专利名称：采用器官外部解剖特征的器官图像的配准的制作方法
技术领域：
本发明一般涉及图像处理，尤其涉及用于医学图像的分析和显示的方法和系 统。
背景技术：
在一些医疗成像应用中，来自不同源的用多种模态产生的图像被一个个的配准 并显示。例如，美国专利5568384，其公开的内容在此引入作为参考，其描述了用于将 3D多模态图像集合合成为单一组合图像的方法。最初用半自动分割技术从两个或更多不 同的、将被匹配的图像中提取表面。表面被表示为具有将被匹配的共同特征的轮廓。匹 配方法包括查找多参数空间和调节一个表面或多个表面以找出其中最适合的。Makela等 人在 “ A Review of Cardiac Image Registration Methods” 中研究了 图像配准的方法，该文 章发表于 IEEE Transactions on Medical Imaging 21:9 (2002 年 9 月)，1011 1021 页，其 被引入于此作为参考。Aylward 等人在美国专利 6690816 和 International Journal of ComputerVision55 2-3 (2003 年 11-12 月)，第 123 138 页的 “Registration and Analysisof Vascular Images”
中描述了在医学图像中管状目标的处理方法，这两篇都在此引入作为参考。他们指出在 多维图像中管状目标的配准有助于医学成像的应用。这类管状目标配准对准了源图像和 目标图像之间的管状目标的图像单元，该源图像和目标图像可以用不同的图像模态来产 生。本专利给出一个用于肝脏损害的射频切除治疗，配准手术前CT或MR数据和手术 内超声数据的例子。
发明内容
以下所描述的本发明的实施例提供了利用器官外解剖特征，配准所述器官的不 同医学图像的方法和系统。术语“图像”被广泛用在本专利申请的上下文和权利要求书 中，以表示器官的形状或轮廓的任何三维(3D)图示。下文描述的方法可用于配准使用不 同模态捕获的图像，诸如配准器官的预采集3D图像和器官内用侵入性探针实时生成的器 官的3D图示。在一些实施例中，器官外的管状结构诸如血管被用于配准图像。基于管状结构 的分段表面，采用下文描述的快速准确的方法可以在3D图像中识别管状结构。由于用于 治疗器官的侵入性探针，诸如心导管常常穿过血管插入靶器官(target organ)中，所以在探针穿过血管的过程中，使用探针可以产生血管的实时图像。这个图像可以与预采集图 像中的相应血管配准，使得在探针平滑进入靶器官之前，探针的参考结构可以与预采集 的图像配准。可选择地或附加地，手术者可以在预采集的图像中交互地指示靶器官外的标志 点，例如，用指示装置在显示器上标记相应的点。于是手术者可以通过使探针与标志点 位置物理接触，在实时图像中指示相应点。再次参考以上提到的血管例子，标志点可以 是在主动脉或腔静脉中的位置，并且当探针穿过通向心脏的、将被讨论的血管时，手术 者可以使探针接触这些位置。因此，根据本发明的实施例，提供一种成像方法，包括接收受检者体内的器官附近的第一个三维(3D)图像；创建器官附近第一个3D图像中的管状结构的几何模型；将侵入性探针插入器官；使用侵入性探针捕获包含器官的第二个3D图像；使用侵入性探针在管状结构的表面上定位一个或多个点，以及通过将一个或多个点与几何模型匹配，将第二个3D图像与第一个3D图像配 准。在一些实施例中，定位一个或多个点包括将侵入性探针插入管状结构，以及当 侵入性探针在管状结构中时识别管状结构的表面。在一个实施例中，识别表面包括使探 针与一个或多个点接触，以及确定探针的坐标。定位一个或多个点可以包括接收来自使 用者的输入，以在第一个3D图像上标记一个或多个点。可选择地或附加地，将侵入性探 针插入管状结构包括使侵入性探针经由管状结构进入器官。在公开的实施例中，器官包 括受检者心脏，并且侵入性探针穿过的管状结构包括与心室相通的血管。