登记介入系统中的3d图像的方法及系统的制作方法

专利名称：登记介入系统中的3d图像的方法及系统的制作方法
技术领域：
本公开内容一般涉及心脏病治疗系统，且更特别地涉及介入系统(interventional system)内3D解剖模型的登记(registration)方法及系统。
背景技术：
在许多与改善心脏内的电治疗有关的介入过程期间，医生对心室内的导管(catheter)和/或导联(lead)进行操作。两个最复杂且最常见的过程的例子包括心房纤颤(AF)消融术，和双心室起搏。心房纤颤是最普遍的心律问题，指由于心脏作纤维性颤动引起心房(心室的上部)停止收缩而产生的心律失常。仅仅在美国，估计就有将近200万人患有心房纤颤。目前数据显示AF是入院者心律失常的最常见原因。AF患者倾向于具有如撞击和充血性心脏衰竭并发症的高发病率。过早的心房收缩相当于触发器并促使AF突发。已经表明这些过早的心房收缩主要来源于左心房肺静脉的内部以及周围。因为不常见的且非再生性的过早心房收缩会限制消融触发部位的功效，所以多种外科手术和导管技术常用于从左心房隔离肺静脉。
一种治疗(消融)AF的外科手术技术包括在肺静脉和左心房的连接处附近利用射频波在心脏表面产生微创。这种由于射频波产生的微创有助于通过引导脉动沿着通过心脏的正常电路径来阻止AF不稳定的脉动。这种类型的外科手术过程一般通过切开胸部来完成。通常在由于其它原因所进行的心脏切开手术期间，例如瓣膜手术或旁外科，外科医师使用特殊设计的仪器向异常组织释放射频波或者其它形式的能源。尽管当患者因为各自的原因需要要忍受心脏切开手术的时候，这种类型的外科手术技术显得有效，而当患者因为其它原因不需要进行心脏切开手术的时候，与导管有关治疗就变得更实用。
一种导管技术包括仔细检查血管之后在左心房内部用荧光检查法引导导管定位，和应用在显示两倍电势的区域上的射频能源，显示两倍电势的区域暗示能够在左心房和肺静脉之间导通的位置。也已经表明在其它部位的消融，例如二尖瓣和左肺静脉之间，以及肺静脉之间，因为在外科手术介入期间做，可以增加AF消融术的成功率。诸如下列这些因素使得当前利用荧光检查法引导技术的标测技术和消融术有些麻烦和繁琐，例如利用一些现有技术再现的左心房的不完整的三维空间、医生无法从里面见到肺静脉孔(打开这些血管进入左心房)、肺静脉和肺静脉孔的大小不同、因为这些部位复杂的3D几何结构而使保持标测和消融稳定在肺静脉孔和左心房内其它重要部位处的导管的困难，所有这些使得当前的方法都利用当前有些繁琐而冗长的荧光导引技术。因为这些局限性，导管消融术，尤其针对长期的心房纤颤患者来说，就不是非常成功了。估计低于20％的长期患有AF的患者，经受AF射频消融术，从这方面受益。
另一个与上述局限性相关的因素在于，手术员通常导引一种主要利用荧光透视图像的介入用具。所述过程中的一典型的任务是将导管放置在特殊的位置，比如其中一个肺静脉上。然而，这些解剖学上的结构并不能通过X射线系统被很好地描述，因为它们不能相对于周围的解剖学上的结构形成对比。
另一个如前面提到的重要的医疗过程，包括心脏衰竭治疗中的双侧心室起搏术。尽管在充血性心脏衰竭(CHF)的处理上有相当大的发展，在世界范围内仍然有严重的健康问题。估计在美国和欧洲有600-700万人患有CHF，且每年接近100万患者被诊断为患有CHF。尽管利用各种药物来治疗CHF取得了很大突破，但是因为常常住院使得CHF患者的身体状况很差，并且心脏衰竭是导致死亡的常见原因。另外，这种疾病医疗费相当昂贵。
普通心脏中的电激活包括被称为心房的上腔的激活，紧跟着通过左右束支同时激活称之为心室的左下腔和右下腔。因为晚期CHF患者可能患有传导系统疾病，其在心脏机能恶化中其到了一定作用，起搏术治疗在改善心脏机能中已经介绍过。一种经常注意到的传导异常是左束支阻滞(LBBB)。在一篇学术论文(Xiao HB等，Differing effects of rightyentricular pacing and LBBB on left ventricular function。Br HeartJ 1993；69166-73)中，29％的CHF患者患有LBBB。如前面提到的，左束支阻滞延迟了左心室喷出是由延迟左心室激活引起的，因为电脉动只能从右边往左边快速移动从而导致按次序激活比同时激活要好。另外，左心室(LV)的不同位置不能以协调的方式收缩。
心脏再同步，也就是所说的双侧心室(Bi-V)起搏术，在CHF和LBBB患者中已经取得了有益的效果。在Bi-V起搏术期间，同时起搏心脏右边和左边的心室(RV，LV)来提高心脏抽吸效率。近来也显示甚至一些没有传导系统异常的患者，像LBBB患者，也可以从Bi-V起搏术中获益。在Bi-V起搏术期间，除了在现有电击去纤颤器或起搏器中使用的标准的右心房和右心室导联，还在冠状窦中另外放置了一种导联。这种附加的导联进入到覆盖在心外膜(外侧)的左心室表面的冠状窦的一个分支血管。一旦所有的导联都准备就绪，左右心室导联将同时起搏，然后同步与心房收缩的同步。
但是，该方法存在一些问题。第一，这一过程耗时。第二，LV导联位置被限制到可用来提供合理的起搏和检测参数的地方。第三，由于右心房扩张、心脏扭转或出现Tebesian瓣膜(一种靠近冠状窦孔的瓣膜)，将管子插入冠状窦中是具有挑战性的。冠状窦狭窄(堵塞)曾经在以前的冠状动脉旁路术外科手术患者中有所报道，这是一种更复杂的情况。
