专利名称：选择性融合2Dx射线图像和3D超声图像的系统和方法
选择性融合2D x射线图像和3D超声图像的系统和方法 技术领域当前的公开涉及二维(2D) x射线图像和三维(3D)超声图像的组 合，尤其是一种在引导的心脏介入过程中组合2D x射线图像和3D超 声图像、从2D x射线和3D超声图像产生融合的2D图像并且没有模糊 相关x射线信息的方法和装置。
背景技术：
心脏病学家在心脏中使用导管以获取诊断信息(注入染料进行血 管造影或者感测电信息)。他们还可能使用例如射频消融导管的装置对 心脏进行治疗。这些诊断和治疗装置通常基于x射线荧光检测图像在 心脏中进行操纵。众所周知，与其它已知的血管内成像方法、例如血 管内超声和血管内窥镜所提供的相比，血管内x射线荧光检测具有脉 管和脉管壁的较高对比度和分辨率。这常常导致在延长的电生理学过 程中一个小时或者更多的荧光透视时间，并且导致患者和医师的大量辐射暴露，尤其在考虑到经常需要重复这些过程的情况下。此外，心 脏是三维结构而荧光透视图像仅是二维的。并且由于对诊断或治疗装 置在心脏中的准确解剖位置的了解是非常重要的，以便获取准确的诊 断信息或者准确地对心脏中的特定位置进行治疗，因而传统的单独使 用荧光透视图像通常是不够的。当前在心脏介入过程中对动脉进行解剖成像的方法例如包括同时 使用x射线和超声两种成像形式，这是广泛公知的。产生二维(2D) x 射线图像以及三维(3D)超声图像，以便为医师提供有用的信息。这需 要在相同的房间内存在x射线荧光透视系统和超声扫描器，使用兼容 的工作台。其缺点很多，包括在两个成像形式间交替可能改变导管 的位置；在两个成像形式间交替是费时的，尝试通过心算将两个图像 重叠或者配位在一起；并且患者和医师都暴露于有害的电离辐射。对两种信息源进行充分利用，需要两种信息源的融合。然而，由 于两种成像形式差异显著(分辨率、投影、视场)并且使用分离的控制 装置呈现在分离的显示器上，所以难于对这一信息进行有效利用。当前的融合技术没有考虑到图像中的特征。这导致例如X射线荧 光透视图像的高分辨率细节的可见性的损失。尽管存在这些努力，仍然需要一种有效的并且灵活的/通用的方法 来增强X射线成像中具有低对比度的结构的可见性，并且帮助在介入过程中确定导管位于心脏解剖结构的何位置。此外，还需要一种缩短电生理学(EP)过程的方法和装置，在所述电生理学过程中构造心脏的 电路标，并且从而将过程缩短以降低患者和医师暴露x射线的剂量。这些以及其它需求通过所描述的方法和装置满足，其适用于将分 离的2D x射线和3D超声图像组合为单个2D图像，尤其用于引导心脏介入过程。发明概述当前的公开提供了一种对结构进行成像的方法。该方法包括，使 用x射线系统获取二维(2D) x射线图像数据并且使用超声系统获取三 维(3D)超声图像体积数据。产生关于感兴趣区域的3D超声图像体积数 据的2D表示，该感兴趣区域相应于2D x射线图像数据。将3D超声图 像体积数据的2D表示与2D x射线图像数据进行融合来绘制该结构的 2D融合图像数据，并且将该2D融合图像数据显示为该结构的2D融合 图像。在示例性实施例中，x射线图像数据和超声图像数据是同时获取 的，而结构的2D融合图像是实时显示的。所述融合操作可能发生在计 算机内，所述计算机是x射线系统、超声系统的一部分或者是具有显 示器的独立单元。当前的公开还提供了 一种系统，用于将来自三维(3D)超声图像数 据的结构的感兴趣特征与二维(2D)图像数据进行融合。该系统包括， 配置用于提供二维(2D) x射线图像数据的x射线成像系统；配置用于 提供三维(3D)超声图像体积数据的超声成像系统；以及可操作地与所 述x射线系统和所述超声系统进行通讯的计算机。所述计算机配置用 于产生关于相应于所述2D x射线图像数据的感兴趣区域的3D超声图 像体积数据的2D表示，并且将所述3D超声图像体积数据的所述2D表 示与所述2D x射线图像数据进行融合，来绘制所述结构的2D融合图 <象。显示器可4喿作地与所述计算才几进4于通讯，以显示所述结构的2D融 合图像。在示例性实施例中，X射线图像数据和超声图像数据是同时获取的，而结构的2D融合图像是实时显示的。所述融合操作可能发生在计 算机中，所述计算机是x射线系统、超声系统的一部分或者是具有显 示器的独立单元。根据后面的详细描述、尤其是结合这里的附图进行回顾，与所公 开系统和方法相关的附加特征、功能和优点将是显而易见的。