在一些实施例中，由第一个3D图像中的管状结构产生的几何模型是第一个几何 模型，定位一个或多个点包括处理第二个3D图像以创建管状结构的第二个几何模型，并 且匹配一个或多个点包括使第二个几何模型适配第一个几何模型。在公开的实施例中， 捕获第二个3D图像包括通过使探针在内表面的多个位置上与器官内表面接触而产生器官 内表面的解剖图，以及在每个位置上记录探针的位置坐标。产生解剖图可以包括，通过 在多个位置上使用探针测量局部电活动生成电解剖图，其中将第二个3D图像与第一个 3D图像配准包括在第一个3D图像上添加局部电活动的指示。可选择地，捕获第二个3D 图像包括使用探针内的超声传感器生成超声图像，以及定位一个或多个点包括识别超声 图像中的一个或多个点。在公开的实施例中，定位一个或多个点包括基于探针中的位置传感器提供的信 号确定一个或多个点的坐标。在一个实施例中，管状结构在器官外，其中所述器官是受检者的心脏，其中管 状结构包括在心脏附近的血管。根据本发明的一个实施例，还提供了一种成像方法，包括接收受检者体内管状结构的三维(3D)图像；识别出现在管状结构表面上的3D图像中的多个点；定义多个环，每个环穿过表面上所述多个点的各自子集，并环绕管状结构，以及结合所述多个环以创建管状结构表面的3D几何模型。典型地，定义多个环包括指定起始点，以及在各自的子集中为每一个环合并一 组点，这一组点到起始点的距离相等。根据本发明的实施例，另外提供成像装置，包括侵入性探针，其被配置为插入受检者体内的器官；以及处理器，其被耦合以接收器官附近的第一个三维(3D)图像和创建器官附近第一 个3D图像中的管状结构的几何模型，并且其被配置为使用侵入性探针捕获包括器官的第 二个3D图像，以及使用侵入性探针在管状结构表面上定位一个或多个点，并且通过将一 个或多个点与几何模型匹配来配准第二个3D图像和第一个3D图像。根据本发明的实施例，进一步提供了计算机软件产品，包括计算机可读介质， 其中储存了程序指令，当计算机读操作时，该指令使计算机接收受检者体内器官附近的 第一个三维(3D)图像，创建器官附近第一个3D图像中的管状结构的几何模型，使用插 入器官的侵入性探针捕获包括器官的第二个3D图像，使用侵入性探针在管状结构表面上 定位一个或多个点，以及通过将一个或多个点与几何模型匹配来配准第二个3D图像与第 一个3D图像。根据本发明的实施例，此外还提供了计算机软件产品，包括计算机可读介质， 其中储存了程序指令，当计算机读操作时，该指令使计算机接收受检者体内管状结构的 三维(3D)图像，识别出现在管状结构表面上的3D图像中的多个点；定义多个环，每个 环穿过表面上多个点的各自的子集并环绕管状结构；结合所述多个环以创建管状结构表 面的3D几何模型。从下面结合附图的实施例的详细描述中，将更充分地理解本发明，其中
图1是根据本发明实施例的一种医学成像系统的示意性图示说明；图2是示意性说明根据本发明实施例，配准心脏图像的方法的流程图；图3是示意性说明根据本发明实施例，在3D图像中建立管状结构模型的方法的 流程图；图4是根据本发明实施例，通过图3方法产生的心脏的3D模型中代表血管的多 个环和中心线的图示；图5是根据本发明的实施例，通过图3的方法产生的心脏肺静脉3D模型的图 示；图6是根据本发明的实施例，示意性说明在用侵入性探针产生的图像中建立管 状结构模型的方法流程图；图7是根据本发明的实施例，在通过图6的方法产生的血管3D模型中代表血管 的多个环和中心线的图示；图8是根据本发明的实施例，通过图6的方法产生的血管的3D模型的图示；图9是根据本发明的实施例，包括连接到心房的肺静脉的左心房电解剖图的图 示；
图10是根据本发明的实施例，从电解剖图中移除肺静脉之后的图9的电解剖图 的图示；图11是根据本发明的实施例，左心房的预采集图像的图示，在图像配准之后已 在该预采集图像上添加了左心房电解剖图的特征；以及图12A和12B分别是根据本发明的实施例，心脏的预采集图像和心脏电解剖图 的图示，在其上已添加了手术者指出的标志点。
