могут быть дополнительно или альтернативно включены в или использованы с системой 100 или системой 113 формирования изображения, например, CT, CBCT, MRI, рентгеновская, позитронно-эмиссионная томография (PET), однофотонная эмиссионная компьютерная томография (SPECT), ультразвуковая или любая другая подходящая система формирования медицинского изображения. В некоторых вариантах осуществления все системы формирования изображения могут быть полностью интегрированы в систему 102, система 113 формирования изображения может не содержаться, и система 111 может просто быть системой управления.
[064] Система 100 формирования изображения и радиотерапии может дополнительно включать в себя контроллер 115 на связи с системой 102, как изображено посредством молнии 118 (молния 118 может представлять проводное или беспроводное соединение). Система 111 формирования изображения и управления может также включать в себя базу данных 117, например, чтобы хранить полученные изображения. Информация формирования изображения, принятая от системы 113 формирования изображения, может быть использована для управления и/или адаптации лечения пациента 123. Дополнительно или альтернативно, информация формирования изображения, принятая от системы формирования изображения, интегрированной в систему 102 радиотерапии, может быть сообщена контроллеру 115 и базе данных 117, чтобы адаптировать лечение пациента 123.
[065] Система 113 формирования изображения (или интегрированная система формирования изображения в системе 102 радиотерапии) может получать изображения пациента, расположенного в системе 102 радиотерапии. Например, во время фазы планирования лечения, работник сферы здравоохранения, например, лечащий врач, сиделка, дозиметрист или технический специалист, может использовать систему 100 для получения 3D-данных изображения планирования перед лечением пациента, например, через систему 113 формирования изображения или интегрированную систему формирования изображения в системе 102 радиотерапии. 3D-данные изображения планирования могут быть использованы для определения точного местоположения целевой области пациента, например, опухоли. В некоторых вариантах осуществления это изображение планирования может быть принято в базе данных 117 и/или схеме 124 памяти. В качестве другого примера, непосредственно перед лечением, например, через несколько часов, дней или недель после того, как 3D-изображение планирования было получено, работник сферы здравоохранения может использовать систему 100 или систему 102, чтобы получать новое 3D-изображение, которое может быть использовано во время применения радиотерапии. В вариантах осуществления настоящего изобретения система 113 формирования изображения или интегрированная система формирования изображения в системе 102 радиотерапии может получать множество изображений, по меньшей мере, части целевой области во время сеанса лечения.
[066] Контроллер 115 может управлять одним или более аспектами системы 100. Например, контроллер 115 может управлять частями системы 102 радиотерапии. Контроллер 115 может управлять позицией пациента (например, управляя перемещением поверхности 116), может управлять дозой облучения, испускаемой из выходного устройства 104 лучевой терапии, может управлять или адаптировать форму или размер апертуры пучка (например, чтобы отслеживать целевую область) и/или может управлять перемещением и/или позиционированием выходного устройства 104 лучевой терапии относительно пациента 123 (например, управляя вращением вокруг гентри 106). В некоторых вариантах осуществления общий контроллер 115 может управлять и системой 102 радиотерапии, и системой 113 формирования изображения. В некоторых вариантах осуществления могут быть отдельные контроллеры для системы 113 формирования изображения и системы 102 радиотерапии, хотя отдельные контроллеры могут связываться друг с другом.
[067] Система 100 может включать в себя систему 120 адаптации лечения (TAS) на связи с системой 111 формирования изображения и управления, как представлено молнией 122 (которая может быть проводным или беспроводным соединением). TAS 120 может принимать ранее полученное изображение, например, из CT, CBCT или MRI-сканированного изображения, которое соответствует изображению, полученному посредством системы 113 формирования изображения и/или системы 102 радиотерапии. TAS 120 может включать в себя схему 122 ввода/вывода для приема и передачи данных, схему 124 памяти для буферизации и/или хранения данных и схему 126 процессора. Схема 124 памяти, которая может быть любым подходящим образом организованным устройством хранения данных, может принимать данные изображения от системы 111 формирования изображения и управления. Схема 124 памяти может принимать данные изображения через беспроводное или проводное соединение или через традиционные порты данных и может включать в себя схемы для приема аналоговых данных изображения и схемы аналого-цифрового преобразования для оцифровки данных изображения. Схема 124 памяти может предоставлять данные изображения схеме 126 процессора, которая может реализовывать функциональность настоящего изобретения в аппаратных средствах или программном обеспечении, или сочетании обоих, на компьютере общего или специального назначения. В некоторых вариантах осуществления схема 126 процессора может быть графическим процессором (GPU).
[068] Во время работы система 102 радиотерапии может предоставлять облучение целевой области пациента. Информация формирования изображения проекции может быть получена с помощью системы формирования изображения, объединенной в систему 102 радиотерапии и/или систему 113 формирования изображения Собранная информация формирования изображения может быть сохранена в базе данных 117, где другая, предыдущая информация формирования изображения также может быть сохранена (например, различные типы формирования изображения (например, CT, MRI и т.д.), формирование изображения ранее при лечении, формирование изображения из предварительного планирования или предварительного лечения), и эта информация формирования изображения может быть исходной или обработанной. Информация формирования изображения может быть сообщена из системы 111 формирования изображения и управления в TAS через схему 122 ввода/вывода. Информация формирования изображения может быть сохранена в схеме 124 памяти и сообщена схеме 126 процессора. Схема 126 процессора может быть запрограммирована, чтобы выполнять множество различных процессов и может иметь программное обеспечение, загруженное в нее, чтобы выполнять различные процессы, включающие в себя процессы реконструкции изображения, описанные дополнительно в вариантах осуществления этого описания изобретения. Обработанная информация формирования изображения может быть сохранена в схеме 124 памяти и/или может быть сообщена системе 111 формирования изображения и управления.
[069] Схема 124 памяти может также хранить информацию, касающуюся плана лечения для пациента 123, и эта информация может также быть совместно использована со схемой 126 процессора. Схема 126 процессора может сравнивать обработанную информацию формирования изображения реального времени от системы 102 радиотерапии и/или системы 113 формирования изображения с предварительно определенным планом лечения для пациента, чтобы определять, соответствует ли радиотерапия, применяемая к пациенту 123, предназначенному плану лечения для этого сеанса радиотерапии. Если отклонение обнаруживается между фактическим применением радиотерапии (определенным с помощью информации формирования изображения) и планом лечения, и это отклонение выпадает за пределы допустимого порогового значения отклонения, тогда TAS 120 может сообщать об этом системе 111 формирования изображения и управления. TAS 120 может модифицировать план лечения или может останавливать лечение радиотерапией совсем, например, если отклонение находится за пороговым уровнем. Эта модификация или прекращение может быть сообщено контроллеру 115 системы 111 формирования изображения и управления, которая может управлять частью системы 102 радиотерапии. Например, контроллер 115 может изменять позицию пациента 123 через перемещение поверхности 116, может изменять пучок излучения, выводимый из выходного устройства 104 лучевой терапии, и/или может изменять местоположение выходного устройства 104 лучевой терапии через гентри 106. Таким образом, информация формирования изображения может быть обработана в реальном времени и может быть использована для управления применением радиотерапии в реальном времени.