在大部分情况下，在介入过程中确定冠状窦导联的放置问题。如果冠状窦导联放置过程被放弃的话，患者就被送回手术室且LV导联放置在心外膜。在这一过程中，在胸壁外侧切口并将导联放置在左心室的外侧面。不幸的是，心外膜导联的放置也存在许多难题，这里包括一些，但是并不局限于此通过胸壁的切口只能看到左心室后外侧的局限部位，也叫微型胸廓切开术；提供适当的起搏和传感参数的放置点的数目有限；无法辨别最合适的位置以及在最合适的地方放置导联；损伤冠状动脉和静脉系统的潜在危险；以及因为一个或者多个上述局限而造成很难识别理想的起搏部位。
已经表明单独操作LV起搏术也能达到Bi-V起搏术的效果。然而，由于冠状窦导联的不稳定性，在目前常用的技术中起搏和传感导联常常放置在右心室。
心脏CT可以用于产生冠状窦和左心室解剖图标，这样能确定恰当的部位来放置Bi-V/LV起搏术使用的LV起搏导联，或者是在最接近的冠状窦分支上，或者是在左心室壁心外膜上(从外侧)。CT或MR成像也可以识别缺乏血管和神经的区域，也叫疤痕组织。这些特征也可以用于确定心室不均匀收缩以及识别心室以协调的方式收缩的不同部位。由于以前的心脏病发作中而存在的瘢疤形成(scarring)会导致不协调收缩更加恶化。
在介入过程中，手术员主要可以通过使用荧光检查法来引导介入仪器。然而，处在关键的地方的重要解剖学结构(例如AF介入处理方案中的左心房和肺静脉，和双侧心室起搏术方案中的冠状窦及其分支)都不能通过X射线系统来描绘，因为它们不能相对于周围的解剖学上的结构形成对比。
在一些情况下，手术员也可以使用介入跟踪系统，该介入跟踪系统具有配备了导航功能的基于导管的跟踪系统，其可以提供在给定基准中的导管位置。然而，由探测器提供的导航信息并不能在真实的3D模型中显示出来。
虽然现有的医疗体系和过程适合并适应于某些医疗条件，然而依然存在重要的操作局限。因此，这里有必要给出一种先进的方法和设备来用于向介入系统登记解剖部位的3D模型，同时使用被登记的3D模型来跟踪导管和/或导联以克服这些缺点。

发明内容
现有技术中上述讨论的以及其它的缺点和缺陷都可以通过一种在介入系统中登记心脏图像数据的方法来加以克服和缓解。在一个示例实施例中，该方法包括首先在获取的3D解剖图像上插入第一组基准点；输出所述3D解剖图像到介入系统，其中所述图像在其上具有所述插入的第一组基准点。利用所述介入系统，在所述输出的3D解剖图像上插入第二组基准点；并且相互对准所述第一组基准点和所述第二组基准点，以便向所述介入系统登记所述输出的3D解剖图像。
在另一个实施例中，一种在介入系统中登记心脏图像数据的方法包识别所获取的3D解剖图像上的一个或多个解剖特征，并且输出所述3D解剖图像到介入系统。利用所述介入系统，导航一个仪器并将其定位到与所述输出的3D解剖图象上的所述一个或多个识别的解剖特征相对应的位置上。将定位的仪器位置对准到所述输出的3D解剖图像上的所述一个或多个识别的解剖特征，以便向所述介入系统登记所述输出的3D解剖图像。
还在另一个实施例中，一种用于减少介入系统登记的三维空间解剖图像运动伪像的方法，包括在所选择的心动周期阶段，在从成像系统所获取的心脏图像上标记位置。输入所标记的已获取的心脏图像到介入系统；并且利用所述介入系统在输入的心脏图像上标记对应的位置，其中在所述所选择的心动周期阶段也标记所述对应的位置。


参照下述示例性附图，其中在几个附图中相同部分的编号相同图1是适于根据本发明实施例使用的医疗成像系统的一般示意图，例如计算机体层X线摄影(CT)系统；图2是根据本发明实施例，利用图1的成像系统，在介入系统中登记已获取的医疗图像的方法流程图；图3描述了3D模型图像的典型顺序细节，起始地在图像上沉积基准点，然后输出图像和基准点到介入系统(相应的基准点在那里沉积)，以及登记输出的图像；图4描述了上腔静脉以及冠状窦3D图像的典型顺序细节，起始地在图像上沉积基准点，和登记用于双侧心室起搏介入过程中的图像；图5描述了当确认使用放射检查时，借助肺静脉中放置的导管在介入系统中对准并登记输出的3D模型的典型顺序；图6描述了放射检查图像，其显示了冠状窦导管以及起搏和除纤颤导联在上腔静脉、冠状窦和右心室里被对准时它们的路径；图7描述了当确认使用放射检查时借助肺静脉中放置的导管在介入系统中对准输出的3D解剖模型的典型顺序；以及图8描述了LocalLisaTM介入系统导管电诊法的位置。
具体实施例方式
这里揭露了一种在介入系统中登记解剖图像的方法和系统，其中，通过利用在3D模型上沉积的基准点和/或利用仪器(例如，导管、起搏导联)相对于一个或多个识别的解剖特征(例如，左心房/肺静脉在心脏上的交叉点、冠状窦、上腔静脉(SVC)等)的导航和定位，来向介入系统登记输入的分段图像(以3D模型的形式)。此外，本发明的实施例，用于通过在大约相同的心动周期阶段进行图像分段、基准点沉积及仪器定位，例如在窦性心律期间大约75％的R-R周期的相同阶段，在会导致快速且无规律的R-R间隔的心房纤颤期间R-R间隔的大约45％至50％，改善由于心脏和呼吸运动所引起的运动伪像。虽然这里列举的实施例是在CT成像系统中描述的，可以理解本领域的其它成像系统也可以涉及获取要登记的心脏数据。
本发明特有的特征尤其包括利用解剖模型中沉积的基准点和介入系统中相应的点对来登记3D解剖模型；通过用诸如在介入系统上可以看到的导管或导管电极这样的工具，来对准3D模型中的解剖特征，从而登记3D解剖模型；以及为了避免运动伪像，在相同的心动和呼吸周期向介入系统登记3D解剖模型。
