医学图像三维可视化系统的构建
相关主题
- 1、下载文档前请自行甄别文档内容的完整性，平台不提供额外的编辑、内容补充、找答案等附加服务。
- 2、"仅部分预览"的文档,不可在线预览部分如存在完整性等问题,可反馈申请退款(可完整预览的文档不适用该条件!)。
- 3、如文档侵犯您的权益，请联系客服反馈,我们会尽快为您处理(人工客服工作时间：9:00-18:30)。
9:260(+6：Ａｃｃｏｒｄｉｎｇ ｔｏ ｔｈｅ ｒｅｑｕｉｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ＰＡＣＳ， ｔｈｅ ａｕｔｈｏｒｓ ｕｓｅｄ ｔｈｅ Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ｔｏｏｌｋｉｔ （ＶＴＫ） ｔｏ ｄｅｓｉｇｎ ａｎｄ ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｅ ａ ｔｈｒｅｅ ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ ｗｈｉｃｈ ｃａｎ ｂｅ ｕｓｅｄ ｉｎ ＰＡＣＳ． ;*8<30%2： Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ； ＰＡＣＳ； Ｐｒｏｆｉｌｅ； ＶＴＫ Ｔｈｉｓ ｓｙｓｔｅｍ ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｅｄ ｔｈｅ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｒｅｅ ａｎｄ ａｄｖａｎｃｅｄ ｔｈｅ ｉｍａｇｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｏｆ ＰＡＣＳ． ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ａｎｄ ｐｒｏｆｉｌｅ ｄｉｓｐｌａｙｉｎｇ ｆｏｒ ｍｅｄｉｃａｌ ｉｍａｇｅ，
图 ! 面绘制结果
图 " 体绘制过程
#$%"& ’()*+, -. )*/.01(
#$%"! 23( 4/-1()) -. 5-+*6( /(78(/$7%
数， 可以实现不同的重建效果。ＶＴＫ 提供三种用于射 线追踪算法的光强计算函数： 等值面探测函数、 最大 密度投影函数、合成体绘制函数，分别封装在 ＶｔｋＶｏｌｕ－ｍｅＲａｙＣａｓｔＩｓｏＦｕｎｃｔｉｏｎ、 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅＲａｙＣａｓｔＭ ＩＰＦｕｎｃｔｉｏｎ、 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅＲａｙＣａｓｔＣｏｍｐｏｓｉｔｅＦｕｎｃｔｉｏｎ 中 。 等值面探测函数重建结果类似于面绘制，较少应用。 最大密度投影函数， 简称 ＭＩＰ， 它将与最大密度相关 的数据值直接投影到对应屏幕上的每个象素中形成 最终结果。合成体绘制函数是最常用的一种方法， 在 中 通 过 分 段 函 数 将 体 数 据 值 转 换 成 颜 色 ＶＴＫ （ 、 不透明率（ ＶｔｋＣｏｌｏｒＴｒａｎｓｆｅＦｕｎｃｔｉｏｎ） ＶｔｋＰｉｅｃｅｗｉｓｅＦ－
人检查号、 检查时间等予以保留。
) "$( )
中国医学物理学杂志 第 "# 卷 第$期
"%%& 年 ’ 月
!"! 三维重建
