图像分析装置和图像分析方法
【专利说明】图像分析装置和图像分析方法
[0001]相关申请的交叉引用
[0002]本申请基于在2014年11月19日提交的日本专利申请N0.2014-234537并要求其优先权益;该专利申请N0.2014-234537全文通过引用并入本文。
技术领域
[0003]本文所描述的实施例一般地涉及图像分析装置和图像分析方法。
【背景技术】
[0004]用于根据通过在对形成于膝关节、髋关节等中的骨关节炎进行手术之前以普通X射线拍摄关节而获得的二维图像来估计骨骼之间的三维位置关系的技术是众所周知的。
[0005]例如，日本专利申请特开N0.2006-263241公开了用于基于计算机断层扫描(CT)图像或磁共振(MR)图像而生成包括患者的骨骼与植入构件之间的相对适合度在内的评价函数的方法。日本专利申请特开N0.2006-263241还公开了使用该评价函数来选择适合于患者的植入体并制定手术方案的方法。
[0006]实际的人类骨骼受到由附着于它们上的肌肉产生的肌张力的作用，并且肌张力改变作用于关节上的应力。但是，常规的技术并没有在对肌肉的作用力予以考虑的情况下估计应力，由此未能准确计算作用于实际患者的关节上的应力。
【发明内容】
[0007]实施例的目的是提供能够准确计算作用于关节上的应力的图像分析装置。
[0008]根据一种实施例，图像分析装置包含第一获取器、构造器、第一计算器、第二计算器和第三计算器。第一获取器被配置为获取有关被摄体的关节以及与该关节连接的骨骼的图像信息。构造器被配置为根据图像信息来构造骨骼和关节的三维形状，以及骨骼及关节中的负荷和形变之间的关系特性。第一计算器被配置为计算与关节连接的骨骼之间的位置关系。第二计算器被配置为基于该位置关系来计算肌肉作用于与关节连接的骨骼上的作用力。第三计算器被配置为基于三维形状、关系特性和作用力来计算作用于关节上的第一应力。
[0009]根据上文所描述的图像分析装置，能够准确计算作用于关节上的应力。
【附图说明】
[0010]图1是图像分析装置的配置图；
[0011 ]图2是第一力学模型的示意图；
[0012]图3是分析图像的不意图；
[0013]图4是另一分析图像的不意图；
[0014I图5是又一个分析图像的示意图；
[0015]图6是又一个分析图像的示意图；
[0016]图7是图像分析过程的流程图；
[0017]图8是图像分析装置的配置图；
[0018]图9示出了人工关节模型；
[0019]图10是分析图像的示意图；
[0020]图11是另一分析图像的不意图；
[0021]图12是又一个分析图像的示意图；?0022]图13是又一个分析图像的示意图；
[0023]图14是图像分析过程的流程图；
[0024]图15是图像分析装置的配置图；
[0025]图16是外部装置的示意图；
[0026]图17是图像分析过程的流程图；以及
[0027]图18是图像分析装置的硬件配置的图。
【具体实施方式】
[0028]第一实施例
[0029]下面参照附图更详细地描述图像分析装置、图像分析方法和计算机程序的示例性实施例。
[0030]图1是根据实施例的图像分析装置10的配置图。根据本实施例的图像分析装置10分析被摄体的关节。
[0031]图像分析装置10与外部装置18连接。外部装置18提供待由图像分析装置10分析的图像信息。待分析的图像信息是有关被摄体的关节以及与该关节连接的骨骼的图像信息。特别地，待分析的图像信息包括被摄体的关节、与关节连接的骨骼及肌肉。肌肉包括肌肉组织。
[0032]例如，外部装置18使用X射线或磁性来扫描被摄体，由此获得被摄体的时间序列的计算机断层扫描(CT)图像信息或时间序列的磁共振(MR)图像信息。图像分析装置10可以包含外部装置18。
[0033]下面描述其中根据本实施例的待分析的图像信息为CT图像信息的情形。待分析的图像信息并不限定于CT图像信息。待分析的图像信息可以是例如MR图像信息或超声回波图像信息。
[0034]CT图像信息可以是指示CT值的二维空间分布的切片数据或者指示CT值的三维空间分布的体数据。在下面的描述中，CT图像信息是体数据。外部装置18将时间序列的CT图像信息输出到图像分析装置10。图像分析装置10可以从例如另一个装置或者用于将时间序列的CT图像存储于其内的存储器中获取待分析的CT图像信息。待由图像分析装置10分析的图像信息并不限定于时间序列的图像。在下面的描述中，待分析的图像信息简称为图像或CT图像。
[0035]图像分析装置10包括控制器12、用户接口(UI)14和存储器16。1]114和存储器16按照向其发送以及从其接收数据和信号的方式连接至控制器12。控制器12与外部装置18连接。
[0036]UI 14包含输入单元14Α和显示器14Β。输入单元14Α接收来自用户的各种指令和信息。输入单元14A例如是键盘、鼠标、开关或麦克风。