首先参见图1，这里显示了示例性的心脏计算机体层X线摄影(CT)系统100的概况，适用于医疗介入过程，例如心房纤颤消融治疗，或双侧心室治疗。此外，也可以理解该心脏CT系统100只不过是以示例的方式出现，因为其它技术上的成像系统(例如磁共振，超声波)也可以用于本发明实施例中。
特别地，图1描述了一种结合本发明实施例使用的成像系统100的普通示意图。按照示意图，该成像系统100包括一个成像装置110，用于生成心脏图像数据，例如左心房和冠状窦的图像数据，一个数据获取系统120，用于从成像装置110获取心脏图像数据，一个获取数据库130，用于存储来自数据获取系统120的心脏图像数据，一个图像生成系统140，用于生成存储在获取数据库130中的心脏图像数据的可视图像，一个图像数据库150，用于存储来自图像生成系统140的可视图像，一个操作员接口系统160用于管理成像装置110、心脏图像数据以及数据库130、150(可以结合成一个数据库)中的可视图像，以及一个处理系统180，用于分析和显示数据库150中的可视图像并对操作员接口系统160进行响应。处理系统180内的处理软件包括指令集，因此适于分析数据和显示图像，从而将处理系统180从通用处理器变换成专门处理器。能够转换为可视图像的扫描的数据此处被称为图像数据。
系统通信链路210、212、216、218和数据库通信链路220、222提供了一种系统110、120、140、160、180和数据库130、150之间的信号通信手段。例如通信链路210-222可以是硬连线或无线。操作员接口系统160可以是独立的输入/输出终端或是基于具有在各种计算机平台上使用的各种计算机语言指令集的计算机，例如但不仅仅局限于，基于DOSTM计算机系统、基于AppleTM计算机系统、基于WindowsTM计算机系统、基于HTML计算机系统，基于特殊程序语言的计算机系统，或者类似的系统。
操作员接口系统160包括一个处理器170，比如一个微处理器(MP)或者其它任何适用于此处揭露目的的处理电路，用于管理成像装置110，用于管理数据获取系统和图像生成系统120、140，用于处理和管理获取数据库和图像数据库130、150中的信息，以及用于管理处理系统180中的操作。操作员接口系统160还包括一个存储器200，其包含涉及医疗扫描过程的专门指令、比如一个键盘162的用户输入装置、和比如显示器164、166的用户输出装置。在一个实施例中，接口系统160和处理系统180可以被整体地布置。显示器164可适合于检查处方，同时显示器166可以用于显像。可替换地，显示器164和166可以整合为一个显示器。检查处方包括输入参数，例如CT扫描或者扫描控制范围、数据获取控制，等类似的参数。操作员接口系统160也可以用于实际介入过程期间来显示放射检查图像，3D CT图像，以及下文揭露的具有3D图像输出的介入系统。在实际医疗介入处理过程中，数据端口205接受来自医疗探测器的信息，比如导管260，所以在实际介入过程期间允许以实时方式分析数据。
成像装置110包括一个心电图(EKG)监视器112，其通过一个接口板(患者接口单元)116，将通常用来描绘心律周期开始的R-峰值事件114输出到扫描仪(部件115、117和118)，例如一个患者的CT扫描仪250。扫描仪115、117、118在下文中通常称为一个或多个图像获取系统。该接口板116可以使扫描仪数据和EKG监视器数据之间同步。可替换地，该接口板116可以用于连接EKG监视器112和扫描仪118。接口板116的一个例子是工作台接口板(Gantry interface board)。一个示例扫描仪118是支持心脏成像的心脏计算机体层X线摄影(CT)系统。ECG选通再现在3D模型(心脏舒张期内)分段再现后以便心脏无运动地成像。
在窦性心律期间，分段再现在心动周期的大约75％时执行(心脏舒张阶段内)。在心动周期大约45％的时候选择阶段的位置，此时患者处于心房纤颤。当R-R间隔时间更短时选择这个阶段。然而，图示的扫描仪118仅仅只是作为例子，也可以利用其它技术中的成像系统。其它成像系统的例子包括但是不限于，X-射线系统(包括传统的和数字或者数字化成像系统)、磁共振(MR)系统、正电子发射层析X射线摄影法(PET)系统、超声波系统、核医学系统、以及3D荧光透视法系统。
仍然参考图1，成像装置110也包括EKG选通获取和图像再现135能力，以便通常在心脏舒张阶段内对心脏进行无运动的成像。与EKG监视器112进行接口允许实时获取心脏电脉动以及便于选通获取或向后再现已获取的数据。像前面提到的，在窦性心律(示例)期间可以是75％，并且因为较短的R-R间隔，在心房纤颤期间大约为45％。这就允许通过在相同的心脏舒张阶段，通过对心脏进行成像来消除心脏运动。通过利用一个或者多个成像最佳的协议，该已获取的数据可以被存储在数据库中或者用于生成需要的数据。在一个实施例中，来自图像生成系统140的图像数据流经由链路212到达操作员接口系统160，以便显示和显像，并且经由通信链路216到达处理系统180。在用于检查处方和可视化的操作员接口系统160上由软件所使用的图像数据，可以存储在图像数据库150中。该图像数据可能被存档167、放到胶片168上、和/或经过网络169发送到处理系统180，以便分析和检查，包括3D后处理。比如利用一种DICOM文件，3D模型图像184可能仅仅是被观察或者位于其所输入的介入系统186上。可以使用显示器182来例如显示荧光透视法投影图像。荧光透视系统182连同介入系统可能链接到3D处理系统180并用于显示并登记图像。在AF规划的情况下，处理系统180上的后处理软件可以显示详细的关于左心房和肺静脉的3D心脏内图像。这些图像和其它数据被存储在例如硬盘、CD ROM等设备中同时在介入过程中被观察。