具体实施例方式系统描述图1是根据本发明实施例，对病人22的心脏24进行成像的系统20的示意性图 示，该系统包括导管28，由手术者26诸如内科医生将其通过静脉或动脉插入心室。系 统20包括测量导管28位置(位置和方向)坐标的定位子系统。在一个实施例中，定位 子系统包括磁位置追踪系统，该磁位置追踪系统包括一套外部辐射器30，定位在病人外 部固定、已知的位置。线圈30在心脏24附近产生场，典型是电磁场。产生的场由导管 28的远端内的位置传感器31感测。一些可以用这样的方式使用的位置追踪系统例如，在美国专利6,690,963、 6,618,612 和 6,332,089 以及美国专利申请公开文本 2002/0065455A1, 2004/0147920A1 和 2004/0068178A1中被描述，其公开内容都在此引入作为参考。在CARTO 系统中使用 这种由BiosenseWebster公司(Diamond Bar，加利福尼亚州)生产的追踪系统。可选择 的，尽管图1所示的定位子系统使用磁场，以下描述的方法可以使用任何其它合适的定 位子系统来实施，诸如基于电磁场、电阻抗测量、或声学测量的系统。导管28还包括至少一个在其远端的转换器33，用于产生心脏24的图像。转换 器33可以包括例如电极，该电极测量在心内膜上多个点处的电活动，导管尖端与这些点 接触。这种电极，与位置传感器结合，可用于产生心脏的一个或多个心室的电解剖图， 例如在以上提到的CARTO系统中。根据以上的定义，这种电解剖图在本专利申请的上 下文和权利要求书中被认为是“图像”。附加地或可选择地，转换器33可以包括一个或多个超声转换器，其用于捕获心 脏内的超声图像。位置传感器31提供的读数用于配准在导管不同位置上捕获的超声图像 (可以是二维或三维图像)以重建一个完整的3D图像。该图像可以包括一个或多个心 室，以及心脏外的附近结构诸如血管。在美国专利申请公开文本2006/0241445中描述了 具有这种能力的导管和系统(还包括用于电解剖感测的电极)，其公开内容在此引入作为 参考。进一步附加的或可选择的，导管28和系统20可以适于产生其他类型的图像，诸 如表示心脏内机械活动或其它类型生理活动的图。而且，尽管在此描述的实施例尤其涉 及心脏成像，但本发明的原理同样也可以应用于身体的其它器官。控制台32驱动和控制系统20的元件。控制台32包括辐射器驱动电路34，其产 生信号以驱动辐射器30。信号处理器36处理导管28输出的信号，包括传感器31输出的 位置信号和转换器33输出的转换器信号。信号处理器处理这些信号以产生心脏24的图 像，诸如上述3D超声图像和/或电解剖图。典型地这种图像是实时产生的，即在使用导管获得数据的期间，手术者同时在病人的身体中操作导管。(可选的，以下描述的方法可 以在获得这种图像后得到应用。)图像呈现在输出装置上，诸如显示器38。手术者可以 使用用户输入装置诸如跟踪球40或其它指示器与信号处理器交互作用。在下文进行更详细描述的一些实施例中，信号处理器36还接收心脏24的预采集 3D图像。图像是预采集的，意味着它是使用另一种成像模态分别获得的。这种模态的例 子包括计算机断层扫描(CT)、磁共振成像(MRI)、正电子放射型计算机断层成像(PET) 以及使用外部探针的超声成像。信号处理器处理预采集的图像和实时图像以配准所述实 时图像和预采集图像。用于进行该处理和配准的方法在下文进行详细描述。然后已配准 的图像可以一起呈现在显示器38上。例如，来自实时图像的解剖和/或功能细节可以添 加到预采集图像上。典型地，信号处理器36包括通用计算机，该通用计算机具有用于接收相关图 像和位置数据的合适的输入电路，并且将该通用计算机以软件编程来执行在此描述的功 能。这个软件可以电子方式例如通过网络下载到计算机中。可选择地或附加地，该软件 可存储在有形介质上，诸如光学、磁或电子存储介质。进一步可选择地或附加地，至少 一些信号处理器的功能可以通过专用或可编程的信号处理电路来执行。