[070] Следует отметить, что хотя отдельная система 111 формирования изображения и управления и отдельная TAS 120 изображены, системы могут быть объединены в один блок или могут быть распределены любым подходящим образом между множеством отдельных блоков. Дополнительно, один или более блоков могут быть расположены в области применения лечения или могут быть расположены удаленно от области лечения. В некоторых вариантах осуществления обработка и анализ данных могут быть объединены в систему 102 радиотерапии и могут выполняться в более крупной системе 100 формирования изображения и радиотерапии, или либо система 100, либо система 102 может быть соединена с сетью, которая соединяется с Интернетом, и компьютер, удаленный от системы 102 радиотерапии, может выполнять обработку и анализы, описанные ниже в вариантах осуществления настоящего изобретения.
[071] Как описано более подробно ниже и в соответствии с этим изобретением, TAS 120 может отслеживать местоположение и/или ориентацию целевой области в реальном времени с помощью текущей проекции формируемого изображения в качестве ограничения для создания 3D-изображений. В частности, варианты осуществления могут точно отслеживать местоположение и/или ориентацию целевой области в реальном времени с помощью CBCT-формирования изображения. CBCT-формирование изображения, d-пространство и анализ в реальном времени
[072] С CBCT-формированием изображения рентгеновский источник и детектор закрепляются напротив друг друга на вращающейся гентри. Пациент ориентируется на поверхности в системе линейного ускорителя и расходящийся конусообразный или пирамидообразный пучок ионизирующего излучения направляется от источника, через целевую область пациента, и к детектору. Когда источник и детектор вращаются вокруг пациента по дуге гентри, многочисленные последовательные проекционные изображения целевой области получаются по дуге гентри. Например, десятки проекций, сотни проекций или тысячи проекций могут быть получены, когда источник и детектор вращаются вокруг пациента вдоль гентри.
[073] Современные традиционные линейные ускорители, как правило, включают в себя кВ-устройство формирования изображения, прикрепленное к гентри, как изображено на фиг. 1B, предоставляющее возможность формирования изображения перпендикулярно МВ-пучку обработки. Геометрия кВ-формирования изображения часто называется геометрией конусообразного пучка, поскольку линии 218 луча излучения, расходящиеся из общей исходной точки 200 (например, из кВ-источника 119, или из выходного устройства 104 лучевой терапии), уходят сторону от центральной оси 210 проекции, как показано на фиг. 2. Расходящиеся лучи излучения могут попадать в плоскопанельный детектор 214, расположенный напротив исходной точки 200. Часть пациента 212, например, целевая область пациента, может быть расположен между исходной точкой 200 и детектором 214, так что линии 218 лучей попадают в пациента 212 в целевой области.
[074] кВ-устройство формирования изображения может получать 2D-рентгеновские проекции последовательно в различные моменты времени, но невозможно получать законченный набор информации, необходимый для полной реконструкции 3D-изображения, с помощью единственной проекции. С помощью различных степеней аппроксимации, однако, полные 3D-изображения могут быть реконструированы из множества CBCT-проекций. Еще, как обсуждалось выше, способы, разработанные до этого момента, полагались на аппроксимации в реконструкции, которые привносят погрешности в результирующие изображения, делая трудным точное отслеживание местоположения и/или ориентации целевой области в реальном времени. Дополнительно, объем данных, которые должны быть обработаны во время таких вычислений, замедлял такие вычисления и делал их бесполезными для использования в прикладных задачах в реальном времени. В результате, вследствие геометрии CBCT-проекций и вследствие того, что множество CBCT-проекций с различных углов являются необходимыми для реконструкции 3D-изображения целевой области, локализация целевой области в реальном времени признана труднодостижимой. В то время как CBCT-формирование изображения может работать хорошо клинически для формирования изображения множества анатомий, анатомии, более подверженные влиянию перемещения, могут подвергаться пагубному влиянию искажений, размытости и неточностей местоположения.
x
y
z
[075] Чтобы уменьшать вычислительную сложность, реконструкция изображения может быть выполнена в k-пространстве вместо пространственной области. K-пространство является 3D-пространством, определенным пространственными частотами в каждом декартовом направлении, k, k и k. Изображение может быть представлено в k-пространстве, например, посредством вычисления 3D-преобразования Фурье. Это преобразование сжимает данные изображения, упрощая проведение математических процессов. После преобразования в k-пространство изображение может быть реконструировано в k-пространстве. Затем, реконструированное изображение k-пространства может быть преобразовано обратно в 3D-изображение в пространственной области посредством выполнения обратного преобразования Фурье для реконструированного изображения k-пространства. Таким образом, вычисления могут быть выполнены со сжатыми данными в k-пространстве вместо более крупных объемов несжатых данных в пространственной области.
[076] Идея k-пространства часто обсуждается с точки зрения CT-реконструкции с геометрией параллельного пучка лучей. Реконструкция в k-пространстве полагается на использование теоремы проекции-среза, которая констатирует, что преобразование Фурье проекции в физическом пространстве является таким же, что и линия в k-пространстве. Обращаясь к фиг. 3A and 3B, если берется проекция под углом , которая измеряет  (фиг. 3A), то берется преобразование Фурье, чтобы получать  (FIG. 3B), последнее непосредственно предоставляет точки вдоль радиальной линии в k-пространстве под углом . Посредством получения множества проекций под различными углами , точки вдоль множества различных радиальных линий в k-пространстве могут быть известными, и k-пространство может быть заполнено, как показано на фиг. 3C, чтобы создавать изображение в k-пространстве . Преобразование Фурье для изображения k-пространства может затем быть вычислено, чтобы предоставлять изображение в пространственной области, I(r).
[077] В то время как реконструкция Фурье для CT с параллельным пучком лучей является хорошо известной идеей, она не используется широко на практике, поскольку точки в k-пространстве не падают на декартову сетку. В результате, требуется интерполяция, которая может вызывать искажения в результирующем изображении. Недавняя работа в области неравномерного быстрого преобразования Фурье (NUFFT) сделала реконструкцию Фурье более практичной, но теорема проекции-среза все еще работает только математически для параллельных лучей, и, таким образом, она не была применена к CBCT, которая использует расходящиеся лучи. Таким образом, непосредственное распространение реконструкции Фурье на CBCT-геометрию является невозможным. Соответственно, работа с CBCT-проекциями до настоящего времени фокусировалась на манипулировании и реконструкции CBCT-проекций в пространственной области, которая была признана сложной и слишком тяжеловесной для наблюдения за движением в реальном времени.
[078] В вариантах осуществления изобретения была развита новая идея, которая уходит от опоры на 2D-проекцию, состоящую из множества линий лучей в качестве фундаментального строительного блока для реконструкции изображения, и вместо этого рассматривает проекцию как 1D-проекцию вдоль единственной линии луча. Варианты осуществления изобретения реконструируют 3D-изображения, включающие в себя CBCT-проекционные изображения, в непространственной области. Например, линия L луча на фиг. 4 начинается в исходной точке 300, проходит сквозь пациента 312 и попадает в детектор 314. Вектор  соединяет изоцентр 322 с ближайшей точкой на линии L луча и является перпендикулярным линии L луча. 1D-проекция по линии L луча представляется как .
[079] Возвращаясь к традиционному преобразованию Фурье с параллельными лучами, если была совокупность линий лучей в одинаковом направлении как , т.е., , как показано на фиг. 5A, где  является единичным вектором, а  является величиной, которая изменяется от  до , тогда будет функция . Получение преобразования Фурье будет формировать , изображенную на фиг. 5B, которая будет падать по радиальной линии в k-пространстве, указывающей в том же направлении, что и , но которая будет называться , поскольку она будет лежать в k-пространстве вместо пространственной области.