成像装置110进一步包括用于下述目的的电路，即获取图像数据并将数据变换为可用的形式，接着对该形式的数据进行处理以便在患者内部创建再现图像的相关特征。该图像数据获取及处理电路一般是指“扫描仪”，而不需要考虑成像系统的类型，因为一些物理或电子扫描仪常常用于图像处理。系统的特殊部分以及涉及的电路在成像系统中有很大的区别，因为不同的系统需要不同的物理及数据处理。然而，也可以理解的是，不管是否选择了特殊成像系统，本发明都是适用的。
数据从成像装置110输出到子系统230，其包括用于在数据获取系统120中执行数据获取以及在图像生成系统140中生成图像的软件安。数据控制或者由操作员接口系统160提供或者经由传输链路212而位于子系统230内。自成像装置110输出的数据，包括R-峰值事件114，并被存储在获取数据库130内。在系统120中根据一个或多个获取协议来执行数据获取以使心脏成像最佳，特别是右心室和/或冠状窦的成像。
在一个示例实施例中，利用对于左心室最佳的协议来生成心室3D成像数据，所述协议例如四冠状动脉成像协议或CardEP协议。这些协议中使用的示例性参数包括具有0.375螺旋倾斜因素的0.5秒Gantry周期、120千伏特、250毫安和0.625或1.25mm(毫米)膜厚度。这些功能可以通过结合商业上可获得的软件工具共同执行，例如先进的导管分析仪(AVP)或CardEP。当上面提到的这些工具被应用到图像数据之后，进一步地处理开始执行，比如阈值处理、浮体过滤处理、刮光处理等。这些处理常用于整理图像并且是自动的。自动处理需要手术员排队等候，因为手术员根据操作软件只能进行单步调试。紧接着图像整理处理之后，剩余的心室被消除而仅仅只能看见左心房。一个详细的左心房以及肺静脉的3D图像便产生了。利用体数据绘制法技术来显示该3D心脏内(从里面观察)，该技术利用大量商业上可以获得的体数据绘制软件包，像VR和心脏成像质量(CARDIQ)等。一旦生成了3D图像，该3D模式几何体系就被输出并向介入系统登记。
本领域有一些已知的可利用的心脏介入系统，可以利用各种不同的技术来追踪导管。任何这些系统常可被用于通过登记模式来跟踪导管或者导联。作为一个例子，Wittkampf等人的LocaLisaTM系统利用从位于患者胸腔上的皮肤块以大约30kHz发射的1mA电流电磁场。定位这些块以形成3维空间轴系统。除位置参考导管和标测/消融术导管的连接之外，该LocaLisaTM系统还提供多种其它通道以从不同的导管进行记录。患者心脏内的导管接收这些信号，并根据信号的大小，可以确定导管的位置。LocaLisaTM系统的一个缺陷是它仅仅只能提供给用户关于导管位置的信息，而不能产生解剖几何模型。另一个可以利用的介入系统是荧光透视系统。
在本文中，登记通常是指将介入系统和3D解剖图像对准的处理。登记因此是一种几何变换的确定，这种几何变换将在对象的一张视图上的点或解剖特征对准该对象的另一张视图上相应的点或解剖特征。当前实施例的上下文图像常常包括了3D模型。因为存在用在同一主体内的两个不同模态，因此其被称为主体内的多模态登记。
大部分医学图像都作为数字图像来显示和存储，并且由被称为像素的正方形或矩形元素的小阵列组成。每个像素具有相关联的图像亮度值。这个阵列提供图像坐标系统。根据这个阵列内的2D位置来估计图像中的元素。例如，如果一个CT切片由515×512个像素组成，每个切片将对应切入患者大约0.5×0.5mm2的元素。这些图像接着被堆叠在一起。因此每个元素对应小的组织体积，被称之为体元。例如在0.75mm切片空间中，体元的大小是0.25×0.25×0.75mm3。
用来表示变换-T(登记)参数的数量是指这里所说的自由度。如果成像和登记在一个彼此较短的间隔时间内执行，那么像心脏和心房这样的器官解剖的成像和登记(比如左心室)不可能会有显著的改变。考虑到这一点，假设被成像和登记的解剖结构应该表现为刚体。在这种假设下，3个位移和3个旋转，就提供了6个自由度，并能导致一个成功的登记。然而此外，每种模态下的体元大小都不是一样的。因此用来成像的模态像CT扫描仪和介入系统将必须被校准以达到恰当的尺度。这需要3个特别的用于校准大小或缩放比例的自由度。
利用窗口工作站上可以获得的后处理处理软件，点(指下文中提到的“基准”点)可以在解剖结构的分段模型上以及所涉及的点的轴向切片上标记，这将在后面详细介绍。标记了基准点的3D图像将作为DICOM文件被传输给介入系统。利用标测和消融导管，该基准点也可以在这些位置上或者这些位置附近在介入系统上被标记。通过使用荧光透视法，例如，导管的位置已经在例如冠状窦上的解剖结构中，并且来自标测和消融导管的心内记录(intracardiac recording)可以用于在介入系统上标记基准点。双倍电势的表示(暗示导管的位置在左心房和肺静脉连接点附近)能进一步帮助识别恰当的位置。尽管可以利用若干基准点或一串点，但至少也需要3个不共线的点。