三维图像的可视化技术分为面绘制和体绘制， 本 系统对两种技术均支持。 ２．２．１ 面绘制 面绘制是指体表面的重建， 从切片数据集提供的 三维数据中抽取出等值面， 然后再由传统的图形学 技术对物体表面进行拟合。所谓等值面， 是指在一个 网格空间中由ຫໍສະໝຸດ Baidu样值等于某一给定值的所有点组成 的集合。 方法是产生等值面的诸 ＭａｒｃｈｉｎｇＣｕｂｅｓ（ ＭＣ） 多 方 法 中 最 具 代 表 性 的 方 法 。 ＶＴＫ 的 类 ＶｔｋＭａｒｃｈｉｎｇＣｕｂｅｓ 封装了这一算法。 通过选择不同的等值面值可以重建出不同的组 织表面。在一次绘制过程中可以设置多个等值面值， 从而重建出多个不同的组织表面。将法向量计算开
图 # 体绘制结果
#$%"9 ’()*+, -. 5-+*6( /(78(/$7%
) $!# )
中国医学物理学杂志 第 $& 卷 第!期
$’’# 年 ( 月
三维体数据的任意剖面显示医学成像的许多场 合具有非常重要的意义。 对大部分现有的医学成像系 统来说，由于受到成像系统结构和其它物理限制， 直 接生成任意方向的二维图像是困难的。 在离散的三维 体数据中做任意剖面， 其基本过程如图 ４ 所示。
>?= 数据读取 目前， ＤＩＣＯＭ 已是医学图像及相关信息的 国 际 通讯标准， 作为 ＰＡＣＳ 系统的一部分， 应能支持读取 符合 ＤＩＣＯＭ３ 标准的图像。 ＶＴＫ 已推出的官方正式 发行版本 ４．２ 对读取 ＤＩＣＯＭ 图像还不支持，因此我 们首先把图像转换成类 ＶｔｋＩｉｍａｇｅＲｅａｄｅｒ 能够读取的 裸数据， 并对 ＤＩＣＯＭ 图像中的各种信息， 如姓名， 病
前 言
随着计算机硬软件技术、 多媒体技术和通信技术 的高速发展（ 如信息传输宽带网的出现） 以及医学信 息需求的不断增长， ＰＡＣＳ 所包含的内容和能力已超 过原有名词的含义， 它不仅仅是一个简单的影像图像 的归档与传输的功能， 它的意义被扩大到放射技术领 域之外的其他医学图像领域中， 它的覆盖范围不断扩 大， 功能也不断被扩展。如借助现代信息处理技术和 可视化技术， 实时有效地分析、 处理医学成像信息， 为 临床医学提供更客观、 更直观、 更丰富的诊断信息， 用 定量数据补充定性的不足， 有效地提高医学影像诊断 的精确度和工作效率。 本文针对 ＰＡＣＳ 系统对医学图 像处理功能的需要， 设计和实现了一个医学图像三维 重建与可视化系统。
利用可视化工具包 %&’ ， 设计和实现了一个能应用于 !"#$ 的三维可视化系统。该系统 摘要：针对当前 !"#$ 的需要， 实现了医学图像的三维可视化与剖面显示功能， 丰富了 !"#$ 的图像处理功能。 关键词：可视化； !"#$ ；剖面； %&’ 中图分类号： ()*+ 文献标识码： " 文章编号： *,,-./,/0 （ /,,1 ） ,2.,/22.,)
ｕｎｃｔｉｏｎ） 等 光 学 属 性 ， 最 后 将 这 些 属 性 （ 合成到屏幕上的象素中形成三 ＶｔｋｔＶｏｌｕｍｅＰｒｏｐｅｒｔｙ）
维图像。通过调整颜色和不透明率的分段函数， 可得 到不同的重建结果。 若有 ＶｏｌｕｍｅＰｒｏ 图形加速卡的支持， 光强计算函 数可直接在 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅＰｒｏＭａｐｐｅｒ 中选取，其它设置 方法不变。 相机的设置可调整投影方式和选择视角。 图 ３ 所示为在设置不同体绘制属性情况下的到 的结果： !"9 剖面显示
!"#$%#&’ ( )*%#+($ ,-(’* ./0** 1#-*&2#3&($ 4#2"($#5(6#3& 7826*ＦＥＮＧ Ｑｉａｎ－ｊｉｎ， ＬＩＵ Ｙａｎｇ， ＣＨＥＮ Ｗｕ－ｆａｎ （ Ｓｃｈｏｏｌ ｏｆ ＢＭＥ， Ｓｏｕｔｈｅｒｎ ｍｅｄｉｃａｌ ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ， Ｇｕａｎｇｚｈｏｕ Ｇｕａｎｇｄｏｎｇ ５１０５１５， Ｃｈｉｎａ）