[0037]显示器14B显示各种类型的信息，比如CT图像和分析结果。显示器14B例如是阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器、有机电致发光(EL)显示器或等离子体显示器。
[0038]UI 14可以具有一体化地设置有输入单元14A和显示器14B的触摸面板功能。
[0039]存储器16包括各种类型的存储介质，比如硬盘驱动器，并且在其内存储各种类型的数据，比如时间序列的CT图像。例如，存储器16以与医学数字成像和通信(DICOM)相符的医学图像文件格式将时间序列的CT图像存储于其内。存储器16可以按照与时间序列的CT图像关联的方式将由控制器12等获取的医疗数据存储于其内。
[0040]控制器12控制着图像分析装置10。控制器12包含第一获取器12A、第一计算器12B、第二计算器12C、接收器12D、构造器12E、第三计算器12F、发生器12G和显示控制器12H。第一获取器12A、第一计算器12B、第二计算器12C、接收器12D、构造器12E、第三计算器12F、发生器12G和显示控制器12H中的一部分或全部可以由诸如中央处理单元(CPU)的处理器执行计算机程序来提供，也就是，作为软件。作为选择，它们中的一部分或全部可以作为诸如集成电路(IC)的硬件或者软件和硬件的结合来提供。
[0041]第一获取器12A获取与被摄体的关节以及连接于该关节的骨骼相关的图像。根据本实施例的第一获取器12A获取来自外部装置18的CT图像，由此获取与被摄体的关节以及连接于该关节的骨骼相关的图像(在下文，称为CT图像)。存储器16可以将被摄体的CT图像预先存储于其内。在这种情况下，第一获取器12A从存储器16中读取待分析的被摄体的CT图像，由此获取该CT图像。
[0042]第一获取器12A将所获取的CT图像输出到第一计算器12B和构造器12E。
[0043]构造器12E根据由第一获取器12A获取的CT图像来构造骨骼和关节的三维形状，以及骨骼及关节的负荷和形变之间的关系特性。
[0044]例如，根据本实施例的构造器12E构造了至少指示骨骼和关节的三维形状以及负荷和形变之间的关系特性的第一力学模型。第一力学模型是通过例如给指示骨骼和关节的三维形状的骨骼-关节形状模型添加骨骼及关节的负荷和形变之间的关系特性而获得的数据。负荷和形变之间的关系特性指示形变与负荷的关系。例如，负荷和形变之间的关系特性为硬度。
[0045]在下面的描述中，在负荷和形变之间的关系特性可以简称为“硬度”以简化解释。但是，根据本实施例的“硬度”是作为负荷和形变之间的关系特性的示例来给出的，并且关系特性并不限定于此。
[0046]特别地，构造器12E从由第一获取器12A获取的CT图像中提取出骨骼区。例如，在待分析的图像是CT图像的情形中，硬的骨骼具有大约1000HU的CT值;然而与除骨骼外的结缔组织对应的软组织，比如肌腱、韧带和肌肉，具有大约O?100HU的CT值。构造器12E预先设定CT值的阈值，用于将骨骼与软组织区分开。阈值可以通过例如由用户在输入单元14A上执行的操作来调整。
[0047]构造器12E从由第一获取器12A获取的CT图像中提取具有大于或等于阈值的CT值的区域。因而，构造器12E提取关节区和骨骼区以生成指示关节和骨骼的三维形状的骨骼-关节形状模型。
[0048]在图像分析装置10通过使用例如有限元法(FEM)执行数值分析来分析关节的结构的情形中，构造器12E生成三维有限元模型，作为关节和骨骼的骨骼-关节形状模型。FEM是用于通过将待分析的区域划分成由节点包围的网状区域(称为单元)来近似形变的方法。
[0049]构造器12E通过将骨骼及关节的负荷和形变之间的关系特性添加到骨骼-关节形状模型来生成第一力学模型。CT值随物理属性而变化。要解决该问题，构造器12E基于CT值来计算每个单元的负荷和形变之间的关系特性，比如骨骼和关节的硬度。构造器12E将关系特性添加到骨骼-关节形状模型上的对应位置处的每个单元，由此生成第一力学模型。构造器12E可以执行过滤以从所生成的形状模型中去除不连续的部分。
[0050 ]位移包括由刚性体位移引起的位移以及由每个部分内的材料形变引起的位移。构造器12E可以将由刚性体位移引起的位移与由每个部分内的材料形变引起的位移分离，以计算每个单元的负荷和形变之间的关系特性。
[0051]特别地，构造器12E可以进一步构造除了骨骼或关节之外的活体组织的负荷和形变之间的的第二关系特性，该活体组织几乎不会因除负荷外的因素而形变并且能够从其中提取由负荷引起的形变。除负荷外的因素的示例包括但不限于，肌纤维内的充血程度以及构成肌纤维的细丝的滑动。活体组织的示例包括但不限于肌腱、韧带和软骨。