一旦利用DICOM文件将3D图像变换成一系列的相应点对，例如，x和y点在解剖结构上被识别。接着，通过选择一种对准这些点的变换来完成登记。本实施例中每个涉及这种几何变换的视图是指限定用于该特定视图的空间的坐标系统。一个用于当前实施例目的的几何变换进一步描述为一种点的标测，例如，空间X(CT模型)中的x到空间Y(介入系统)中的y。下一步就是要找到可以对齐这些基准点的最小二乘变换。
登记误差可以是由以下等式描述的任意非零点位移T(x)-y如果T(x)＝Rx+t其中R是指旋转，t是指转换。因此2个视图中的基准点的对准将导致一个更小的登记误差。未对准可以被表示为根均方误差。在这个实施例中，该误差将被称为基准登记误差(FRE)。
在这里的实施例中描述的一个刚体变换可以这样被计算FRE=(1N)ΣiNwi2[Rx+t-y]2]]>其中N是基准点使用的数量，以及wi2是指非负的加权因数，可用于减少不太可靠的基准的影响。因此通过最小化FRE能得到最理想的登记。为了使两个坐标系统之间差别最小，一个坐标系统将相对于另一个旋转并转换。最小化问题的解是唯一的，除非基准点在同一条直线上。如稍后将详细介绍的，利用不在一条直线上的基准点。
奇异值用来分析和解决最小二乘的问题。实施该方法的必要条件是矩阵满秩，就是没有为零的奇异值。这是实施例的一种情况，因为选择的基准点不共线(即不在同一条线上)。若干比如MATLAB或EISPACK的数据包可以用于特征分析(例如特征值和特征向量计算)。如果仅使用3个或更少的点，那么可以利用矩阵的逆。如果有许多方程式，H＝UλV可以用来将非正方形变为正方形。例如，在旋转的情况下，插入对角矩阵来确保R是适当的旋转(不是反射)。
一旦之前提到的参数被识别，那么执行登记操作。两个图像之间的相互程度可能是交互性的、半自动化和/或自动的。在交互性方法期间，需要人的介入来确定变换。在半自动期间，计算机确定变换，同时需要用户介入来选择登记需要的正确图像和属性。自动方法则不需要人的介入。
其它的方式，像基于强度的方法，可以作为一种供选择的登记基础来使用基准点或解剖特征。这种情况下，两幅图像之间的登记涉及利用体元值来计算变换。根据重叠区域内的体元集合来计算体元近似测量。在不存在图像之间未对准的情况下，强度差的平方为零。然而，主体内的多模态登记包括3次转换和3个旋转参数的恢复，假定体元强度之间是线性关系的简单价值函数因此不再有用。
由此，本发明实施例中描绘的新方法涉及解剖结构的登记，像左心房和肺静脉，它们对治疗心律失常比如心房纤颤疾病是很重要的。一种类似的方法可用来在双侧心室起搏术期间登记其它解剖结构例如冠状窦和左心室。除了基准点，也可以在解剖结构内部放置一种类似于导管的工具来登记解剖模型。
为了成功地登记，在两个坐标空间之间确定和对准解剖界标是非常困难的。代替对准解剖结构，本发明实施例的另一种独有的特征包括内科医师利用类似于导管或导联仪器在解剖结构内对准解剖结构以完成登记。虽然其它仪器也可以被放置在解剖结构内部，这里揭露的一种示例性实例采用了在上腔静脉和冠状窦内部放置导管或在上腔静脉和右心室内部放置导联。
现在参考图2，这里给出了一种结合本发明实施例的介入系统用于登记3D模式图像(例如CT图像)的实例方法300的流程图。就像块302给出的，诸如通过图1的成像系统100，获得许多数据。这些获取的解剖图像数据被分段(预处理)成块304中显示的那样，以便生成解剖特征的3D图像，所述解剖特征比如是左心房、肺静脉、上腔静脉和冠状窦(306)，或上腔静脉、右心房、冠状窦和左心室(块308)，这取决于后来要执行的介入步骤。
在一个路径上，方法300进入块310，此时基准点被插入到所生成的3D解剖模型内，用于后来的可视化和分析。在这方面，至少向每个模型插入3个不共线的基准点，如块312中显示的。虽然优选为3个点，但是也可以像3D模型插入更多基准点，如块314中显示的。作为选择，方法300也可以通过识别实际的解剖特征来实现，本实施例中这些解剖特征在3D模型内也被称为基准特征，如块316中显示的。在3D左心房模型的登记的情况下，解剖或基准特征也通常包括但不局限于左心房、左心房肺静脉交叉点、冠状窦和上腔静脉。并且在双侧心室起搏术中，解剖或基准元素通常包括但不局限于上腔静脉、冠状窦、右心房和左心室。在任何一种情况下，该3D解剖模型(具有沉积基准点或者确定的元素/界标)都被输出给介入系统(例如，利用标准传输如DICOM3的文件)，如块318中显示的。
在可供选择的方法中(例如，双侧心室起搏术)，并替代后来将要描述的导管，若干基准点被放到解剖结构中，比如上腔静脉、小孔和冠状窦。假如导管已经被放置在窦内，这些结构可以与一种分段模型对准。除了上腔静脉点之外，导管也常常放在多个冠状窦上。上腔静脉和冠状窦组织与分段模型对准，并且与利用变换来实现的登记对准。
在插入基准点到输出的3D模型的地方，方法前进到块320，在输出的3D模型上沉积的基准点附近，导管和/或导联在哪个点上被用来在相应的介入系统模型上标记基准点。那么，介入系统模型上标记的基准点被校准为与在输出的(分段的)3D模型上的点相同阶段的心脏和呼吸周期，如块322中显示的。
相应地，在输出的3D模型上识别解剖或基准特征的地方，通过输出的3D模型来导航导管和/或导联并将它们对准到识别的解剖特征，如块324中显示的并且下文将进一步详细描述。此后，执行将导管/导联校准到与分段的3D模型具有相同阶段的心脏和呼吸周期，如块326中显示的。特别地，例如在心房纤颤的情况下，将导管导航到比如左心房-肺静脉连接点这样的基准特征来最优化登记过程。这个位置也可以通过利用荧光透视法以及心脏内记录来确定。