图 ! 剖面显示过程
!"#$% &’( )*+,(-- +. )*+."/( 0"-)/12"3#
操作者用鼠标在屏幕上划出二维直线或曲线， 以 此线确定剖切位置。 根据该线上的点引出与屏幕垂直 的射线与体素相交点的位置来计算剖面图像的采样 点。通常情况下， 三维图像旋转后并不处于标准正交
平面的位置。 在 ＶＴＫ 中， 缺省情况下三维图像的旋转 是由移动相机位置来实现的， 而原体数据在世界坐标 系中的位置不变。基于此， 为方便计算我们所有的计 算均在世界坐标系中进行。类 ＶｔｋＲｅｎｄｅｒｅｒ 提供了各 种坐标系间相互转换计算的函数。 设定象素间距为后 续计算做准备， 一般将两个方向上的间距设为 一致， 避免所得剖面图像变形。根据所画线的 实际长度和设定的象素 间 距 计 算 出 该 线 上 的 采样点个数， 即剖面图像的长。同时这也确定 了从所画线上引出射线的数目。 剖面图像的宽 （ 射线上采样点个数）可由当前体数据离屏幕 最近点和最远点间的距离来确定。至此， 可用 ＶｔｋＩｍａｇｅＤａｔａ 生成大小确定的图像网格。 采样点步 长 分 为 画 线 采 样 点 步 长 和 射 线 采样点步长，因为是在 三 维 世 界 坐 标 系 中 计 算，步长是一个包含 ! ， "， # 三个分量的向量。 ） 函 ＶｔｋＣａｍｅｒａ 中的 ＧｅｔＤｉｒｅｃｔｉｏｎＯｆＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ （ 数可得到当前体数据的投影方向。 屏幕上点坐 标又可转换成世界坐标系中的坐标。由此， 我 们可以将屏幕上点间距 换 算 成 三 维 的 步 长 向 量。从而可进一步确定各采样点的位置。 采 样 点 的 灰 度 值 可 由 ＶｔｋＩｍｐｌｉｃｉｔＶｏｌｕｍｅ 的 ） 函数来计算。 对于不在体数据内的 ＥｖａｌｕａｔｅＦｕｎｃｔｉｏｎ（ 采样点， 可将该点灰度值赋 ０。然后按各点在剖面中 的位置重新赋值。结果如图 ５ 、 ６ 所示。
=
4.; 简介
ＶＴＫ 是由 ＷＩＬＬＩＡＭ Ｊ． ＳＣＨＭＥＤＥＲ， ＫＥＮＮＥＴＨ
>
系统的设计与实现
收稿日期： /,,1.,*.,1 基金项目： 34) 基金（ 567/,,)#84*1*,2 ） 作者简介： 冯前进（ ， 男， 讲师， 主要从事医学图像压缩、 医学序 *342. ） 列 图 像 压 缩 等 方 面 的 研 究 。 9.:;<= ： >?@ABC33D><::E7F6:， &?= ： ,/,.1*12+/+- 。 ， 男， 教授， 博士生导师， 主要从事医学图像 通讯作者： 陈武凡（ *323. ） 处理、 G<HHI 随机及广义模糊理论等方面的研究。
启， 可使产生的等值面具有明暗效果。但这样也会消 耗更多的计算时间与内存。图 １ 为表面重建结果： !"!"! 体绘制 体绘制技术中， 射线追踪算法（ 是目 Ｒａｙ－Ｃａｓｔｉｎｇ） 前使用最广泛的一种体绘制算法。该算法思想是， 对 于显示图像上的每一象素， 投射出一条光线穿过整个 体空间，通过对光线经过的体素计算获的该象素的 值。整个算法可分为光线生成、 光强组合计算和图像 生成三部分。射线追踪算法能得到较高质量的图像， 主要不足是计算量大， 耗时长。我们采用 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅ－ 过 ＲａｙＣａｓｔＦｕｎｃｔｉｏｎ 各子类封装的算法来实现体绘制。 程如图 ２ 所示。
. /22 .