[0052]在这种情况下，构造器12E通过图像分析和跟踪技术来计算连接或附着于包含于CT图像内的骨骼或关节上的肌腱、韧带和软骨的形变量。构造器12E然后计算每个单元的负荷和形变之间的关系特性(第二关系特性)。构造器12E将骨骼和关节的关系特性以及诸如肌腱、韧带和软骨的活体组织的第二关系特性添加到骨骼-关节形状模型上的对应位置处的每个单元，由此构造第一力学模型。
[0053]图2是第一力学模型20的示例的示意图。第一力学模型20是通过将关节24及骨骼22的负荷和形变之间的关系特性添加到指示关节24以及与关节24连接的统称为骨骼22的骨骼22A和骨骼22B的三维形状的骨骼-关节形状模型而获得的数据。
[0054]返回去参照图1，根据本实施例的构造器12E基于CT值来计算在负荷和形变之间的关系特性，比如骨骼和关节的硬度。构造器12E将关系特性添加到骨骼-关节形状模型上的对应位置处的每个单元，由此生成第一力学模型。
[0055]下面描述由构造器12E执行的用于计算每个单元的负荷和形变之间的关系特性的方法的示例。
[0056]构造器12E为骨骼和关节(可以包括活体组织，比如肌腱、韧带和软骨)设定肌腱和骨端的负荷条件。构造器12E设定骨端(骨骼的端部)和关节的位移边界条件。构造器12E设定每个活体组织的材料本构方程。构造器12E执行基于连续介质力学(参考:Y.C.Fung，First Course in Continuum Mechanics(第三版))的大形变和应力分柝。
[0057]大形变和应力分析例如是用于通过用FEM离散化连续介质力学的方程来对在每个部分上的应力、应变、压力和形变的物理量以及物理量的时间变化进行数值计算的方法。大形变和应力分析并不限定于各向同性的形变的弹性分析，而可以是在对骨骼的各向异性的形变特性予以考虑的情况下使用均质化方法的分析。作为选择，大形变和应力分析可以是在考虑到了活体组织的非弹性形变特性和时间相关的形变特性的情况下的非线性分析、静态分析或动态分析。
[0058]构造器12E通过执行基于由第一获取器12A获取的CT图像的大形变和应力分析来计算在骨骼和关节内的每个单元的负荷和形变之间的关系特性。构造器12E通过图像分析和跟踪技术进一步构造(计算)除了骨骼或关节之外的几乎不会因除负荷外的因素而形变并且能够从其中提取由负荷引起的形变的活体组织(例如，肌腱、韧带和软骨)的负荷和形变之间的第二关系特性。构造器12E将所计算出的关系特性以及所计算出的第二关系特性添加到骨骼-关节形状模型上的对应位置处的每个单元，由此生成第一力学模型。
[0059]构造器12E可以将关系特性添加到骨骼-关节形状模型上的相应位置处的每个单元，以构造第一力学模型(不包括第二关系特性)。构造器12E优选地构造包括第二关系特性的第一力学模型，以提高第一应力的计算的精确性，这将在后面描述。
[0060]返回去参照图1，第一计算器12B使用接收自第一获取器12A的CT图像来计算在连接于关节的骨骼之间的位置关系。
[0061]在连接于关节的骨骼之间的位置关系包括例如由与关节连接的骨骼围绕该关节形成的角度(关节角度)、以骨骼为中心的坐标系、惯性矩、骨骼的质量以及肌肉雅可比阵(Jacobian)。
[0062]根据本实施例的第一计算器12B使用接收自第一获取器12A的CT图像来计算位置关系，由此生成肌肉骨骼模型。
[0063]肌肉骨骼模型通过将肌肉的三维形状布置到指示关节和骨骼的三维形状的骨骼-关节形状模型上并对其添加位置关系来获得。肌肉骨骼模型可以进一步设置有例如韧带和肌腱的三维形状。根据本实施例的肌肉是耦接至与关节连接的两个骨骼的肌肉。该肌肉起始于第一骨骼上的起始部分并结束于第二骨骼上的末端部分。
[0064]肌肉骨骼模型至少指示关节与连接于该关节的骨骼之间的位置关系。肌肉骨骼模型还可以包括骨骼、关节及与骨骼耦接的肌肉的硬度、重量等。
[0065]第一计算器12B使用下面的方法根据CT图像生成肌肉骨骼模型。
[0066]特别地，类似于构造器12E，第一计算器12B从由第一获取器12A获取的CT图像中提取具有大于或等于阈值的CT值的区域。因而，第一计算器12B提取关节区和骨骼区，以生成指示关节和骨骼的三维形状的骨骼-关节形状模型。第一计算器12B从CT图像中提取具有软组织(肌肉)的CT值的区域，由此提取肌肉区，并且将肌肉的三维形状布置到骨骼-关节形状模型上。
[0067]第一计算器12B进一步根据CT图像来计算关节与连接于关节的骨骼之间的位置关系，比如关节角度、以骨骼为中心的坐标系、惯性矩、骨骼的质量和肌肉雅可比阵。
[0068]例如，第一计算器12B从所生成的骨骼-关节形状模型中提取具有骨骼和关节内的特性形状的若干个点。第一计算器12B得出以这些点的重心的位置为中心的坐标系，作为骨骼和关节各自的居中的坐标系。
[0069]第一计算器12B