不管基准点或者所识别的解剖界标是否被用来用从扫描系统输出的3D模型来校准介入系统模型，方法300都进入块328，以便通过计算缩放因子λ来相对介入系统进一步校准扫描系统，其中λ用于相对介入系统模型来调整扫描系统模型的缩放。
然后，如块330中显示的，通过一系列旋转、平移以及缩放调整，向介入系统登记输出的3D解剖模型。换一句话说，该坐标系统被旋转，使得点对或点特征被相互对齐以使登记最优化。转换因子(tx，ty，tz)的生成是相对简单而且可以利用已知的技术和处理，比如对准共有解剖结构的中心。该处理电路被设置成用于生成转换因子的可执行指令，以相对CT图像转换3D模型。原则上，该对准方法也能补偿沿垂直于投影平面的轴旋转。
假设用于登记的系统被校准，使得以患者为中心的基准在旋转上看来是相同的，在两个系统之间有最小的旋转。适当的旋转能根据3个旋转角度来计算，例如θx，θy和θz。尽管这样，因为心脏收缩和心脏舒张期间的心脏旋转运动，所以也可能产生一些误差。将要考虑的其它重要方面是CT选通以及由呼吸引起的变化。在窦节律期间，在心律(心脏舒张)的75％处执行解剖结构的分段再现。同样地，在异常节律期间的阶段位置，例如在心律周期的45％处，选择心房纤颤。基准点可在同一阶段在介入系统上标记，以避免因为心脏运动导致的任何未对准。在呼气中屏气期间实施CT扫描，介入系统上的基准点也例如在呼气屏气期间被沉积。仍然存在的任何小误差可以通过分辨出正确的旋转度来纠正，系统需要被校准，以通过以同样的角度在介入系统上旋转图像来纠正它。
所述缩放因子λ可通过从公共解剖参考系统的已知特征和例如导管的仪器的可辨别特征来确定。举个例子，输出图像的外观尺寸(比如导管直径)与已知的实际尺寸进行比较(比如，导管的尺寸)。根据这个信息，输出图像内的解剖结构的实际尺寸可以被确定，并且与介入系统内的图像结构进行比较。另一个可测量特征也用于缩放目的，比如导管上电极之间的距离。该处理电路被配置成处理生成缩放因子的可执行指令，该缩放因子相对CT图像来调整登记的3D模型的缩放比例。另一个方面，比如肺静脉孔或通过孔的肺静脉第一分支距离这样的结构的实际尺寸可以用所登记的图像上的外观尺寸来计算和校准。
在登记了输出的3D模型之后，可以实现最优化或误差最小化步骤，如块332中显示的以及上文描述的。在介入系统上显示最新登记的3D模型，如块334中显示的。然后，块336中，在介入系统上显示的登记图像上，例如通过导航及定位结构(例如，导管、起搏导联)来执行特殊的介入步骤。
本发明实施例的独特方面在于，涉及正在登记的3D解剖结构内的基准点的沉积。以左心房为例，基准点是(例如)在CT分段期间沉积在预定位置。比如说左心房-左右上腔静脉连接处以及冠状窦开口位置的这些预定位置都是基于通过操作在左心房内的导管而获得的经验来选择，因为这些位置很容易被内科医师通过导航标测导管来访问，所述标测导管用于在介入系统上沉积点。这是很有意义的，因为尽管外部的基准标记在精心设计的治疗步骤中可很容易地被使用，但是这些标记的错位，以及对成像和登记两者几乎即时的需要，是这种方法的很明显的缺点。这些问题通过利用本实施例中描述的内部基准点可以得到解决。
图3说明了3D模型图像的一种示意性序列，开始详细地解释了在从成像系统中获得的模型上沉积基准点，图像和基准点随后被输出到介入系统，并且登记输出的图像。特别地，第一图像402是3D心脏CT模型，具有沉积在其上的第一组基准点(基准点1，2，3)。第二图像404表示向介入系统输出的3D图像402，并具有沉积在其上的第二组相应的基准点。根据对相应基准点的对准，从中得到登记图像406。
在双侧起搏的情况中，如图4所示，该基准点(虽然并不局限于)沉积在容易观察的位置，比如上腔静脉(SVC 520)和右心房的边缘、冠状窦530区域的开口处和下腔静脉-右心房连接处，或者产生非共线点的低右心房。在左心房模型中，在SVC、右心房、冠状窦和左心室的分段模型被输出到介入系统之后，该基准点对被用来完成登记。为了更清楚地描述被登记的特征，中间的面板(相对于前面的盲肠后动脉(AP)视图)示出心脏在后、靠前或、PA视图，包括左心室(LV)和冠状窦(CS)及其分支。如右边的面板所显示的，前面详细描述的分段处理也可以描述于CS 530及其分支的图像。
本发明的又一特殊方面在方块图中描述，在其中放置有工具的解剖特征(也称为基准点)都用于登记。这一方面在下文将进一步描述。心房纤颤介入过程期间，有多个记录电极的导管常被放置在冠状窦内部。常常从颈部的颈静脉放置这种导管，且追踪到上腔静脉，然后到冠状窦。相似地，利用一种经中隔的方法将标测和消融导管放置在左心房内部。左心房和冠状窦内的标测和消融导管以及冠状窦导管可以越过介入系统被识别。在现有介入系统中完成的研究的基础之上，定位是很精确的。这些导管的位置也通过荧光检查确认和心电图仪确认，特别是在像左心房-肺静脉连接点处被确认。在这些部位上的电描记图显示示出可能来自左心房和肺静脉的记录的双倍电势。