$##% 年 & 月 第 $, 卷第 - 期
中国医学物理学杂志
@/#&*2* A3"0&($ 3B )*%#+($ C/82#+2
’()*+$##% ./)*$,* 0/*-
医学图像三维可视化系统的构建
冯前进，刘
南方医科大学 生物医学工程学院，广东 广州 !"#!"! ） 洋，陈武凡 （
图一致， 认为此法对于采用 ＭＬＣ 静 态调强技术的验证更容易、 更直观、 !"#$% !&’ (&)*+,+’*- ’..’/+ ). 012! 好比对。绝对剂量的验证采用了多 肿瘤类型 例数 完全缓解（ 部分缓解（ 无变化（ 进展（ O） O） O） O） 通道剂量仪方法，这种方法的优点 鼻咽癌 L L（ )$$ ） $（ $） $（ $） $（ $） 为 可以从空间多点进行剂量测定， 前列腺癌 " !（ %%,& ） )（ ""," ） $（ $） $（ $） 直肠癌复发 进一步证明加速器执行调强计划是 " $（ $） )（ ""," ） !（ %%,& ） $（ $） 其它 " $（ $） )（ ""," ） !（ %%,& ） $（ $） 否正确。我们研究结果为等中心点 合计 )& )$ （ PL,L ） "（ )&,% ） #（ !",P ） $（ $） 绝对剂量误差在 ３％ 以内， 但偏离点 绝对剂量误差稍大在 ５％ 以内， 我们 由于 ＩＭＲＴ 技术靶区边缘剂量梯度大， 建立好质 认为这与偏离点剂量梯度变化大有关， 另外与探头有 量保证体系是治疗成功与否的关键。ＩＭＲＴ 执行前一 一定的体积也有关系。 定要做照射野等中心的验证， 一般认为误差在 ３ ｍ 以 ＩＭＲＴ 能 够 对 需 要 照 射 的 靶 区 根 据 其 形 状 给 予 内可以治疗， 否则要查找原因， 重新摆位验证直至达 高剂量的照射 ， 并可使计划靶区内的剂量分布更均 到要求。有关 ＣＴ 模拟定位精度及体位验证的研究表 匀， 周边正常组织仅受到很少的照射， 可以提高治疗 ［１］ 明 １ ｍｍ’５ ｍｍ 扫描层厚条件， 比。特别是当肿瘤形状呈现凹形时， 体模表面等中心参考 ＩＭＲＴ 的优势能 点和实际靶点的误差小于 ２ ｍｍ， 在 １０ ｍｍ 扫描的条 得到最大程度的体现。 我们研究发现 ＩＭＲＴ 有较好的 件下误差一般在 ２ ｍｍ’３ ｍｍ 之间。我院采用 ＣＴ 模 近期疗效， 近期总有效率为 ７６．５％ 。 拟的方法验证并校正等中心位置， 头部 ＣＴ 模拟扫描 经过实践证明， 上述工作对于 ＩＭＲＴ 的临床质量 层厚为 ３ ｍｍ， 体部扫描层厚为 ５ ｍｍ， 验证时扫描间 保证来说是有效的和切实可行的， 建立了 ＩＭＲＴ 的临 距 １ ｍｍ， 结 果 显 示 ! 、 床质量控制与质量保证体系，保证了 ＴＭＲＴ 的顺利 "、 # 轴方向误差均未超过 ３ 保证了射野等中心位置的准确性。 进行。 ｍｍ， 关于 ＩＭＲＴ 的剂量验证程序尚无固定模式， 通常 是以实测为基础的验证。 照射野调强图验证是目前国 参考文献： ［２］ 贾 明 轩 + 邹 华 伟 + 聂 海 峰 + 等 , -. 模 拟 定 位 精 度 的 影 响 因 素 探 讨 (/*, ()* 内外较为普遍采用的验证步骤之一 ， 验证加速器执 中华放射肿瘤学杂志 + !$$!+))0)12!)3!!, 行调强计划的正确与否。 一般认为调强图的比较通常 (!* 456 7+46 /8, -9:;<=5> ?5>6@6AB=69C 9@ @D<5CA5 :B; @9> 6C=5CE6=F 采用手工的方法， 尽管很难得到定量的数据， 但却常 :9G<DB=5G >BG6B=69C =H5>B;F(/*, I5G JHFE+ !$$$+!&0K12!$L#3!$K!, 常是最直观的比较方法或仅有的比较方法 ［３］。我们研 ("* 马金利 + 蒋国良 + 廖源 + 等 , 调强适形放射治疗的剂量学验证 (/*, 中华 放射肿瘤学杂志 + !$$"+)!0)12%#3%&, 究显示各大野实测的调强图与计划系统计算的调强