管状目标的配准图2是示意性说明配准预采集的3D图像诸如MRI，CT或PET图像的方法流程 图，该预采集的3D图像在图像坐标系统中使用具有电磁位置感测系统的导管(诸如系统 20中的导管28)产生的实时心脏模型获得。实时心脏模型由电解剖接触绘图产生，或由 心脏内超声成像产生。尽管最终结果是心室的配准图像，但是配准处理是基于配准预采 集和实时模型中感兴趣的血管。血管不是心脏自身的必要部分。贯穿本专利申请，用于配准的血管被称为“管状结构”。其它管状结构(不仅 仅血管)可同样用于配准。以下的管状结构例如可以作为用于心脏图像配准的目标 下腔静脉； 上腔静脉； 冠状窦； 心脏的冠状动脉； 主动脉； 食道； 肺静脉。管状结构的配准是快速和精确的，并且当导管在器官外时，可以用导管的坐标 系统配准感兴趣的器官图像的坐标。因此，例如，在图2的方法中，可以使用心脏外的 血管或其它管状结构配准心室。该方法不依赖于预采集图像的体数据(volumetric data)， 而是使用管状结构的分段表面。由于导管通常穿过确定的血管插入心脏，诸如腔静脉或主动脉，因此在导管穿 过血管的通路时可获得图2方法中使用的实时图像。然后在导管平滑进入心脏之前可以 用参考的导管结构预先配准预采集的图像。导管正在穿过的血管的实时模型为使用者提 供清晰的关于血管形状和其中导管位置的反馈。本实施例的特征提高了绘图程序的安全 和速度。
此外，如下图所述，图2的方法可用于同时配准几个管状结构。发明人已经发 现，这种同时的方法为仅使用单一血管或甚至几个血管的顺序配准提供较高的配准准确 度。同时配准使可能的误差平均化，该可能的误差可以是心律改变导致的心脏和周围组 织的变形以及在绘图期间由导管导致的软组织的变形引起的。图2的方法也可提供管状血管模型和感兴趣的腔(诸如与血管相连的心室)的相 交区域的自动检测。该技术产生了单独的几何实体，该几何实体可以可靠地用于进一步 的诊断和/或治疗活动。例如，肺静脉与左心房的交叉区域的检测，如下图所述，允许 血管口的位置高亮显示以用于计划后期的切除程序。现在转到图2的说明，在第一个图像建模步骤50中，该方法首先在预采集图像 中建立一个或多个管状结构的模型，诸如血管。在可用于提供预采集图像的一些成像模 态诸如CT中，管状结构诸如血管通常是与其相关的主要腔的分段部分的输出。此外，该 分段可作为网孔提供，而不是体素数据(voxel data)，并且该分段可以包含分段人造物。 在这种环境下，步骤50中的建立管状结构模型需要使处理器能够正确地识别和定位这些 结构。这个步骤的细节如下图3所示。手术者可以在将被建模的预采集图像中指定管状 结构，以减小例如不正确分段造成的误差的可能性。在实时采集步骤52中，控制导管28穿过身体中感兴趣的区域，并且采集图上的 点，尤其是沿着将被建模的血管的内表面。通过在空间和电稳定的位置上使导管尖端接 触血管内表面来产生图上的点。可选择地或附加地，如上所述，感兴趣的血管的心脏内 轮廓可使用心脏内的超声导管获得，该心脏内的超声导管配备位置传感器。在这种操作 模式下，可通过导管获得的每个血管轮廓被认为包括几个图上的点。在图建模步骤54中，处理器36从图上的点云中实时构建血管模型。如之前注 释的，在本专利申请的上下文和权利要求书中，这种图被认为是“图像”。步骤54的细 节如下图6所示。在血管分离步骤56中，处理器从感兴趣的心室中分离一个或多个将被建模的血 管。为了这个目的，处理器识别血管口例如肺静脉进入左心房的血管口，或主动脉从左 心室离开的血管口。这个步骤的目的是，当作为血管一部分的已采集到的图上点与心室 有着错误联系时，解决发生在绘图程序中可能出现的紊乱，反之亦然。例如，由于手术 者工作流程的错误，肺静脉点可能被错误地识别为左心房的一部分，或主动脉点可能被 识别为左心室的一部分。步骤56试图通过自动描绘出血管口来纠正这样的错误。例如， 该血管口可以例如通过检测网孔的相交线以及识别位于心室中的部分血管网孔来识别， 该网孔的相交线与血管(或多个血管)及心室对应。划分由相交线交叉的网孔的三角形， 因此产生两个单独的网孔。然后移除每个网孔的内部部分。为了使网孔拓扑一致，通过 三角剖分将孔关闭。在目标关联步骤58中，处理器36将步骤54和56中建模的每个血管与步骤50 中的预采集图像模型中的相应血管相关联。如之前注释的，几个不同的血管诸如肺静脉 可以在该步骤同时配准，以提供更准确的结果。在下文中参考图9和10进一步描述血管 识别和关联的方法。尽管血管关联的方法典型地是自动执行，但是手术者可以通过指向 相互关联的多对血管(在预采集图像和图上)随意辅助该自动方法，尤其是当涉及多种血 管的时候。