图5描述了来自于荧光检查系统(例如荧光检查系统182和介入系统186)的投影图像(面板A和D)。标测和消融及冠状窦导管500、510的位置可在荧光检查图像上看见。标测和消融导管500被放置在右边的上腔静脉(面板A)和左边的上腔静脉(面板D)内部。冠状窦(CS)导管510有多个电极，这多个电极中的一些也被确定在SVC和冠状窦中。电极可在介入系统上被识别，如图7所示。荧光检查图像上右边和左边的上腔静脉内部的导管位置通过注射确认导管位置的对照物(未示出)并且根据从导管获得的电描记图来确认。也可以利用其它区域，比如描述了心房和心室之间连接点的心室二尖瓣或三尖瓣环面的腔体。然而，本发明的实施例并不打算局限在这里揭露的那些解剖区域和结构。
面板B内，标测和消融导管500以及输出的左心房3D模型184的位置都可在介入系统186上看见。像描述的，两者对准之间存在显著误差。识别将如面板C所示的导管和3D模型上的位置相链接的变换。然后导管被定位在左边的上腔静脉内，如荧光检查图像的面板D所示，并且如上面阐述的那样重复同样的操作来链接导管和3D图像，以便正确地对准图像并且实现正确的变换。
在另一个方面，在冠状窦内的导管的定位也能根据上述或者常用的方式对准。图6说明了荧光检查图像上的冠状窦导管510以及起搏和去心脏纤颤导联540的定位。在冠状窦导管的情况中，在通过SVC和右心房之后，导管定位在冠状窦内部。在针对右心室起搏的起搏和去心脏纤颤导联的情况中，导联(像冠状窦导管)通过SVC但是并不是放置在右心室内部。导管或导联与分段的SVC对准可导致成功的登记。
如图7所示，描述了在荧光检查系统上的冠状窦导管510的电极，如左边的面板所示。如图2(块324)和图1所示，图像184(除3D模型外)被处理，以在感兴趣的脉管中建立导管510通道，比如在SVC 520和冠状窦530中。为图像精细处理图像184、520和530，其中利用了为动脉造影数据而获取的图像来调整冠状窦内体元强度的已知技术，或根据动脉造影或静脉相研究来调整图像的亮度的已知技术。利用这种对比增强分段分析，SVC 520以及冠状窦530如图7右边的面板所示的那样被识别。冠状窦的电极也显示并标记在介入系统上。如右边的面板所描述的变换过程，导管(电极)然后与输出的分段上腔静脉520和冠状窦530图像以及左心房模型184对准。因为在左心房和这些结构之间具有固定的关系，左心房模型随后也能在介入系统上显示。图8就是一个例子，显示了用LocaLisaTM系统标记的冠状窦导管上的电极，以及与冠状窦被对准的SVC。
双侧心室起搏的情况中，右心室导联540通常先被放置。这跟随了在SVC 520中冠状窦导管路径，但不是前进到该冠状窦而是被放置在右心室中。作为放置在右心室的右心室导联的一个例子如图6所示。通过识别用于链接这些图像的变换，SVC 520和冠状窦图像530接着与导联540对准。整个左心室连同冠状窦一起也被分段，如图4所示。特别详细的描述参见美国申请，序列号为10/605,903和10/900,847(这里和并引用其全部)，大部分理想的左心室起搏位置可以在这些登记图像上识别，同时起搏导联被放置在最近的冠状窦分支内或者外部的心外膜以实现益处最大化。除了左心室登记或双侧心室起搏之外，穿过大动脉而倒转放置在心室内的导管并且与大动脉对准的导管和/或多个放置在大动脉和/或左心室内的基准点也可以用于登记。
如揭露的，本发明的一些实施例也包括以下一些优点CT-介入系统登记技术的可用性允许起搏导联被导航并放置在最恰当的位置上，从而提高双侧心室起搏或左心室起搏的效果；CT-介入系统登记技术的可用性将显示3D模型上冠状窦的位置，从而消除双侧心室起搏的需要以便在植入冠状窦导联之前实施冠状窦血管造影术；结合从3D模型获取的信息的能力，生成所述信息利用具有由介入系统提供的实时活动信息的扫描仪；并且，一种技术可用性，将利用CT成像功能以及更重要的是利用介入系统登记图像功能来显示不同的肺静脉-左心房连接处以及心房内的其它关键区域的3D几何图像，以帮助分离肺静脉和其它更精确和更容易地启动并维持AF的区域。
虽然本发明实施例揭露了以心脏为解剖区域，可以理解的是，本发明并不局限于此且本发明的范围包括患者内部的其它解剖区域。虽然本发明实施例揭露了冠状窦，SVC和左心房作为解剖区域内部的示例解剖结构，可以理解的是，本发明并不局限于此且本发明的范围包括解剖区域内部的其它解剖结构。虽然本发明实施例揭露了患者内部放置的导管或者导联，可以理解的是，本发明并不局限于此且本发明的范围包括其它设备。
本发明实施例能以计算机-实施程序以及实施那些程序的设备的形式来具体体现。本发明也能以计算机程序产品的形式来具体体现，其具有包含了登记在确实媒介内的指令的计算机程序代码，计算机程序产品比如是软磁盘、CD-ROM、硬盘驱动器、USB(通用串行总线)驱动器、或者其它任何计算机可读媒介，其中，当载入计算机程序代码且被计算机执行时，计算机便成为实施本发明的一种设备。本发明也能以计算机程序代码的形式来具体体现，例如，不管是存储在存储媒体中、由计算机载入和/或执行还是通过传送媒介传送，例如通过与电线或电缆、穿过光导纤维、或通过电磁放射物，计算机都成为执行本发明的一种设备。当通用目的的微处理器上实现时，计算机程序代码分段将该微处理器配置产生特殊的逻辑电路。可执行指令的技术效果为辅助医学介入处理的目的而用介入系统来登记3D模型虽然本发明根据优选实施例来描述，可以理解在不背离本发明范围的情况下通过利用等价物的替换以及这些技术上的技巧能产生各种变化。另外，可能做一些修改以使位置和材料适合于本发明的技术且不背离其基本精神。所以，本发明并不局限于这里所描述的最有效地执行本发明的典型实施例，本发明将包括满足所有附加权利要求精神的所有实施例。