图 " 任意直线剖面显示
!"#$4 56"7*1*2 /"3( )*+."/( 0"-)/12"3#
图 # 任意曲线剖面显示
!"#$8 56"7*1*2 ,9*:( )*+."/( 0"-)/12"3#
（ 下转第 $!% 页）
3 !#) 3
中国医学物理学杂志 第 !" 卷 第#期
!$$% 年 & 月
Ｍ． ＭＡＲＴＩＮ， ＷＩＬＬＩＡＭ Ｅ． ＩＯＲＥＮＳＥＮ 等人利用面向
对象技术， 设计的一个三维可视化工具包。它使用方 便、 功能强大， 并且源码开放。 它将图形图像和可视化 领域内常用算法封装成类库， 给开发和研究人员带来 极大的方便。 机制： ＶＴＫ 采 用 流 水 线 （ ｐｉｐｅｌｉｎｅ） Ｓｏｕｒｃｅ 是 流 水 线的开始， 即读取文件产生源数据。滤波器（ ｆｉｌｔｅｒ）对 数据作预处理， 可以有若干的数据输入并可以产生若 干的数据输出， 是一个独立的计算模块。原始数据通 过滤波器的处理后得到我们要求的结果。 Ｍａｐｐｅｒ 将 Ｆｉｌｔｅｒ 处理后的数据映射为图形数据，它是可视化流 水线和图形模型之间的接口。显示数据时， 首先要建 立一个显示窗口， Ａｃｔｏｒ 是显示窗口中的实体，接收 Ｍａｐｐｅｒ 传过来的数据属性。然后建立一个 Ｒｅｎｄｅｒｅｒ ， 通过 Ｒｅｎｄｅｒｅｒ 把结果最终在窗口中演示出来，一个 Ｒｅｎｄｅｒｅｒ 可以演示多个 Ａｃｔｏｒ。
图 ! 面绘制结果
图 " 体绘制过程
#$%"& ’()*+, -. )*/.01(
#$%"! 23( 4/-1()) -. 5-+*6( /(78(/$7%
数， 可以实现不同的重建效果。ＶＴＫ 提供三种用于射 线追踪算法的光强计算函数： 等值面探测函数、 最大 密度投影函数、合成体绘制函数，分别封装在 ＶｔｋＶｏｌｕ－ｍｅＲａｙＣａｓｔＩｓｏＦｕｎｃｔｉｏｎ、 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅＲａｙＣａｓｔＭ ＩＰＦｕｎｃｔｉｏｎ、 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅＲａｙＣａｓｔＣｏｍｐｏｓｉｔｅＦｕｎｃｔｉｏｎ 中 。 等值面探测函数重建结果类似于面绘制，较少应用。 最大密度投影函数， 简称 ＭＩＰ， 它将与最大密度相关 的数据值直接投影到对应屏幕上的每个象素中形成 最终结果。合成体绘制函数是最常用的一种方法， 在 中 通 过 分 段 函 数 将 体 数 据 值 转 换 成 颜 色 ＶＴＫ （ 、 不透明率（ ＶｔｋＣｏｌｏｒＴｒａｎｓｆｅＦｕｎｃｔｉｏｎ） ＶｔｋＰｉｅｃｅｗｉｓｅＦ－
人检查号、 检查时间等予以保留。
) "$( )
中国医学物理学杂志 第 "# 卷 第$期
"%%& 年 ’ 月
!"! 三维重建
三维图像的可视化技术分为面绘制和体绘制， 本 系统对两种技术均支持。 ２．２．１ 面绘制 面绘制是指体表面的重建， 从切片数据集提供的 三维数据中抽取出等值面， 然后再由传统的图形学 技术对物体表面进行拟合。所谓等值面， 是指在一个 网格空间中由ຫໍສະໝຸດ Baidu样值等于某一给定值的所有点组成 的集合。 方法是产生等值面的诸 ＭａｒｃｈｉｎｇＣｕｂｅｓ（ ＭＣ） 多 方 法 中 最 具 代 表 性 的 方 法 。 ＶＴＫ 的 类 ＶｔｋＭａｒｃｈｉｎｇＣｕｂｅｓ 封装了这一算法。 通过选择不同的等值面值可以重建出不同的组 织表面。在一次绘制过程中可以设置多个等值面值， 从而重建出多个不同的组织表面。将法向量计算开
图 # 体绘制结果
#$%"9 ’()*+, -. 5-+*6( /(78(/$7%
) $!# )
中国医学物理学杂志 第 $& 卷 第!期
$’’# 年 ( 月