[080] Кроме того, в расходящейся геометрии CBCT-пучка лучей на фиг. 4 не было совокупности параллельных линий лучей, таким образом, преобразование Фурье не может быть выполнено, чтобы преобразовывать информацию проекции в k-пространство. Соответственно, варианты осуществления изобретения вместо этого используют вектор d на фиг. 4 в качестве уникальной метки для каждой линии проекции, чтобы преобразовывать данные изображения в непространственную область. Примерный процесс демонстрируется визуально на фиг. 6A-6C.
[081] Фиг. 6A изображает единственную проекцию с конусообразным пучком лучей, сформированную из расходящихся лучевых линий 418, начинающихся в исходной точке a 400. Расходящиеся лучевые линии 418 направляются к целевой области 420, имеющей изоцентр 422. z-, x- и y-оси имеют начальную точку, которая совпадает с изоцентром 422. Линия 412 может быть начерчена от изоцентра 422 до ближайшей точки на линии 418' луча перпендикулярно лучевой линии 418'. Соответственно, для лучевой линии 418', линия 412 действует аналогично вектору d на фиг. 4 и служит в качестве лучевой линии 418' с уникальной меткой. Вектор d может быть начерчен для каждой лучевой линии 418, протягивающейся от изоцентра 422 до ближайшей точки на каждой лучевой линии 418, перпендикулярной соответствующей лучевой линии, снабжая каждую лучевую линию уникальной меткой. Соответственно, значение дискретной точки вдоль каждой расходящейся лучевой линии 418 может быть известным. Фиг. 6B изображает вектор d, начерченный от изоцентра 422 до ближайшей точки на каждой расходящейся лучевой линии 418. Ближайшие точки к изоцентру 422 на каждой лучевой линии 418 являются совокупно обозначенными точками 430. Каждая точка 430 представляет известную точку вдоль соответствующей лучевой линии. Для легкости визуализации точки 430 на фиг. 6B показаны как плоские, хотя в реальности точки 430 будут формировать форму 3D-чаши, пересекающей расходящиеся лучевые линии 418 конусообразного пучка лучей. Таким образом, дискретные точки вдоль расходящихся лучевых линий могут быть известны и преобразованы в d-пространство, в противоположность k-пространству, в качестве нового промежуточного пространства, в котором вычисления могут быть выполнены, чтобы формировать изображения реального времени для расходящихся лучей. Как определено в данном документе, d-пространство является декартовой плоскостью с осями , показанными на фиг. 6C. Предоставленная проекция конусообразного пучка лучей с расходящимися лучевыми линиями 418 наполняет d-пространство известными точками 430, формирующими искривленную плоскость данных, похожую на чашу, как изображено посредством совокупных точек 430 на фиг. 6B и на фиг. 6C.
y
[082] Когда CBCT-устройство формирования изображений и исходная точка 400 вращаются по дуге гентри, проекции с помощью конусообразного пучка лучей могут вращаться вокруг y-оси, и при этом чаша, сформированная посредством преобразования проекций в d-пространство, может также вращаться вокруг оси d. В результате, вращение проекций вокруг y-оси может постепенно заполнять d-пространство значениями, которые попадают вдоль пути вращения сформированных чаш в d-пространстве, как показано на фиг. 7A и 7B. Фиг. 7A изображает первый набор точек в d-пространстве, заполненном посредством проекции в позиции 'A', а затем второй набор точек в d-пространстве, заполненном посредством проекции в позиции 'B'. Фиг. 7B изображает наборы точек в d-пространстве, заполненном множеством проекций от единственного, полного поворота вокруг y-оси.
y
y
y
[083] После полного поворота, d-пространство может быть заполнено за исключением 'воронкообразных' частей, центрированных вокруг оси d, где чаша не касается оси d, когда она поворачивается вокруг оси d, вследствие своей искривленной формы. Эти воронкообразные части изображены на фиг.7C. Воронкообразные области сокращаются до нуля, когда конусообразный пучок лучей становится параллельным пучком лучей.
[084] Предположим, что проекция в d-пространстве была полностью заполнена (т.е., не было отсутствующих данных в воронкообразных частях), будет возможно переходить от d-пространства к k-пространству. Это может быть осуществлено посредством интерполяции d-пространства вдоль радиальных линий, беря 1D-преобразование Фурье и вставляя результирующие значения вдоль радиальных линий в k-пространстве. Интерполяции в d-пространстве изображаются на фиг. 8A, а результирующие значения вдоль радиальной линии k показаны в k-пространстве на фиг. 8B. Повторяя этот этап, в то же время изменяя ориентацию радиальных линий, интерполированных в d-пространстве и затем используя 1D-преобразование Фурье, все k-пространство может быть преобразовано, и можно полностью заполнять k-пространство. Данные 3D-изображения могут затем быть реконструированы из k-пространства посредством вычисления 3D-обратного преобразования Фурье для данных k-пространства.
[085] Новая идея d-пространства для обработки непараллельных (например, расходящихся) лучевых линий проекции и для сжатия данных проекционного изображения упрощает манипуляцию и реконструкцию данных формирования изображения. Этот новый способ также предоставляет возможность выполнения сложных вычислений более быстро для того, чтобы реконструировать 3D-изображения из CBCT-проекций, предоставляя возможность отслеживания данных в реальном времени.
[086] Отсутствующие воронкообразные данные в d-пространстве являются проявлением "неполной" природы CBCT-реконструкции с помощью единственной дуги гентри и являются причиной того, почему алгоритмы, например, включающие в себя алгоритм Фельдкампа-Дэвиса-Кресса (FDK), требуют аппроксимаций.
[087] В практических цифровых применениях k-пространство, как правило, не оценивается до бесконечности. Скорее, частота отсечки может быть использована, чтобы ограничивать протяженность k-пространства. Стандартное правило "буравчика" должно использовать частоту отсечки, которая, по меньшей мере, равна частоте Найквиста, чтобы избегать навлечения эффекта зеркальных частот. Частота Найквиста в этом случае определяется как половина обратной величины разрешения изображения. Например, если вокселы изображения являются кубом 1 мм, то частота Найквиста равна 0,5 цикла/мм. Таким образом, радиус отсутствующих воронкообразных данных может иметь максимум при частоте Найквиста. В некоторых вариантах осуществления отсутствующие данные из части в форме воронки могут быть заполнены через прямую интерполяцию соседних точек в d-пространстве.
[088] В радиотерапевтических применениях может быть первоначальная планировка CT, которая была ранее получена на CT-сканере диагностического качества (т.е., традиционное CT-изображение, которое может не иметь проблемы неполных воронкообразных данных CBCT-изображения и, таким образом, может предоставлять полный охват k-пространства). Планировка CT может быть получена во время предварительного лечения, во время подготовки пациента или во время более ранних сеансов лечения, например. Планировка CT может быть преобразована в изображение d-пространства посредством трассировки лучей. В трассировке лучей множество проекций с помощью конусообразного пучка лучей может быть смоделировано посредством задания множества лучевых линий относительно CT-геометрии. CT-пикселы могут быть суммированы вдоль каждой лучевой линии, чтобы предоставлять значение проекции для этой лучевой линии. Эти значения могут затем быть вставлены в d-пространство с предназначенным вектором d (который является вектором, соединяющим исходную точку и ближайшую точку на соответствующей лучевой линии).