为了帮助本领域技术人员制造和使用所公开的系统和方法，参考 后面的附图，其中图1是当前公开的系统的示例性实施例的示意图，图解了可操作 地连接到融合计算机的x射线系统和超声系统，以及显示器，其用于 显示关于躺卧在工作台上的患者的解剖结构的融合图像；图2是依照当前公开的示例性实施例，对来自图1的超声系统的 3D体积图像数据叠加厚度为"d"的相应切片的透视示意图，以绘制 3D体积图像数据的2D表示，用于覆盖在相应的2Dx射线图像数据上；图3是产生自图1中超声系统的3D体积图像数据的屏幕视图；图4是图3中3D体积图像数据的2D绘制切片的屏幕视图，其由 依照当前公开示例性实施例的图1中的融合计算机进行绘制；以及图5是Phong光照模型的示意图。
具体实施方式
如这里陈述的，当前的公开有利地允许和便利于将来自两种成像 形式(例如x射线和超声)的图像进行融合，考虑到图像的特点，从而保持了由X射线图像(例如，X射线焚光透视法)提供的高分辨率细节的可见性。当前的7>开可以有利地应用在心脏介入过程中的医疗成<象中， 例如以显示在单个屏幕上的融合图像的方式为医师提供有用的信息，该融合图像的特征在于将3D超声数据的2D投影覆盖在2D x射线上， 并且可以选择性地控制以改变所需融合的数量，这对于本领域技术人 员来说将是非常清楚的。所公开的系统和方法可以是x射线系统或超 声系统一部分，或者是自身具有显示设备的独立系统。参考图1,示意性地显示了示例性成像系统100。系统100包括常规的电视x射线系统102,其可能包括用于观察由x射线系统102产生 的二维(2D)x射线数据的相应监视器104。 X射线系统102包括x射线 管106和x射线探测器108, x射线管106和x射线探测器108通过C 形臂110可操作地连接到x射线系统102。 X射线管106和x射线探测 器108布置在限定臂110的相对两个末端。X射线管106产生穿过患者 112的x射线(未示出)，该患者112由工作台114支撑，由x射线探测 器108探测x射线以产生x射线图像数据132用于最终在监视器104 上显示。系统100进一步包括常规的实时三维(3D)超声系统122，其可能包 括相应的监视器124，用于观察由超声系统122产生的3D超声图像体 积数据134。超声系统122包括探头128,配置用于产生相应于从患者 112的相应体积发出的声学回波的信号。探头128布置在患者112的感 兴趣体积上，以产生重建的3D数值阵列，这些数值代表从患者110的 相应体积发出的声学回波的强度，并且产生3D超声图像体积数据用于 最终在监视器124上显示。患者112由两种形式同时进行成像，并且来自两个系统102、 122 的实况图像/体积数据被收集在计算机130上，计算机130融合两个数 据流132、 134以在监视器136上产生一个组合的2D图像，监视器136 可操作地与计算机130进行通讯。图1及其伴随的描述公开了一种系 统和方法，将3D超声体积数据134与2D x射线图像数据132进行融 合。在监视器136上映出的最终数据是2D融合图像140。 X射线数据 132由吸收数值组成，表现为灰色的阴影，而超声体积数据134是重建 的3D数值阵列，这些数值表示从感兴趣体积中每个位置发出的声学回 波的强度。参见图2-4,第一步骤包括创建超声数据134的2D表示，目的在 于能够将其与2D x射线图像数据132进行融合。