三维体数据的任意剖面显示医学成像的许多场 合具有非常重要的意义。 对大部分现有的医学成像系 统来说，由于受到成像系统结构和其它物理限制， 直 接生成任意方向的二维图像是困难的。 在离散的三维 体数据中做任意剖面， 其基本过程如图 ４ 所示。
>?= 数据读取 目前， ＤＩＣＯＭ 已是医学图像及相关信息的 国 际 通讯标准， 作为 ＰＡＣＳ 系统的一部分， 应能支持读取 符合 ＤＩＣＯＭ３ 标准的图像。 ＶＴＫ 已推出的官方正式 发行版本 ４．２ 对读取 ＤＩＣＯＭ 图像还不支持，因此我 们首先把图像转换成类 ＶｔｋＩｉｍａｇｅＲｅａｄｅｒ 能够读取的 裸数据， 并对 ＤＩＣＯＭ 图像中的各种信息， 如姓名， 病
前 言
随着计算机硬软件技术、 多媒体技术和通信技术 的高速发展（ 如信息传输宽带网的出现） 以及医学信 息需求的不断增长， ＰＡＣＳ 所包含的内容和能力已超 过原有名词的含义， 它不仅仅是一个简单的影像图像 的归档与传输的功能， 它的意义被扩大到放射技术领 域之外的其他医学图像领域中， 它的覆盖范围不断扩 大， 功能也不断被扩展。如借助现代信息处理技术和 可视化技术， 实时有效地分析、 处理医学成像信息， 为 临床医学提供更客观、 更直观、 更丰富的诊断信息， 用 定量数据补充定性的不足， 有效地提高医学影像诊断 的精确度和工作效率。 本文针对 ＰＡＣＳ 系统对医学图 像处理功能的需要， 设计和实现了一个医学图像三维 重建与可视化系统。
利用可视化工具包 %&’ ， 设计和实现了一个能应用于 !"#$ 的三维可视化系统。该系统 摘要：针对当前 !"#$ 的需要， 实现了医学图像的三维可视化与剖面显示功能， 丰富了 !"#$ 的图像处理功能。 关键词：可视化； !"#$ ；剖面； %&’ 中图分类号： ()*+ 文献标识码： " 文章编号： *,,-./,/0 （ /,,1 ） ,2.,/22.,)
ｕｎｃｔｉｏｎ） 等 光 学 属 性 ， 最 后 将 这 些 属 性 （ 合成到屏幕上的象素中形成三 ＶｔｋｔＶｏｌｕｍｅＰｒｏｐｅｒｔｙ）
维图像。通过调整颜色和不透明率的分段函数， 可得 到不同的重建结果。 若有 ＶｏｌｕｍｅＰｒｏ 图形加速卡的支持， 光强计算函 数可直接在 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅＰｒｏＭａｐｐｅｒ 中选取，其它设置 方法不变。 相机的设置可调整投影方式和选择视角。 图 ３ 所示为在设置不同体绘制属性情况下的到 的结果： !"9 剖面显示
!"#$%#&’ ( )*%#+($ ,-(’* ./0** 1#-*&2#3&($ 4#2"($#5(6#3& 7826*ＦＥＮＧ Ｑｉａｎ－ｊｉｎ， ＬＩＵ Ｙａｎｇ， ＣＨＥＮ Ｗｕ－ｆａｎ （ Ｓｃｈｏｏｌ ｏｆ ＢＭＥ， Ｓｏｕｔｈｅｒｎ ｍｅｄｉｃａｌ ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ， Ｇｕａｎｇｚｈｏｕ Ｇｕａｎｇｄｏｎｇ ５１０５１５， Ｃｈｉｎａ）
图 ! 剖面显示过程
!"#$% &’( )*+,(-- +. )*+."/( 0"-)/12"3#
操作者用鼠标在屏幕上划出二维直线或曲线， 以 此线确定剖切位置。 根据该线上的点引出与屏幕垂直 的射线与体素相交点的位置来计算剖面图像的采样 点。通常情况下， 三维图像旋转后并不处于标准正交
平面的位置。 在 ＶＴＫ 中， 缺省情况下三维图像的旋转 是由移动相机位置来实现的， 而原体数据在世界坐标 系中的位置不变。基于此， 为方便计算我们所有的计 算均在世界坐标系中进行。类 ＶｔｋＲｅｎｄｅｒｅｒ 提供了各 种坐标系间相互转换计算的函数。 设定象素间距为后 续计算做准备， 一般将两个方向上的间距设为 一致， 避免所得剖面图像变形。根据所画线的 实际长度和设定的象素 间 距 计 算 出 该 线 上 的 采样点个数， 即剖面图像的长。同时这也确定 了从所画线上引出射线的数目。 