[089] Точки на преобразованной в d-пространство планировке CT, которые попадают в отсутствующая воронкообразная часть проекций с помощью конусообразного пучка лучей d-пространства, могут затем быть выражены как функция других точек в d-пространстве. Отсутствующие точки CBCT-данных в воронкообразной части могут затем быть заполнены с помощью определенного соотношения планировки CT. В то время как существует множество различных способов, в которых воронкообразные данные могут быть заполнены, планировка CT, после преобразования в d-пространство, может быть использована для "обучения" тому, как отсутствующая воронкообразная часть должна быть подогнан в CBCT-данные в d-пространстве. Например, одно или более из алгебраического соотношения, анализа главных компонентов, алгоритмов машинного обучения и т.д. может быть использовано для заполнения отсутствующих воронкообразных данных.
y
y
[090] Когда выбираются радиальные линии в d-пространстве, многие из радиальных линий не пересекаются с отсутствующими воронкообразными данными, например, линии L3 и L4 на фиг. 9A. Данные по линиям L3 и L4 могут быть преобразованы непосредственно из d-пространства в k-пространство через 1D-преобразование Фурье. Другие линии могут пересекаться с отсутствующей воронкообразной областью, например, линии L1 и L2 (в точках P1 и P2, соответственно). Линии L1 и L2 могут вносить частичные данные, вплоть до точки, в которой они пересекаются с воронкообразной частью. Это может быть эквивалентно наличию ограниченного поля обзора для линий L1 и L2, которое в области Фурье может приводить в результате к уменьшенному интервалу дискретизации. Излагая математически, если длина данных по линии от исходной точки до точки, в которой линия пересекает воронкообразную область, равна L, тогда интервал дискретизации для данных Фурье в k-пространстве вдоль соответствующей радиальной линии в k-пространстве (например, L1 или L2, которые пересекают воронкообразную область) будет 1/L. Как показано на фиг. 9B, интервал дискретизации вдоль радиальных линий увеличивается, когда радиальные линии приближаются к оси k. На самой оси интервал дискретизации приближается к бесконечности, приводя в результате к отсутствию данных вдоль оси k.
[091] Соответственно, k-пространство может быть заполнено даже при наличии отсутствующих данных в d-пространстве. В некоторых вариантах осуществления интерполяция может затем быть выполнена непосредственно в k-пространстве вместо d-пространства. В некоторых вариантах осуществления планировка CT может быть сначала преобразована в k-пространство, чтобы помогать с интерполяцией CBCT-данных в k-пространстве, аналогично вышеприведенному описанию интерполяции в d-пространстве. В некоторых вариантах осуществления данные k-пространства могут не быть интерполированы, но NUFFT-алгоритм может быть использован, чтобы непосредственно вычислять обратное 3D-преобразование Фурье по неравномерно распределенным точкам k-пространства в пространственную область, чтобы реконструировать 3D-изображение.
[092] В некоторых вариантах осуществления интерполяция в d-пространстве, чтобы выполнять повторную выборку данных вдоль равномерных линий перед вычислением 1D-преобразований Фурье, может вызывать искажения. В таких вариантах осуществления может быть использован NUFFT-алгоритм, или данные из изображения планировки CT могут быть использованы для "обучения" тому, как интерполировать данные проекции способом, аналогичным описанному выше.
[093] Обычный специалист в области техники поймет, что существует множество альтернативных способов наполнения отсутствующих воронкообразных данных, либо в d-пространстве, либо в k-пространстве, каждый из которых охватывается рамками этой заявки.
Реконструкция изображения
[094] В примерных вариантах осуществления настоящего изобретения анализ в реальном времени текущего CBCT-изображения может быть выполнен в d-пространстве для того, чтобы обрабатывать существование непараллельных лучей. Как обсуждалось выше, CBCT-проекции могут сначала быть преобразованы в d-пространство, множество 'чаш' преобразованных проекций могут быть объединены, и отсутствующие воронкообразные данные могут быть заполнены с помощью различных способов. Кроме того, когда проекции вращаются вокруг y-оси, и новые данные d-пространства наполняются с помощью каждой последующей чаши, только текущая проекция (она же текущая чаша) является точной в том смысле, что она представляет истинное, текущее местоположение целевой области. Варианты осуществления настоящего изобретения также рассматривают способы реконструкции 3D-изображений в реальном времени, которые устраняют проблему устаревших данных.
[095] Хотя d-пространство может быть заполнено посредством вращения последовательно полученных проекций вокруг оси, например, y-оси, как описано со ссылкой на фиг. 7B, только одна из множества проекций изображает текущее, 'истинное' местоположение точек в целевой области. Причина состоит в том, что все другие проекции, изображенные перед текущей проекцией, были получены в предшествующие моменты времени, и устаревшие проекции могут больше не изображать текущее местоположение и/или ориентацию целевой области. Изображение планировки CT, упомянутое выше, будет также считаться устаревшей проекцией. Предшествующие, устаревшие проекции могли быть получены в более ранние моменты во время радиотерапевтического лечения. Тогда возникает вопрос, как объединить устаревшие и текущую проекции, чтобы формировать точное 3D-изображение в реальном времени.
[096] Варианты осуществления настоящего изобретения реконструируют CBCT-изображение с помощью единственной, текущей проекции в качестве "ограничения" и используют другие, устаревшие проекции для заполнения недостающей информации, т.е., чтобы формировать кинематографические CBCT-изображения в реальном времени во время радиотерапевтических лечений. Например, текущая проекция может быть использована в качестве ограничения (например, взвешена как 100%, чтобы представлять известные, истинные значения), к которому устаревшие изображения могут подгоняться. Сформированное 3D-изображение должно 'согласовываться' с текущей проекцией. В некоторых вариантах осуществления, 'согласующийся' может означать, что если отдельный луч отслеживается через 3D-изображение для вычисления искусственной проекции (иногда называемой цифровым образом реконструированной радиограммой, или DRR), точное воспроизведение измеренной проекции будет получено. В других вариантах осуществления 'согласующийся' может включать в себя корректировки, чтобы компенсировать физическое явление, такое как рассеяние или увеличение жесткости пучка лучей, или может означать, что DRR и измеренные проекции являются эквивалентными в пределах порогового значения, или в некоторой другой мере сходства.
[097] Реконструкция устаревших и текущей проекций d-пространства может происходить либо в d-пространстве, в k-пространстве, либо в сочетании d-пространства и k-пространства, в зависимости от используемого способа. В вариантах осуществления изобретения текущая проекция используется в качестве ограничения, и ограничение может быть наложено на фактические точки в d-пространстве или k-пространстве. Это отличается от других способов, которые были ранее разработаны, которые вместо этого полагаются на ограничения на проекции в пространственной области, которые трудно накладывать без помощи итеративных принципов реконструкции и которые являются интенсивными в вычислительном плане, делая их невыполнимыми для прикладных задач в реальном времени.