基于关联的血管，在配准步骤60，处理器配准在步骤50至56中创建的模型。 起初通过使代表步骤58中每对关联血管的相应管中心线的分段之间距离最小化来配准模 型。然后通过旋转和平移图执行精确的配准，以使网孔点的带符号距离的平方和最小， 该网孔点是在步骤56从预采集图像模型的表面中产生的。对于位于预采集图像模型的网 孔内的网孔点，带符号距离是负数。为了抵消手术者不完善或片面的绘图可能造成的影 响，对于这些内部点的每一个点来讲距离设置为零。可选择的或附加的，预采集图像模 型可以被修改以适配图模型。在配准程序之后，步骤52中获得的图数据可添加到预采集图像上。由这种建模 和配准产生的重叠图像如图11所示。基于手术者获得的新的图点，其后如果需要，可在 任何时间重复类似的配准程序。还可以为手术者测量和显示配准准确度。图3是根据本发明的实施例，示意性说明一种方法细节的流程图，其可用于步 骤50在预采集图像中建立管状结构模型。该方法是基于预采集图像中分段目标或轮廓表 面上点的位置建立管状结构模型，并且不需要体素(位置/强度)数据。因此，该方法 能在分段网孔输入上接收和操作，如以上的说明，而不是象本领域公知的一些方法中的 完整体图像。在图3方法的准备中，处理器36将预采集图像网孔转换成半边缘数据结构，其 有利于有效的3D计算。(半边缘是有向边缘，该有向边缘储存到其原点的指针、到其左 面的指针、到其靶顶点的指针、和到其右面上的相对边缘的指针)。为了识别模型主体， 在环建立步骤70中，处理器在图像中建立一套环绕图像体外表面的环。为了建立多个 环，处理器开始于将被建模的体内的任意点，并且连接所述体的边缘上的点子集，这些 点到起始点的距离相等。起始点可以不在使用者干涉下自动地随机选择。然后处理器使 用半边缘之间的关系在这些边缘点之间建立拓扑连接，由此分离属于不同血管分支的多 个环。在给定步骤中，无论何时从一个初始环定义几个环，处理器都会产生两个或更多 相应的子节点(分支)。处理器在树结构中排列分支。为了改进建模结果，现在处理器识别树根，并且使用树根作为起始点(取代在 第一个通过数据中使用的任意点)建立一组新的环。基于这些新的环，在分支构建步骤 72中，处理器重建树并连接多个环中心，以建立分支中心线的第一近似值。然后在环标 准化步骤74中，处理器调整该多个环，以使其与这些中心线正交。为了创建一致的模 型，迭代重复标准化和中心线的构建。图4是根据本发明实施例的步骤72和74之后的左心房80的示意性表示。由围 绕每个静脉和其附属分支的环84表示肺静脉82的树。树分支的中心线86在根88交汇。现在返回到图3，处理器36在分支分离步骤90中检测和分离分支入口点。本 文中分支的“入口点”是指分支的基部，包括主分支从主体分离的入口点。基于步骤74 中建立的树的拓扑，入口点是第一个近似。然后表面分析器算法用于精确识别入口点。 这个算法在体表面上沿着表面与围绕中心线旋转的平面的相交处建立线条。连接具有大 的相交角的点以产生用于分支入口的多个环。处理器用这些环从体的其它部分中分离管 状结构(诸如肺静脉)。在一些情况下，诸如在建立左心房和肺静脉模型中，在后处理步骤92中，处理 器执行额外的后处理阶段以“清除”模型。基于已知的解剖学和预采集3D图像的方向，处理器识别肺静脉。这个步骤使处理器能够识别伪分支，该伪分支可能已在分段过程或 解剖特征诸如左心房附属物中作为不精确的结果产生。处理器将其作为“管状结构”而 消除这些分支。图5是根据本发明的实施例，在完成步骤92之后的肺静脉82的示意性表示。 