剖面图像的宽 （ 射线上采样点个数）可由当前体数据离屏幕 最近点和最远点间的距离来确定。至此， 可用 ＶｔｋＩｍａｇｅＤａｔａ 生成大小确定的图像网格。 采样点步 长 分 为 画 线 采 样 点 步 长 和 射 线 采样点步长，因为是在 三 维 世 界 坐 标 系 中 计 算，步长是一个包含 ! ， "， # 三个分量的向量。 ） 函 ＶｔｋＣａｍｅｒａ 中的 ＧｅｔＤｉｒｅｃｔｉｏｎＯｆＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ （ 数可得到当前体数据的投影方向。 屏幕上点坐 标又可转换成世界坐标系中的坐标。由此， 我 们可以将屏幕上点间距 换 算 成 三 维 的 步 长 向 量。从而可进一步确定各采样点的位置。 采 样 点 的 灰 度 值 可 由 ＶｔｋＩｍｐｌｉｃｉｔＶｏｌｕｍｅ 的 ） 函数来计算。 对于不在体数据内的 ＥｖａｌｕａｔｅＦｕｎｃｔｉｏｎ（ 采样点， 可将该点灰度值赋 ０。然后按各点在剖面中 的位置重新赋值。结果如图 ５ 、 ６ 所示。
=
4.; 简介
ＶＴＫ 是由 ＷＩＬＬＩＡＭ Ｊ． ＳＣＨＭＥＤＥＲ， ＫＥＮＮＥＴＨ
>
系统的设计与实现
收稿日期： /,,1.,*.,1 基金项目： 34) 基金（ 567/,,)#84*1*,2 ） 作者简介： 冯前进（ ， 男， 讲师， 主要从事医学图像压缩、 医学序 *342. ） 列 图 像 压 缩 等 方 面 的 研 究 。 9.:;<= ： >?@ABC33D><::E7F6:， &?= ： ,/,.1*12+/+- 。 ， 男， 教授， 博士生导师， 主要从事医学图像 通讯作者： 陈武凡（ *323. ） 处理、 G<HHI 随机及广义模糊理论等方面的研究。
启， 可使产生的等值面具有明暗效果。但这样也会消 耗更多的计算时间与内存。图 １ 为表面重建结果： !"!"! 体绘制 体绘制技术中， 射线追踪算法（ 是目 Ｒａｙ－Ｃａｓｔｉｎｇ） 前使用最广泛的一种体绘制算法。该算法思想是， 对 于显示图像上的每一象素， 投射出一条光线穿过整个 体空间，通过对光线经过的体素计算获的该象素的 值。整个算法可分为光线生成、 光强组合计算和图像 生成三部分。射线追踪算法能得到较高质量的图像， 主要不足是计算量大， 耗时长。我们采用 ＶｔｋＶｏｌｕｍｅ－ 过 ＲａｙＣａｓｔＦｕｎｃｔｉｏｎ 各子类封装的算法来实现体绘制。 程如图 ２ 所示。
. /22 .
$##% 年 & 月 第 $, 卷第 - 期
中国医学物理学杂志
@/#&*2* A3"0&($ 3B )*%#+($ C/82#+2
’()*+$##% ./)*$,* 0/*-
医学图像三维可视化系统的构建
冯前进，刘
南方医科大学 生物医学工程学院，广东 广州 !"#!"! ） 洋，陈武凡 （
图一致， 认为此法对于采用 ＭＬＣ 静 态调强技术的验证更容易、 更直观、 !"#$% !&’ (&)*+,+’*- ’..’/+ ). 012! 好比对。绝对剂量的验证采用了多 肿瘤类型 例数 完全缓解（ 部分缓解（ 无变化（ 进展（ O） O） O） O） 通道剂量仪方法，这种方法的优点 鼻咽癌 L L（ )$$ ） $（ $） $（ $） $（ $） 为 可以从空间多点进行剂量测定， 前列腺癌 " !（ %%,& ） )（ ""," ） $（ $） $（ $） 直肠癌复发 进一步证明加速器执行调强计划是 " $（ $） )（ ""," ） !（ %%,& ） $（ $） 其它 " $（ $） )（ ""," ） !（ %%,& ） $（ $） 否正确。我们研究结果为等中心点 合计 )& )$ （ PL,L ） "（ )&,% ） #（ !",P ） $（ $） 绝对剂量误差在 ３％ 以内， 但偏离点 绝对剂量误差稍大在 ５％ 以内， 我们 由于 ＩＭＲＴ 技术靶区边缘剂量梯度大， 建立好质 认为这与偏离点剂量梯度变化大有关， 另外与探头有 量保证体系是治疗成功与否的关键。