[098] Заполнение d-пространства (или k-пространства, в зависимости от того, реконструкция какого пространства выполняется) может происходить множеством различных способов. В одном варианте осуществления фаза может быть использована для реконструкции 3D-изображения. Это может называться 4D CBCT (3D+фаза). Это может быть особенно полезным, когда регулярные, ритмичные и/или циклические движения отслеживаются, например, движение целевой области под воздействием дыхания или сердцебиения. Наиболее уместные устаревшие проекции могут быть выбраны посредством выбора проекций, которые были получены в тот же самый момент в цикле. Например, фаза дыхания может быть назначена каждой устаревшей проекции, и только проекции, которые имеют аналогичную фазу, что и текущая проекция, могут быть использованы для заполнения недостающей информации из текущей проекции. Предположим, что позиция целевой области между проекционными изображениями от того же самого момента в фазе будет более схожа друг с другом по сравнению с позицией целевой области в проекционных изображениях из различных моментов в фазе.
[099] Может быть множество различных способов, чтобы назначать фазу каждой проекции. Например, центральное значение k-пространства каждого проекционного изображения может быть использовано в качестве заменителя для фазы. Проекции с одинаковыми или похожими центральными значениями могут считаться полученными в одной и той же фазе, и поскольку фаза может влиять на перемещение целевой области, может быть предположено, что местоположение и/или фаза целевой области в проекции из аналогичной фазы будет аналогичной. В результате, предположением является то, что устаревшие проекции, совместно использующие общее центральное значение k-пространства с текущей проекцией, могут иметь наиболее уместную информацию о местоположении целевой области для реконструкции текущего проекционного изображения.
[0100] В некоторых вариантах осуществления подмножество устаревших проекций может быть использовано для первой реконструкции отсортированного по фазе 4D-изображения, с помощью традиционных способов томографической реконструкции, или с помощью некоторых способов реконструкции, раскрытых в данном документе. Каждый 3D-контейнер из набора 4D-данных может затем быть преобразован в k-пространство, чтобы формировать эталонный обучающий набор 4D k-пространства. Соотношение может затем быть определено между каждой 2D-плоскостью k-пространства в 4D-обучающем наборе k-пространства и соответствующим 3D-изображением k-пространства в 4D-обучающем наборе k-пространства. После того как такое соотношение найдено, каждый раз существует новая "текущая" плоскость k-пространства, которая получается, определенное соотношение может быть использовано для нахождения приблизительного 3D-изображения k-пространства из текущей плоскости k-пространства. Для того, чтобы уменьшать размерность, анализ главных компонентов (PCA) или анализ независимых компонентов (ICA) может быть использован по 2D- и 3D-данным k-пространства.
[0101] Другие примерные способы и методы для объединения текущей плоскости с устаревшими плоскостями в k-пространстве, чтобы заполнять отсутствующие данные могут включать в себя использование байесовых методов фильтрации и анализа, например, фильтров Калмана или фильтров тонкой очистки. В некоторых вариантах осуществления методы восприятия сжатости, разреженности, машинного обучения, глубокого обучения и/или анализ главных компонентов (PCA) могут быть использованы, например.
[0102] Чтобы дополнительно рассмотреть эту идею, можно помочь начать с гипотетической ситуации, в которой мы можем предположить наличие параллельных линий. Проекция предоставляет 2D-плоскость в d-пространстве, и выполнение 2D-преобразования Фурье может преобразовывать эти данные непосредственно в 2D-плоскость в k-пространстве. Значения вдоль этой плоскости в k-пространстве будут текущими и могут действовать в качестве ограничения для полных 3D-данных k-пространства. Остаток данных k-пространства будет затем необходимо оценить с помощью предыдущих, устаревших проекций, которые будут также представлены как плоскости в k-пространстве. Эти устаревшие проекции могут быть объединены с текущей проекцией множеством различных способов. Например, каждая плоскость может совместно использовать общее значение пересечения, центр k-пространства, который может колебаться на всем протяжении данной фазы, например, с дыханием. Такие плоскости k-пространства с ближайшими совпадающими значениями пересечения могут быть выбраны и использованы, чтобы конструировать остальную часть k-пространства. Обратное 3D-преобразование Фурье может затем быть выполнено, чтобы формировать 3D-изображение, которое соответствует текущему изображению, согласующемуся с текущей проекцией.
[0103] На практике, однако, линии не являются параллельными, и математика параллельного пучка лучей рушится. Вместо проекций, формирующих плоскость в d-пространстве, каждая проекция конусообразного пучка лучей формирует искривленную плоскость ('чашу') из данных, как ранее обсуждалось со ссылкой на фиг. 6B. Эти данные могут быть непосредственно преобразованы в данные k-пространства посредством преобразования Фурье, поскольку чаша данных пересекается только с радиальными линиями в пространстве Фурье в единственной точке. Чаша, таким образом, предоставляет единственный компонент Фурье вдоль пересекающихся радиальных линий. Расстояние, в d-пространстве, между перпендикулярной плоскостью и чашей может увеличиваться с расстоянием от начальной точки и выражается уравнением: s=√(R^2+d^2 )-R.
[0104] Для радиотерапевтических применений изображения обычно уменьшаются к изоцентру (точке вращения гентри), который типично находится в диапазоне приблизительно от 80 см до 120 см, например, 100 см. При 10 см это приводит в результате к расстоянию 0,5 мм между плоскостью и чашей; при 20 см от центральной оси, которая для многих применений может считаться максимальным расстоянием на краю детектора, расстояние увеличивается до 2 мм. В радиотерапии чаши находятся очень близко к плоскостям для хорошей аппроксимации с искажением второго порядка от чистой плоскости. Фиг. 10A и 10B показывают это соотношение.
[0105] В некоторых вариантах осуществления чаши могут быть аппроксимированы, чтобы быть плоскостями, и искажения второго порядка могут быть проигнорированы. Такие варианты осуществления могут все еще давать хорошие результаты для типичных геометрий в радиотерапии. Данные в пространственной области могут быть непосредственно преобразованы в плоскость данных в k-пространстве как в случае для геометрии параллельного пучка лучей, описанной выше.
[0106] В других вариантах осуществления данные d-пространства из искривленной поверхности 'чаши' могут быть экстраполированы в соответствующую чистую плоскость. Это может быть осуществлено в некоторых случаях с помощью более ранних, устаревших данных проекции в d-пространстве, чтобы выполнять экстраполяцию. В других вариантах осуществления это может быть достигнуто с помощью планировки CT, преобразованной в d-пространство, чтобы помогать 'узнать', как данные искажаются из чаш в плоскости. После того как данные были экстраполированы в плоскость в d-пространстве, 2D-преобразование Фурье может быть использовано для преобразования данных из d-пространства в k-пространство.
[0107] В еще одних вариантах осуществления полное 3D-изображение может сначала быть оценено в d-пространстве вместо k-пространства. Значения вдоль текущей чаши в d-пространстве являются текущими данными и могут быть использованы в качестве ограничения. Проблемой тогда становится то, как заполнять остаток d-пространства (вместо k-пространства). Ранее полученные чаши, которые теперь являются устаревшими, могут быть объединены аналогичным образом, как описано выше со ссылкой на оценку данных в k-пространстве. Изображение заполненного d-пространства может затем быть преобразовано в k-пространство, и обратное 3D-преобразование Фурье может приводить в результате к 3D-изображению, которое соответствует текущему изображению, согласующемуся с текущей проекцией.
[0108] Другие способы, обычно включенные в CBCT-реконструкцию, могут также быть объединены в раскрытые варианты осуществления, например, геометрические корректировки, чтобы учитывать перекос гентри, увеличение жесткости пучка лучей, и поправки на рассеяние могут также быть применены к вариантам осуществления настоящего изобретения.