这通过从体积数据 134(图2)中提取厚度为d的片状体积144并且在片状体积144上执行 体绘制操作以绘制片状体积144的2D表示来完成，该2D表示整体上 由146指示。经过绘制的片状体积146对应于2D x射线图像数据132 的一个图像平面。图2说明了上面所述的切片过程。典型的体绘制操作包括最大强度投影，将射线投射穿过片状体积 1 34并且在相应的输出像素上产生累积的强度。相关领域的技术人员应当认识到，上面描述的体绘制方法以及其它的体绘制方法是公知的，不属于当前公开的范围。图3图解了在监视器124上的3D体积数据的图像，而图4图解了和图3相同的感兴趣体积的被绘制2D图像的图像，该图像可能在监视器136上观察。随后，将超声绘制的切片体积146绘制到x射线图像数据132的上方。这并非通过简单的"cookie cut"操作完成，在那样的情况下x射线图像的直角区域将完全模糊。使用融合技术将超声绘制的切片体积146和下面的x射线图像数据132相混合，所述的融合技术将在下面依照当前公开的示例性实施例更加充分地描述。融合的方法包括alpha融合的形式，但不限于此。位于0和1之间的alpha数值(a)指定了一个比率，两个重叠的像素以该比率通过下面的等式对屏幕像素的颜色作出贡献C0 , &力=a C辟柳+ (7-a」C叫柳在计算机图形学的普通应用中，a 1 pha (a)是常数或者是(x， y)的函数。为了当前公开的目的，空间相关性设定为零。此外在这里描述的方法中，a取决于x射线图像数据132(C，，)以及与绘制后的超声体14 6 (Cuv，)相关的数据的颜色(0 。因此，a 乂C，織,C叫雄)=A: a ,力ot(t:輝"a(t:叫/^ " e
如上面所陈述的，a(x，y)是常数值。在示例性实施例中，a(x，y) 的数值0. 5，即在x射线图像数据132和与绘制的超声体积146相关的 数据之间进行均等的融合。a(x，y)的数值可以稍后用于增加x射线图 像中所检测导管顶端(未示出)的与位置相关的增强。换句话说，a (x, y) 的数值增大从而当在监视器136上所观察的图像140中检测到导管顶 端时x射线图像数据132将会在局部上比超声图像数据占优势。数值1 用作融合因数偏置(factor bias)，医师可以控制该因数偏置以将来自 绘制后的超声图像体146的数据相对于x射线图像数据进行淡入和淡 出。l的初始值是l,但其可以在零(O)和正无穷(+oo)之间变化。应当 指出，如果a由于l的数值而大于1, ot削减为l。对于作为C，和CM函数的a 1 pha (a)的有意义测量是像素亮度或灰 度值。对于x射线图像，由于不存在颜色信息，毫无疑问像素值是 亮度值(例如R、 G和B全部相等)。对于超声数据，颜色用于改善与x 射线图像数据的视觉对比。颜色是人为加入到体积绘制过程中的。因而像素的亮度由max(R，G，B)给出。在由图2的绘制切片体积146表示的体积绘制元数据中，像素亮 度由每个体素反射的光量确定。图5是Phong光照模型的表示，整体 以160指示，该模型简单但有效。Phong模型是计算机图形学中最常见 的光照模型之一。图5图解了 Phong光照等式的重要输入。位于矢量 (V)上方的第一圓点162指示了照像机位置，第二圓点164指示了光源 位置。矢量(N)表示表面法线。像素亮度通过下面的方式计算，投射入 射光线(与矢量L对准但方向相反)，其按照表面法向(N)进行反射，并 且将反射光线矢量(R)和指向观察者的观察矢量(V)进行点积。由于当 法线(N)指向观察者的方向时(假设合理的光线情形，即所讨论的表面 点适当地从观察者视点进行照亮)这个点积的结果最大，成像结构的脊 的顶部比表面上的谷更明亮。这对应于3D印象，其由阴影算法例如 Phong光照模型尝试完成。当然，这本身是微不足道的，但当联系到早 先所描述的基于亮度的融合时，绘制后的超声表面的脊覆盖在x射线 图像的上方，而"阴影的"谷没有覆盖在x射线图像的上方。