该表示通过组合多个环84产生，这样定义了静脉拓扑。为了清楚，左心房本身已从模型 中移出。该图显示了入口区域100，主静脉从该入口区域100进入左心房，以及入口点 102，附属静脉在该入口点102处从主静脉分支。图6是根据本发明的实施例，示意性说明可用于步骤54中建立实时内心脏数据 的方法细节的流程图，该实时内心脏数据通过导管28获得。该方法对在步骤52中使用 导管获得的所讨论的管状结构表面上一组图点进行操作。如果管状结构具有分支，那么 处理器36在预处理步骤110中识别和分离它们。为了这个目的，处理器建立包括管状结 构的最小体的方向盒。如果该分离造成体的严重减少，则这个最小体的方向盒被分成两 个最小体的方向盒，并且继续重复将盒分割成较小的盒。图点的子集是通过把采集的点 投影到最近的平面上来定义，该最近的平面与所选扫描方向(典型地与盒的长轴相平行) 正交。分级群聚用于在每个属于不同分支的盒内识别点组，以及相应调整分支界限。然 后图6的方法中后面的步骤被用于为每个分支单独建立模型，此后分支模型合成为整个 血管树的模型。对于每个分支，在图构建步骤112中，处理器建立连接点的图。如果点之间的 距离在预定的阀值内，那么点被定义为已连接。处理器自动找到图上的极值点，也就 是，在极值定义步骤114中，以最大距离分离的点。在边缘点选择步骤116中，从这些 极值点中的一个极值点开始，处理器步进到图上的其坐标在极值点的预定步长内的下一 个边缘点。在圆环拟合步骤118中，处理器围绕这些边缘点拟合封闭圆环(环)。然后 在管完成步骤120中，处理器从这些边缘点步进到下一个边缘点(重复同样的步长)，并 且不断重复步骤116和118来拟合另一个围绕它们的封闭圆环，直到到达另一个极值点。 处理器定义了连接步骤118中产生的圆环中心的线，以及平滑该线使其作为血管中心线 的第一近似值。图7是根据本发明的实施例的圆环132的图示，该圆环132在由上述步骤产生的 血管的3D模型中表示血管130。在这个例子中，血管是主动脉，表示没有分支血管的主 动脉弓形区域。最初的中心线134连接多个圆环的多个中心。回到图6，在标准化步骤140中，处理器36使圆环标准化，也就是说，调整圆环 使得它们与平滑的中心线正交。然后在拟合步骤142中，处理器通过拟合多项式曲线以 近似先前定义的中心线，重新定义中心线。该曲线提供中心线的分析表示，其可用于模 型的细化。这种多项式中心线136如图7所示。最终，在网孔建立步骤144中，处理器 在圆环上拟合三角网孔以给出管状结构的整个表面。图8是根据本发明实施例，在步骤144中产生的主动脉的三角网孔表面146的图
示
作为另一个例子，图9是根据本发明实施例的左心房150的电解剖图的示意性表 示，其包括用图6的方法建模的肺静脉152。通过导管28获得的图点154标记在心房和 静脉的表面上。(不像图7和图8的模型，在图9所示的典型临床案例中，在肺静脉中仅捕获稀疏图点，引起静脉152的管状模型中的变形)。心房表面的阴影表示关于电活动的 被测参数的局部值，诸如电活动次数。图10是根据本发明的实施例，从步骤56 (图2)的图中移除肺静脉之后，图9中 心房150的电解剖图的示意性表示。肺静脉口区域被认为是入口区域156。为了从心房 图中分离肺静脉，处理器36检测定义静脉152的网孔与定义心房150的网孔的相交线。 然后处理器移除位于心房腔内的静脉网孔的任何部分，并为了一致性(consistency)而闭 合静脉的网孔。图11是根据本发明的实施例，左心房80的预采集CT图像160的示意性表示， 使用各自的肺静脉模型用电解剖图来配准。电解剖图中的图点162是用CT图像中的心房 表面完全配准的。心房80上的阴影表示电活动数据，其在图像配准之后被添加在CT图 像上。使用靶器官外的标志点的图像配准该实施例提供一个配准3D预采集图像的方法，诸如MRI、CT、PET或超声心 脏模型，在图像坐标系统中由使用带有位置感测系统的探针产生的实时心脏模型获得。 实时心脏模型可以通过例如电解剖接触绘图或心脏内超声轮廓产生，如在系统20(图1) 中。尽管最终结果是心室的配准图和图像，但是配准过程使用不是心脏本身部分的标志