Примерный вариант осуществления, предполагающий параллельные линии
[0109] В некоторых вариантах осуществления, однако, можно предположить, что лучи CBCT фактически являются параллельными вместо расходящихся. Например, если облучается меньшая мишень, то небольшая доля лучевых линий, попадающих в мишень, может быть почти параллельными друг другу. Например, возвращаясь к фиг. 6A, небольшая мишень, расположенная только в части конусообразного пучка 418 расходящихся лучей, может поражаться только подмножеством расходящихся лучей. Меньшее подмножество лучей, попадающих в мишень, могут быть почти параллельными друг другу, даже если находятся по ширине всего конусообразного пучка, лучи являются расходящимися. Посредством выборки только меньшей части конусообразного пучка лучей можно предполагать существование параллельных линий. Например, мишень может быть расположена только в части всего изображения, например, в центральной области конусообразного пучка лучей или на крае конусообразного пучка лучей. Вместо реконструкции изображения с помощью лучей из полного конусообразного пучка лучей, только меньшая часть изображения может быть реконструирована с помощью только лучей, которые попадают в мишень, или попадают в меньшую область вокруг мишени. Это может быть полезным, например, для изучения конкретной мишени в более крупной целевой области. В то время как многие варианты осуществления, описанные в данном документе, реконструируют текущее проекционное изображение на основе проекции с помощью полного конусообразного пучка лучей и, таким образом, должны иметь дело с расходящимися лучами в d-пространстве, в этом варианте осуществления фокусировка на формировании более узкого изображения с помощью только части конусообразного пучка лучей может предоставлять возможность предполагать параллельные линии, поскольку подмножество лучей, попадающих в эту меньшую часть, могут быть относительно параллельными друг с другом. Это может также быть полезным, если мишень перемещается в небольшой области, или если главный фокус находится на перемещении мишени вместо фактического изображения мишени.
[0110] Поскольку подмножество лучей могут быть почти параллельными друг другу, может быть использована аппроксимация параллельного пучка лучей, и небольшое изображение может быть сформировано вокруг мишени. Поскольку наличие параллельных линий предполагается в этом варианте осуществления, может не быть необходимым преобразовывать CBCT-проекцию в d-пространство. Вместо этого, проекция может быть преобразована непосредственно в k-пространство, как описано выше со ссылкой на фиг. 3A и 3B. Варианты осуществления, которые не предполагают параллельные линии, а вместо этого работают с расходящимися линиями, должны сначала преобразовывать текущее проекционное изображение в d-пространство, чтобы выполнять оценку в реальном времени текущего изображения, и затем могут либо оставаться в d-пространстве, либо могут быть преобразованы в k-пространство, чтобы заполнять недостающую информацию с помощью устаревших проекционных изображений, в то время как текущее изображение используется в качестве ограничения. Напротив, варианты осуществления, которые вместо этого предполагают наличие параллельных линий, не нуждаются в преобразовании в d-пространство и могут взамен быть преобразованы из пространственной области непосредственно в k-пространство, и наблюдение в реальном времени может быть выполнено в k-пространстве. Вычисление эволюционирующего 3D-изображения может происходить в k-пространстве, и 3D-изображение может непрерывно преобразовываться в пространственную область. "Непрерывное", когда используется в данном документе, включает в себя преобразование, которое постоянно действует и включает в себя преобразование, которое постоянно действует, но происходит в расположенные с интервалом моменты времени. Например, в некоторых вариантах осуществления, преобразование 3D-изображения из k-пространства в пространственную область может не быть задержано до тех пор, пока все 3D-изображение не будет реконструировано, а вместо этого может происходить, когда 3D-изображение эволюционирует. Непрерывное преобразование 3D-изображения может предоставлять возможность постоянной локализации целевой области для того, чтобы компенсировать перемещение мишени во время радиотерапии.
Примерный вариант осуществления, использующий MRI-линейный ускоритель
[0111] В некоторых вариантах осуществления настоящего изобретения MRI-линейный ускоритель может быть использован вместо традиционного линейного ускорителя с CBCT-формированием изображения. Фиг. 11 изображает вид в частичном разрезе объединенной системы 602 лучевой терапии и системы 630 формирования изображения с помощью ядерного магнитного резонанса (MR). MR-система 630 формирования изображения может определять туннель, протягивающийся вдоль оси (A), а система 602 лучевой терапии может включать в себя выходное устройство 604 лучевой терапии, выполненное с возможностью направлять пучок 608 лучевой терапии на изоцентр 610 в туннеле. Выходное устройство 604 лучевой терапии может включать в себя коллиматор 624, который может управлять и/или формировать пучок 608 лучевой терапии, чтобы направлять пучок 608 на целевую область в пациенте. Пациент может поддерживаться поверхностью, например, платформой, позиционируемой вдоль одного или более из осевого направления (A), бокового направления (L) или вертикального направления (T). Одна или более частей системы 602 лучевой терапии могут быть установлены на гентри 606; например, выходное устройство 604 лучевой терапии может вращаться вдоль гентри 606 вокруг оси A.
[0112] В противоположность CBCT-формированию изображения, MR-формирование изображения является уникальным в том, что оно собирает данные непосредственно в k-пространстве. Тогда как некоторые варианты осуществления изобретения, обсужденные выше, преобразуют проекционные изображения с помощью конусообразного пучка лучей в d-пространство и затем, в конечном счете, в k-пространство, MRI захватывает изображения непосредственно в k-пространство. Соответственно, в MRI-вариантах осуществления, наблюдение в реальном времени может выполняться в k-пространстве. Как описано выше со ссылкой на другие варианты осуществления, текущее изображение в k-пространстве может быть использовано в качестве ограничения, а другие, устаревшие изображения могут быть использованы для реконструкции 3D-изображения реального времени в k-пространстве, представляющего истинное, текущее местоположение целевой области. Реконструированное 3D-изображение k-пространства может затем быть преобразовано через преобразование Фурье в пространственную область и может быть использовано для наблюдения перемещения целевой области в пациенте и управления, и/или изменения применения радиотерапии в зависимости от обнаруженного перемещения.
[0113] Как описано выше, вычисление эволюционирующего 3D-изображения может происходить в k-пространстве, и 3D-изображение может непрерывно преобразовываться в пространственную область. "Непрерывное", когда используется в данном документе, означает, что в некоторых вариантах осуществления преобразование 3D-изображения из k-пространства в пространственную область может не быть задержано до тех пор, пока все 3D-изображение не будет реконструировано. Вместо этого, преобразование может происходить, когда 3D-изображение эволюционирует. Непрерывное преобразование 3D-изображения может предоставлять возможность постоянной локализации целевой области для того, чтобы компенсировать перемещение мишени во время радиотерапии.
[0114] Варианты осуществления настоящего изобретения, как описано выше, могут предоставлять возможность вычисления полного 3D-изображения мягких тканей, которое непрерывно эволюционирует в реальном времени. Движение мишени и органов риска во время облучения может, таким образом, быть обнаружено в реальном времени, предоставляя возможность синхронизации и MLC-отслеживания во время лучевой терапии. В некоторых вариантах осуществления использование меток может не требоваться. В конечном счете, векторные поля полной деформации могут быть вычислены в реальном времени, чтобы предоставлять возможность адаптивной радиотерапии реального времени. Варианты осуществления настоящего изобретения могут быть использованы вместе с любым подходящим устройством лучевой терапии, например, традиционными линейными ускорителями, MRI-линейными ускорителями, системами гамма-ножа или любыми другими подходящими системами подачи излучения.