ＩＭＲＴ 执行前一 一定的体积也有关系。 定要做照射野等中心的验证， 一般认为误差在 ３ ｍ 以 ＩＭＲＴ 能 够 对 需 要 照 射 的 靶 区 根 据 其 形 状 给 予 内可以治疗， 否则要查找原因， 重新摆位验证直至达 高剂量的照射 ， 并可使计划靶区内的剂量分布更均 到要求。有关 ＣＴ 模拟定位精度及体位验证的研究表 匀， 周边正常组织仅受到很少的照射， 可以提高治疗 ［１］ 明 １ ｍｍ’５ ｍｍ 扫描层厚条件， 比。特别是当肿瘤形状呈现凹形时， 体模表面等中心参考 ＩＭＲＴ 的优势能 点和实际靶点的误差小于 ２ ｍｍ， 在 １０ ｍｍ 扫描的条 得到最大程度的体现。 我们研究发现 ＩＭＲＴ 有较好的 件下误差一般在 ２ ｍｍ’３ ｍｍ 之间。我院采用 ＣＴ 模 近期疗效， 近期总有效率为 ７６．５％ 。 拟的方法验证并校正等中心位置， 头部 ＣＴ 模拟扫描 经过实践证明， 上述工作对于 ＩＭＲＴ 的临床质量 层厚为 ３ ｍｍ， 体部扫描层厚为 ５ ｍｍ， 验证时扫描间 保证来说是有效的和切实可行的， 建立了 ＩＭＲＴ 的临 距 １ ｍｍ， 结 果 显 示 ! 、 床质量控制与质量保证体系，保证了 ＴＭＲＴ 的顺利 "、 # 轴方向误差均未超过 ３ 保证了射野等中心位置的准确性。 进行。 ｍｍ， 关于 ＩＭＲＴ 的剂量验证程序尚无固定模式， 通常 是以实测为基础的验证。 照射野调强图验证是目前国 参考文献： ［２］ 贾 明 轩 + 邹 华 伟 + 聂 海 峰 + 等 , -. 模 拟 定 位 精 度 的 影 响 因 素 探 讨 (/*, ()* 内外较为普遍采用的验证步骤之一 ， 验证加速器执 中华放射肿瘤学杂志 + !$$!+))0)12!)3!!, 行调强计划的正确与否。 一般认为调强图的比较通常 (!* 456 7+46 /8, -9:;<=5> ?5>6@6AB=69C 9@ @D<5CA5 :B; @9> 6C=5CE6=F 采用手工的方法， 尽管很难得到定量的数据， 但却常 :9G<DB=5G >BG6B=69C =H5>B;F(/*, I5G JHFE+ !$$$+!&0K12!$L#3!$K!, 常是最直观的比较方法或仅有的比较方法 ［３］。我们研 ("* 马金利 + 蒋国良 + 廖源 + 等 , 调强适形放射治疗的剂量学验证 (/*, 中华 放射肿瘤学杂志 + !$$"+)!0)12%#3%&, 究显示各大野实测的调强图与计划系统计算的调强
图 " 任意直线剖面显示
!"#$4 56"7*1*2 /"3( )*+."/( 0"-)/12"3#
图 # 任意曲线剖面显示
!"#$8 56"7*1*2 ,9*:( )*+."/( 0"-)/12"3#
（ 下转第 $!% 页）
3 !#) 3
中国医学物理学杂志 第 !" 卷 第#期
!$$% 年 & 月
Ｍ． ＭＡＲＴＩＮ， ＷＩＬＬＩＡＭ Ｅ． ＩＯＲＥＮＳＥＮ 等人利用面向
对象技术， 设计的一个三维可视化工具包。它使用方 便、 功能强大， 并且源码开放。 它将图形图像和可视化 领域内常用算法封装成类库， 给开发和研究人员带来 极大的方便。 机制： ＶＴＫ 采 用 流 水 线 （ ｐｉｐｅｌｉｎｅ） Ｓｏｕｒｃｅ 是 流 水 线的开始， 即读取文件产生源数据。滤波器（ ｆｉｌｔｅｒ）对 数据作预处理， 可以有若干的数据输入并可以产生若 干的数据输出， 是一个独立的计算模块。原始数据通 过滤波器的处理后得到我们要求的结果。 Ｍａｐｐｅｒ 将 Ｆｉｌｔｅｒ 处理后的数据映射为图形数据，它是可视化流 水线和图形模型之间的接口。显示数据时， 首先要建 立一个显示窗口， Ａｃｔｏｒ 是显示窗口中的实体，接收 Ｍａｐｐｅｒ 传过来的数据属性。然后建立一个 Ｒｅｎｄｅｒｅｒ ， 通过 Ｒｅｎｄｅｒｅｒ 把结果最终在窗口中演示出来，一个 Ｒｅｎｄｅｒｅｒ 可以演示多个 Ａｃｔｏｒ。