这使得 能够显示表示例如心肌层或其它解剖特征的轮廓，而未修改的下面的x 射线图像在绘制后的超声表面的脊之间完全发亮。此外，这种控制脊 的硬度的功能可以关联到a(Cj函数。当前的公开可以应用在介入过程、尤其是使用x射线荧光透视法 的过程中的医疗成像系统中。应当认识到，使用计算机130对x射线 图像和超声体积进行融合，计算机130可以是x射线系统102的一部 分、超声系统122的一部分或者是自身具有显示器的独立单元，如图1 所示。当前公开的功能应用增强了 x射线中具有低对比度的结构的可见 性，从而帮助介入医师确定放置在患者心脏解剖组织中的导管的位置。 这起到缩短电生理学(EP)过程的作用，在此过程中构造心脏的电的路 标。使用由超声体积、例如心肌层提供的背景信息，降低了这个路标 制作过程所需的时间。因为这个过程基本上完全在x射线投影的情况 下实施，过程的缩短降低了患者和医师所受的x射线剂量。总之，所公开的系统、装置和方法对医疗成像系统的用户提供了 显著的益处，尤其是在介入过程中一起使用x射线和超声图像的医师。 当然，所公开的系统、装置和方法提供了在x射线成像中具有低对比度的结构的增强可见性，并且在介入过程中帮助确定导管在解剖结构中的定位，以及起到缩短电生理学(EP)过程的作用，在该电生理学过 程中构造解剖结构(例如心脏)内结构的电的路标。通过使用由超声体 积提供的背景信息，例如心脏，合成的2D图像更加易于由医师处理。 而且由于这个过程基本上完全在x射线投影下实施，缩短了成像过程， 从而降低了患者和医师所受的x射线剂量。尤其是，所公开的系统、 装置和方法通过将3D超声数据的2D投射覆盖到2D x射线数据上而提 供了增强的可见性。这通过在x射线数据或超声数据两者(或其一)中 对特征进行测量选择性地完成。以这种方式，仅超声数据中的感兴趣 特征投射到x射线数据的顶部，借此在单个显示器上有效地利用两种 信息源。虽然参照示例性实施例对当前公开的系统、装置和方法进行了描 述，但当前的公开不限于这样的示例性实施例。而是，这里公开的系 统、装置和方法在不脱离其实质和范围的情况下容许各种各样的修改、 增强和/或变化。因此，当前的公开包括以及包含所附权利要求的范围 内的这样的修改、增强和/或变化。
权利要求
1.一种对结构进行成像的方法，该方法包括获取二维(2D)x射线图像数据(132)；获取三维(3D)超声图像体积数据(134)；产生关于相应于2D x射线图像数据(132)的感兴趣区域的3D超声图像体积数据(134)的2D表示；将3D超声图像体积数据(134)的2D表示与2D x射线图像数据(132)进行融合，以绘制该结构的2D融合图像(140)；以及显示该结构的2D融合图像(140)。
2. 根据权利要求1的方法，其中产生3D超声体积图像数据(1 34) 的2D表示的操作进一步包括从相应于2Dx射线图像数据(132)的平面表示的体积数据中选取 厚度"d"的片状体积(144);以及在所迷片状体积(144)上执行体积绘制操作。
3. 根据权利要求2的方法，其中体积绘制操作包括最大强度投 影，其投射穿过片状体积(144)并且在相应的输出像素上产生累积的强 度。
4. 根据权利要求2的方法，其中融合操作包括alpha融合。
5. 根据权利要求4的方法，其中alpha融合包括位于0和1之间的alpha数值(a)，该数值指定了一个比率，两个重叠的像素以该比率通过下面的等式对屏幕像素的颜色作出贡献 Cou,,/jgb &,力=a Cx—gb (^) + 〃-W C叫織(3c,;^ 。
6. 根据权利要求5的方法，其中所述alpha数值(a)是常数或者 是(x，y)的函数，并且空间相关性设定为零。
7. 根据权利要求6的方法，其中所述alpha数值(a)依照下面的 等式依赖于x射线图像数据(132)和片状体积超声图像数据的相应颜色
8. 根据权利要求7的方法，其中a(x，y)可以增大以允许x射线 图像数据U32)在局部上比所融合图像(140)的超声图像数据(134)占优势。