Примерные медицинские системы для выполнения процессов изобретения
[0115] Как обсуждалось выше со ссылкой на фиг. 1A, 1B и 1C, обработка изображения, описанная в данном документе, может выполняться на любом подходящем компьютере или медицинской системе. Фиг. 12 иллюстрирует примерную радиотерапевтическую систему 700 для выполнения локализации мишени в реальном времени и отслеживания во время лечения лучевой терапией с помощью новых методов, описанных выше. Радиотерапевтическая система 700 может включать в себя устройство 710 лучевой терапии, соединенное с сетью 730, которая соединяется с Интернетом 732. Сеть 730 может соединять устройство 710 лучевой терапии с одной или более из базы данных 740, больничной базы данных 742, онкологической информационной системы (OIS) 750 (например, которая может содержать информацию о пациенте), системы планирования лечения (TPS) 760 (например, для формирования планов лечения лучевой терапией, которые должны выполняться посредством радиотерапевтического устройства 710), устройство 770 получения изображения, устройство 780 отображения и/или пользовательский интерфейс 790. Каждый из этих компонентов может быть размещен в той же области, что и радиотерапевтическое устройство 710, или может быть удаленным от радиотерапевтического устройства 710, например, соединен с радиотерапевтическим устройством 710 посредством Интернета или сетевого соединения.
[0116] Радиотерапевтическое устройство 710 может включать в себя процессор 712, запоминающее устройство 716 и интерфейс 714 связи. Запоминающее устройство 716 может хранить компьютерные исполняемые инструкции для одного или более из операционной системы 718, программного обеспечения 720 планирования лечения, программного обеспечения 724 обработки изображения, программного обеспечения 726 реконструкции изображения, модуля 728 локализации мишени и/или любые другие компьютерные исполняемые инструкции, которые должны выполняться процессором 712. Эти выполняемые инструкции могут конфигурировать процессор 712 выполнять этапы примерных вариантов осуществления, описанных выше, включающие в себя, например, преобразование CBCT-проекций в d-пространство, реконструкцию 3D или 4D CBCT или MRI-изображений в одно или более из d-пространства или k-пространства, преобразование проекционных изображений из d-пространства в k-пространство и/или преобразование проекционных изображений из k-пространства в пространственную область.

[0117] Процессор 712 может быть соединен с возможностью обмена данными с запоминающим устройством 716, и процессор 712 может быть выполнен с возможностью выполнять компьютерные исполняемые инструкции, сохраненные в нем. Например, процессор 712 может выполнять программное обеспечение 724 обработки изображения и/или программное обеспечение 726 реконструкции изображения, чтобы реализовывать функциональные возможности каждого и может объединять их с функциональными возможностями модуля 728 локализации мишени для того, чтобы определять местоположение мишени в пациенте во время применения радиотерапии. Кроме того, процессор 712 может выполнять программное обеспечение 720 планирования лечения (например, программное обеспечение Monaco, произведенное компанией Elekta), которое может взаимодействовать с программным обеспечением 724 обработки изображения, программным обеспечением 726 реконструкции изображения и/или модулем 728 локализации мишени.
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
™
[0118] Процессор 712 может быть устройством обработки, включающим в себя одно или более устройств обработки общего назначения, таких как микропроцессор, центральный процессор (CPU), графический процессор (GPU), ускоренный процессор (APU) или другое подходящее оборудование. В некоторых вариантах осуществления процессор 712 может быть микропроцессором со сложным набором команд (CISC), микропроцессором с сокращенным набором команд (RISC), микропроцессором с системой команд сверхбольшой разрядности (VLIW), процессором, реализующим другие наборы команд, или процессорами, реализующими сочетание наборов команд. Процессор 712 может также быть одним или более специализированными устройствами обработки, такими как специализированная интегральная схема (ASIC), программируемая пользователем вентильная матрица (FPGA), цифровой сигнальный процессор (DSP), система на кристалле (SoC) или т.п. Как будет понятно специалистам в области техники, в некоторых вариантах осуществления, процессор 712 может быть специализированным процессором, вместо процессора общего назначения, например, процессором, типично используемым для формирования медицинского изображения, и, следовательно, может иметь один или более графических процессоров и блоков ускоренной обработки. Процессор 712 может включать в себя одно или более известных устройств обработки, таких как микропроцессор из семейства Pentium, Core, Xeon или Itanium, производимый компанией Intel, семейства Turion, Athlon, Sempron, Opteron, FX, Phenom, производимый компанией AMD или какой-либо из различных процессоров, производимых компанией Sun Microsystems, или другие подходящие процессоры. Процессор 712 может также включать в себя графические процессоры, такие как GPU из семейства GeForce, Quadro, Tesla, производимые компанией Nvidia, семейства GMA, Iris, производимого компанией Intel, или семейства Radeon, производимого компанией AMD, или другие подходящие процессоры. Процессор 712 может в некоторых вариантах осуществления включать в себя ускоренные процессоры, такие как Desktop A-4(6, 8) Series, произведенные компанией AMD, или семейства Xeon Phi, произведенные компанией Intel. В одном варианте осуществления процессор 712 может быть выполнен с возможностью обрабатывать большие объемы данных формирования изображения и/или сигнальных данных в реальном времени, где "реальное время" означает, что входные данные обрабатываются со скоростью, которая предоставляет возможность делать вывод или обратную связь доступными во время процедуры радиотерапии. Описанные варианты осуществления не ограничиваются каким-либо типом процессора(ов), в ином случае выполненных с возможностью удовлетворять вычислительным запросам для идентификации, анализа, поддержки, формирования и/или предоставления больших объемов данных формирования изображения или манипулирования такими данными формирования изображения, чтобы локализовать и отслеживать мишень или манипулировать любым другим типом данных, согласующихся с раскрытыми вариантами осуществления. Кроме того, термин "процессор" может включать в себя более одного процессора, например, многоядерное конструктивное решение или множество процессоров, каждый из которых имеет многоядерное конструктивное решение. Процессор 712 может выполнять последовательности компьютерных программных инструкций, сохраненных в памяти 716, чтобы выполнять различные операции, процессы и способы, описанные выше.
[0119] Запоминающее устройство 716 может хранить данные 722 изображений (например, CT, CBCT, MRI и т.д.), принятые от устройства 770 получения изображения или другого подходящего устройства получения изображения. Запоминающее устройство 716 может также хранить любой другой подходящий тип данных/информации в любом формате, который может быть использован радиотерапевтическим устройством 710, чтобы выполнять операции, согласующиеся с описанными вариантами осуществления. Запоминающее устройство 716 может включать в себя постоянное запоминающее устройство (ROM), флеш-память, оперативное запоминающее устройство (RAM), динамическое оперативное запоминающее устройство (DRAM), такое как синхронное DRAM (SDRAM) или Rambus DRAM, статическую память (например, флеш-память, статическое оперативно запоминающее устройство) и т.д., на котором компьютерные исполняемые инструкции могут храниться в любом формате. В примерном варианте осуществления запоминающее устройство 716 может быть множеством запоминающих устройств. В некоторых вариантах осуществления запоминающее устройство 716 может включать в себя множество запоминающих устройств, которые удаленно располагаются, но являются доступными для процессора 712. К компьютерным программным инструкциям может быть осуществлен доступ посредством процессора 712, они считываются из ROM, или любого подходящего места запоминания и загружаются в RAM для выполнения процессором 712. Например, память 716 может хранить одно или более приложений системы программного обеспечения. Приложения системы программного обеспечения, сохраненные в памяти 716, могут включать в себя, например, операционную систему 718 для обычных компьютерных систем, также как для программно-управляемых устройств. Дополнительно, память 716 может хранить все приложение системы программного обеспечения или только часть приложения системы программного обеспечения, которая является исполняемой посредством процессора 712. Например, запоминающее устройство 716 может хранить один или более планов лечения лучевой терапией, сформированных посредством системы 760 планирования лечения, и/или может хранить программное обеспечение 720 планирования лечения.