点o使用心脏外的标志点的配准有几个优势 用导管尖端相对容易发现和识别心室外血管中的标志点。 如以上所述，在导管穿过血管进入心脏时，可以执行以上该方法，因此提高 了绘图程序的安全和速度。 在心搏周期期间，心脏外的标志点不会明显移动。此外，呼吸运动对心脏后 的垂直定向目标的位置，诸如上行的主动脉和腔静脉只有轻度影响。与心脏内标志点的 配准相比，用预采集图像配准这些相对静止的标志点是更容易和更可靠的。 当预采集图像的方向已知时，一对标志点足够配准图像。如果预采集图像例 如是DICOM(医学中的数字成像和通讯)格式，那么可以通过DICOM头文件提供图像 方向。系统20的位置跟踪能力允许处理器36决定实时图像的方向。处理器可以使用该 信息来排列预采集和实时图像的方向，这样基于匹配这对标志点，仅需要平移以配准图 像。 使用者可以对标志点进行加权，这样在配准过程中不同的标志点有不同的权 重，例如，这依赖于使用者对它们的准确度的信心。图12A和12B分别是根据本发明实施例的心脏的预采集图像170和心脏的电解 剖图180的图示，它们是通过标志点匹配配准的。为了配准图像170和180，手术者识别 出现在3D图像中的心脏外的解剖特征，该解剖特征被用作配准标志点。例如，手术者可 以在主动脉上选择一个点或多个点172，诸如主动脉弓形中主血管的分叉。作为另一个例 子，手术者可以选择下腔静脉或上腔静脉的口。然后手术者26操作导管28，使得它的尖端接触所讨论的每个标志点特征，同 时在显示器38的预采集3D图像上示出相应位置。可选择的，当使用超声成像导管时， 手术者可以操作导管，使得超声束获得需要的感兴趣区域，同时在显示器上示出相应的位置。标志点在主血管中诸如主动脉或腔静脉的情况下，手术者可以在将导管穿过血管 插入心脏时执行这个配准程序。结果是，当导管进入心脏以开始绘图或心脏内成像程序 时，实时图像已经用预采集图像配准。标志点成对的配准方法可以与多种其他标志点同时使用。一些例子包括 在经中隔进入左心房之前，用在右心房中识别的标志点配准左心房的电解剖 图。 在病人心脏中使用起搏电极作为标志点来配准电解剖图。 在食道中使用一个或多个标志点配准电解剖图。这个变化要求在绘制心脏图 之前(或之后)将导管插入食道。尽管以上实施例在配准预采集和实时图像中使用管状目标，但是以上描述的识 别和处理管状目标的原理可以同样用于其它应用中，诸如图像增强和识别，不一定包括 不同图像的配准。因此，可以意识到以上所述的实施例是通过例子引证的，并且本发明 不限于以上的特别说明和描述。相反，本发明的范围包括以上所描述的多种特征的结合 和子结合及其变化和修改，该变化和修改是本领域技术人员在阅读了以上描述后能够想 到的，并且是未在现有技术中公开的。
权利要求
1.一种成像方法，包括接收受检者体内管状结构的三维图像；识别出现在管状结构表面上的三维图像中的多个点；定义多个环，每个环穿过表面上多个点的各个子集并环绕管状结构，以及结合多个环以创建管状结构表面的三维几何模型。
2.根据权利要求1的方法，其中定义多个环包括指定起始点，以及在各自的子集中为 每个环合并与起始点的距离相等的一组点。
全文摘要
采用器官外部解剖特征的器官图像的配准。一种成像方法，包括接收受检者体内器官附近的第一个三维(3D)图像和创建器官附近第一个3D图像中的管状结构的几何模型。将侵入性探针插入器官，并使用侵入性探针捕获包含器官的第二个3D图像。使用侵入性探针在管状结构的表面上定位一个或多个点，以及通过将一个或多个点与几何模型匹配来配准第二个3D图像与第一个3D图像。
文档编号A61B5/042GK102024257SQ20101052559
公开日2011年4月20日 申请日期2007年10月9日 优先权日2006年10月9日
发明者A·普赖斯, G·哈亚姆, V·特洛菲莫夫 申请人:韦伯斯特生物官能公司