9. 根据权利要求7的方法，其中数值l用作融合因数偏置，以允许所融合图像(140)的超声图像数据相对于下面的x射线图像数据进 行淡入和淡出。
10. 根据权利要求7的方法，其中a(C'卿)和a(C",)是像素亮度(扮的函数。
11. 根据权利要求IO的方法，其中对于体积绘制元数据的像素亮 度(扮由每个体素反射的光量确定并且使用Phong光照模型计算。
12. 根据权利要求7的方法，其中该结构的2D表示作为融合图像 (140)以实时的方式显示。
13. 根据权利要求l的方法，其中所述二维(2D) x射线图像数据 (1 32)和三维(3D)超声图像体积数据(134)是同时获取的。
14. 根据权利要求1的方法，其中融合操作发生在计算机(130) 中，该计算机是x射线系统(102)、超声系统(122)以及具有显示器(136) 的独立单元其中之一的一部分。
15. —种将来自三维(3D)超声图像数据(134)的结构的感兴趣特 征与二维(2 D)图像数据(1 3 2)进行融合的系统，该系统包括x射线成像系统(102),配置用于提供二维(2D) x射线图像数据(132);超声成像系统U22),配置用于提供三维(3D)超声图像体积数据(134);计算机(130)，可操作地与所述x射线系统(102)和所述超声系 统(122)进行通讯，所述计算机(130)配置用于产生关于相应于所述2D x射线图像数据(1 32)的感兴趣区域的3D超声图像体积数据(134)的2D 表示，并且将所述3D超声图像体积数据(134)的所述2D表示与所述2D x射线图像数据(132)进行融合，以绘制所述结构的2D融合图像(14 0); 以及显示器(136)，可操作地与所述计算才几(130)进4于通讯，所述显 示器(136)显示所迷结构的所述2D融合图像(140)。
16. 根据权利要求1的系统，其中所述计算机(130)通过以下方式 产生所述3D超声体积图像数据(134)的2D表示，从相应于表示所述2D x射线图像数据(132)的平面的体积数据(134)选择厚度为"d"的片状 体积(144),并且在所述片状体积(144)上执行体积绘制操作。
17. 根据权利要求15的系统，其中融合操作包括alpha融合。
18. 根据权利要求15的系统，其中所述2Dx射线图像数据(132) 和3D超声图像体积数据(134)是同时获取的。
19. 根据权利要求15的系统，其中所述结构是由所述x射线和超 声成像形式两者同时成像的，并且所述结构的2D表示以实时方式显示。
20. 根据权利要求15的系统，其中所述计算机(130)是所述x射 线系统(102)的一部分、所述超声系统(122)的一部分、或者是具有显 示器(136)的独立单元。
全文摘要
提供了一种使用两种不同成像形式对结构同时进行成像并且将图像融合为单个融合二维图像的系统和方法。该系统和方法包括，使用x射线系统(102)获取二维(2D)x射线图像数据(132)以及使用超声成像系统(122)获取三维(3D)超声图像体积数据(134)。产生关于相应于所述2D x射线图像数据(132)的感兴趣区域的3D超声图像体积数据(134)的2D表示。使用计算机(130)将所述3D超声图像体积数据(134)的2D表示与所述2D x射线图像数据(132)进行融合，以绘制可以实时显示的所述结构的2D融合图像(140)。所述计算机(130)可以是所述x射线系统(102)的一部分、所述超声系统(122)的一部分或者是自身具有显示器(136)的独立单元。
文档编号G06T11/00GK101243472SQ200680029534
公开日2008年8月13日 申请日期2006年7月12日 优先权日2005年8月9日
发明者M·特莫尔斯 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司