[0120] В некоторых вариантах осуществления запоминающее устройство 716 может включать в себя машиночитаемый носитель хранения. Примерные варианты осуществления могут включать в себя единственный носитель или могут включать в себя множество носителей (например, централизованную или распределенную базу данных и/или ассоциированные кэши и серверы), которые хранят один или более наборов компьютерных исполняемых инструкций или данных. Термин "машиночитаемый носитель хранения" ссылается на любой носитель, который приспособлен для хранения или кодирования набора инструкций для выполнения посредством машины, и который инструктирует машине выполнять какую-либо одну или более методологий настоящего изобретения. Термин "машиночитаемый носитель хранения" должен соответственно быть определен как включающий в себя, но не только, твердотельные запоминающие устройства, оптические и магнитные носители или т.п. Например, память 716 может быть одним или более энергозависимыми, невременными или энергонезависимыми, материальными компьютерно-читаемыми носителями.
[0121] Радиотерапевтическое устройство 710 может связываться с сетью 730 через интерфейс 714 связи, который может быть соединен с возможностью обмена данными с процессором 712 и памятью 716. Интерфейс 714 связи может включать в себя, например, сетевой адаптер, кабельный соединитель, последовательный разъем, USB-разъем, параллельный разъем, адаптер высокоскоростной передачи данных (например, такой как волокно, USB 3.0, thunderbolt и т.п.), адаптер беспроводной сети (например, такой как WiFi-адаптер), телекоммуникационный адаптер (например, 3G, 4G/LTE и т.п.) или другие подходящие соединения. Интерфейс 714 связи может включать в себя одно или более цифровых и/или аналоговых устройств связи, которые предоставляют возможность радиотерапевтическому устройству 710 связываться с другими машинами и устройствами, такими как удаленно расположенные компоненты, через сеть 730.
[0122] Сеть 730 может предоставлять функциональность локальной вычислительной сети (LAN), беспроводной сети, облачного вычислительного окружения (например, программное обеспечение как услуга, платформа как услуга, инфраструктура как услуга и т.д.), клиент-серверной архитектуры, глобальной вычислительной сети (WAN) или т.п. Следовательно, сеть 730 может предоставлять возможность передачи данных между радиотерапевтическим устройством 710 и множеством других устройств, включающих в себя TPS 760, OIS 750 и устройство 770 получения изображения. Дополнительно, данные, сформированные посредством TPS 760, OIS 750 и устройства 770 получения изображения, могут быть сохранены в памяти 716, базе данных 740 и/или больничной базе данных 742. Данные могут быть переданы/приняты по сети 730 и через интерфейс 714 связи для того, чтобы к ним осуществлял доступ процессор 712.
Примерные способы изобретения
[0123] Фиг. 13-15 являются блок-схемами последовательности операций, изображающими примерные способы изобретения, которые могут быть выполнены посредством медицинских систем, описанных выше (например, на какой-либо из фиг. 1A, 1B, 1C и/или 12), или любой другой подходящей системы. На фиг. 13-15 этапы приема могут выполняться посредством любого подходящего компонента, например, посредством системы 111 формирования изображения и управления (включающей в себя одно или более из контролера 115 и базы данных 117), посредством TAS 120 (например, посредством одного или более из схемы 122 ввода/вывода, схемы 124 памяти и процессорной схемы 126), посредством радиотерапевтического устройства 710 (например, посредством одного или более из процессора 712, интерфейса 714 связи, памяти 716 - включающей в себя любые компоненты в памяти 716) или любого другого устройства или компонента системы, описанной в данном документе.
[0124] Фиг. 13 изображает способ 800, в котором данные CBCT-изображения принимаются (этап 802), и данные изображения затем преобразуются в d-пространство (этап 803). После преобразования данные изображения могут быть реконструированы в 3D-изображение в d-пространстве (необязательный этап 804). Необязательно, данные изображения могут быть преобразованы из d-пространства в k-пространство (этап 805) и затем реконструированы в 3D-изображение в k-пространстве (необязательный этап 806). Реконструкция 3D-изображения может происходить либо в d-пространстве, либо k-пространстве, либо и d-пространстве, и k-пространстве (например, некоторая реконструкция может происходить в каждой из непространственных областей). В конечном счете, данные изображения могут быть преобразованы из k-пространства в пространственную область.
[0125] Фиг. 14 изображает способ 900 согласно другому варианту осуществления. В способе на фиг. 14 принимается множество CBCT-проекционных изображений (этап 902). Множество CBCT-изображений включает в себя текущее изображение и множество устаревших изображений. Каждое из множества CBCT-проекционных изображений преобразуется в d-пространство (этап 903). После преобразования в d-пространство множество изображений может быть либо преобразовано в k-пространство (этап 904), либо текущее изображение может быть использовано в качестве ограничения, чтобы реконструировать 3D-изображение из множества проекционных изображений в d-пространстве (этап 905). Если этап 905 выполняется, то реконструированное изображение может быть преобразовано в k-пространство (этап 907), а затем может быть преобразовано в пространственную область (этап 909). Если этап 904 выбирается, тогда текущее изображение может быть использовано в качестве ограничения, чтобы реконструировать 3D-изображение из множества проекционных изображений в k-пространстве (этап 906), а затем реконструированное 3D-изображение может быть преобразовано в пространственную область.
[0126] Фиг. 15 изображает другой примерный способ 1000. В способе 1000 данные CBCT-изображения могут быть приняты (этап 1002), и часть данных CBCT-изображения может быть изолирована (этап 1003). Часть данных CBCT-изображения может затем быть преобразована в k-пространство (этап 1004). 3D-изображение может быть реконструировано в k-пространстве (этап 1005), и реконструированное 3D-изображение может затем быть преобразовано из k-пространства в пространственную область (этап 1006).
[0127] Множество отличительных признаков и преимуществ настоящего изобретения являются очевидными из подробной спецификации, и, таким образом, предполагается посредством прилагаемой формулы изобретения охватить все такие отличительные признаки и преимущества настоящего изобретения, которые попадают в истинный дух и рамки изобретения. Дополнительно, поскольку многочисленные модификации и разновидности легко придут на ум специалистам в области техники, нежелательно ограничивать настоящее изобретение точной конструкцией и действием, иллюстрированным и описанным, и, соответственно, можно прибегнуть ко всем подходящим модификациям и эквивалентам, попадающим в рамки настоящего изобретения.
[0128] Кроме того, специалистам в данной области техники будет очевидно, что концепция, на которой это изобретение основывается, может легко быть использована в качестве основы для проектирования других структур, способов и систем для осуществления нескольких целей настоящего изобретения. Соответственно, формула изобретения не должна рассматриваться как ограниченная предшествующим описанием.