零件列表100 心脏CT系统110 成像设备112 心电图(EKG)监视器114R 峰值事件115 扫描部件116 接口板117 扫描仪部件118 扫描仪部件120 数据获取系统130 获取数据库135 图像再现140 图像生成系统150 图像数据库160 操作员接口162 键盘164 显示器166 显示器167 存档168 胶片169 网络170 处理器180 处理中心182 显示器或荧光透视系统186 介入系统200 存储器205 数据端口210 系统通信链路212 系统通信链路216 系统通信链路218 系统通信链路220 系统通信链路
222 系统通信链路230 子系统250 导管260 方法300 块302 块304 块306 块308 块310 块312 块314 块316 块318 块320 块324 块326 块328 块330 块332 块334 块402 第一图像404 第二图像500 标测和消融窦状导管510 冠状窦导管520 上腔静脉530 冠状窦540 导联
权利要求
1.一种用于在介入系统(186)中登记心脏图像数据的方法(300)，该方法(300)包括在获取的3D解剖图像上插入第一组基准点(310)；输出所述3D解剖图像到介入系统(186)，其中所述图像在其上具有所述插入的第一组基准点(318)；利用所述介入系统(186)，在所述输出的3D解剖图像上插入第二组基准点(320)；并且相互对准所述第一组基准点和所述第二组基准点，以便向所述介入系统(186)登记所述输出的3D解剖图像(322)。
2.权利要求1的方法(300)，其中相互对准所述第一组基准点和所述第二组基准点进一步包括执行旋转、平移以及缩放操作(330)。
3.权利要求2的方法(300)，进一步包括确定在第一坐标空间中的所述第一组基准点x与第二坐标空间中的第二组基准点y之间的变换T，以最小化误差T(x)-y(332)。
4.权利要求1的方法(300)，其中利用所述介入系统(186)在所述输出的3D解剖图像上插入所述第二组基准点(332)，与在所述获取的3D解剖图像上插入所述第一组基准点，在大约相同的心动周期阶段执行。
5.一种用于登记心脏图像数据的系统，包括成像系统(100)，用于获取3D解剖图像，所述获取的3D图像被配置成在其上插入第一组基准点；介入系统(186)，被配置成接收从所述成像系统(100)输出的所述3D解剖图像，其上具有所述插入的第一组基准点；所述介入系统(186)进一步被配置成在所述输出的3D解剖图像上插入第二组基准点；并且所述介入系统(186)进一步被配置成互相对准所述第一组基准点和所述第二组基准点，以便向所述介入系统(186)登记所述输出的3D解剖图像。
6.一种用于登记介入系统(186)中的心脏图像数据的方法(300)，该方法(300)包括识别所获取的3D解剖图像上的一个或多个解剖特征(316)；输出所述3D解剖图像到介入系统(186)(318)；利用所述介入系统(186)，导航一个仪器并将其定位到与所述输出的3D解剖图象上的所述一个或多个识别的解剖特征相对应的位置上(324)；并且将定位的仪器位置对准到所述输出的3D解剖图像上的所述一个或多个识别的解剖特征，以便向所述介入系统(186)登记所述输出的3D解剖图像(328)。
7.权利要求6的方法(300)，其中所述将定位的仪器位置对准到所述输出的3D解剖图像上的所述一个或多个识别的解剖特征，进一步包括执行旋转、平移和缩放操作(330)。
8.权利要求7的方法(300)，进一步包括确定在第一坐标空间中所述一个或多个识别的解剖特征与第二坐标空间中定位的仪器位置之间的变换T，以便将所述一个或多个解剖特征与所述定位的仪器位置相链接并最小化登记误差(332)。
9.权利要求6的方法(300)，其中所述利用介入系统(186)导航一个仪器并将其定位到与所述输出的3D解剖图象上的所述一个或多个识别的解剖特征相对应的位置上，与识别在所述获取的3D解剖图像上的一个或多个解剖特征，在大约相同的心动周期阶段执行(326)。
10.一种用于降低向介入系统(186)登记的三维解剖图像的运动伪像的方法(300)，该方法(300)包括在所选择的心动周期阶段，在从成像系统(100)所获取的心脏图像上标记位置；输入所标记的已获取的心脏图像到介入系统(186)；并且利用所述介入系统(186)在输入的心脏图像上标记对应的位置，其中在所述所选择的心动周期阶段也标记所述对应的位置。
全文摘要
一种用于在介入系统(186)中登记心脏图像数据的方法(300)，包括在获取的3D解剖图像上插入第一组基准点(310)并输出所述3D解剖图像到介入系统(186)，其中所述图像在其上具有所述插入的第一组基准点(318)。利用所述介入系统(186)，在所述输出的3D解剖图像上插入第二组基准点(320)，并且相互对准所述第一组基准点和所述第二组基准点，以便向所述介入系统(186)登记所述输出的3D解剖图像(322)。
文档编号G06T17/00GK1820707SQ20051012168
公开日2006年8月23日 申请日期2005年12月20日 优先权日2004年12月20日
发明者M·瓦斯, 贾斯伯·S·斯拉, D·R·奥克伦德 申请人:通用电气公司, 贾斯伯·S·斯拉