專(zhuān)利名稱(chēng)：用于顯示用于源重構(gòu)的置信區(qū)間的方法和系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
一般地說(shuō)，本發(fā)明涉及源成像領(lǐng)域。更具體地說(shuō)，本發(fā)明涉及用于在源重構(gòu)中進(jìn)行偶極子(dipole)擬合的置信區(qū)間的計(jì)算和顯示。
背景技術(shù)：
醫(yī)生或研究人員通常需要識(shí)別電活性的皮層組織或心肌組織的斑點(diǎn)，以便識(shí)別病源或用圖描繪腦的活動(dòng)。雖然已知的監(jiān)視設(shè)備能夠確定已經(jīng)發(fā)生了電活動(dòng)或磁活動(dòng)，但是所述活動(dòng)的源的確定通常必須被計(jì)算或估算。計(jì)算或估算組織中的電磁活動(dòng)的源的處理通常被稱(chēng)為源重構(gòu)。
現(xiàn)有技術(shù)中具有若干不同的用于進(jìn)行源重構(gòu)的方法。許多方法涉及產(chǎn)生一個(gè)模型，其試圖通過(guò)使用描述電磁場(chǎng)分布的數(shù)學(xué)公式確定活動(dòng)的源。這些公式一般依賴(lài)于源的位置和方位、用于拾取電磁信號(hào)的傳感器的位置和方位以及體導(dǎo)體(頭或胸)組織的幾何形狀和導(dǎo)電性。
一種已知的源重構(gòu)的方法涉及確定等效電流偶極子。這種方法的一種基本假定是，電磁活動(dòng)性的源是有焦點(diǎn)的，并且在數(shù)目上很小。不過(guò)，由于背景活動(dòng)性、環(huán)境和放大器噪聲，測(cè)量的數(shù)據(jù)具有一個(gè)有限的信噪比(SNR)。數(shù)據(jù)的噪聲分布導(dǎo)致在最可能的源位置的周?chē)脑纯臻g內(nèi)的發(fā)散的偶極子位置。這樣，重構(gòu)的偶極子只表示最可能的源的位置。
需要一種用于確定和顯示重構(gòu)的偶極子周?chē)膮^(qū)域的設(shè)備和方法，給定數(shù)據(jù)中的噪聲電平，所述重構(gòu)的偶極子表示源重構(gòu)模型的最可能的解。這個(gè)區(qū)域一般被稱(chēng)為置信區(qū)間，并且其表示相應(yīng)于噪聲電平的概率分布。
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明是一種用于顯示一個(gè)源重構(gòu)結(jié)果的置信區(qū)間的方法和設(shè)備。在一個(gè)實(shí)施例中，使用等效電流偶極子(ECD)模型進(jìn)行源重構(gòu)。ECD模型根據(jù)其位置、強(qiáng)度和方位及其可靠性(置信體積)的估算定義一個(gè)電流偶極子。當(dāng)使用ECD模型時(shí)，被產(chǎn)生的矢量之一表示源偶極子位置(其是比較重要的一個(gè)，因?yàn)槠浔硎痉蔷€性的最小平方擬合處理的結(jié)果)。被重構(gòu)的另一個(gè)矢量表示偶極子的方位(線性逆問(wèn)題的解)，因此這兩個(gè)結(jié)果矢量應(yīng)當(dāng)被區(qū)分。為了計(jì)算最佳的擬合域，需要這兩個(gè)結(jié)果矢量。
一旦產(chǎn)生最佳擬合的偶極子，其便被用于產(chǎn)生一個(gè)最佳擬合域分布。最佳擬合的偶極子的位置還被修改一個(gè)小的量(一般小于1mm)，并產(chǎn)生修改的偶極子的域分布。產(chǎn)生的最佳擬合域分布和修改的域分布之間的差被計(jì)算，并使用奇異值分解(Singular ValueDecomposition)確定置信橢圓體的主軸。進(jìn)行信號(hào)噪聲的分析，并產(chǎn)生SNR的估算。由估算的噪聲電平和場(chǎng)強(qiáng)度的差計(jì)算置信區(qū)間。然后把置信區(qū)間疊置到源組織的解剖影像上。
為了幫助理解要求保護(hù)的主題，在附圖中示出了本發(fā)明的實(shí)施例。參看附圖并結(jié)合下面的說(shuō)明可以容易地理解要求保護(hù)的主題、其結(jié)構(gòu)和操作以及許多優(yōu)點(diǎn)。
圖1是本發(fā)明的用于確定和顯示置信區(qū)間的方法的的流程圖；圖2表示被疊置在計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的腦皮層的影像上的置信區(qū)間；圖3表示用于試驗(yàn)所用的一個(gè)偶極子模型的置信橢圓體；圖4表示被疊置在MRI上的置信區(qū)間；以及圖5示意地表示本發(fā)明。
具體實(shí)施例方式
A.概述圖1是用于提供本發(fā)明的概觀的流程圖。塊10表示在選擇的等待時(shí)間產(chǎn)生偶極子擬合。這個(gè)步驟涉及產(chǎn)生一個(gè)合適的模型，并使用所述模型產(chǎn)生由矢量(x，y，z)表示的最佳擬合的偶極子。一旦產(chǎn)生最佳擬合的偶極子，便使用該矢量產(chǎn)生最佳擬合的域分布，如塊12所示。最佳擬合的偶極子還被修改一個(gè)小的量(一般小于1mm)，如塊14所示，并且在塊6產(chǎn)生修改的偶極子的域分布。
計(jì)算在塊12中產(chǎn)生的域分布和塊16的修改的域分布之間的差(塊18)。使用奇異值分解計(jì)算置信橢圓體的主軸(塊20)。
進(jìn)行信號(hào)噪聲分析，并產(chǎn)生SNR的估算(塊22)。由塊22的估算的噪聲電平以及塊20的場(chǎng)強(qiáng)度的差計(jì)算置信橢圓體(塊24)。然后把置信區(qū)間疊置在源組織的解剖影像上(塊26)。
B.操作使用被錨固在患者頭部的(至少)3個(gè)基準(zhǔn)點(diǎn)上的笛卡兒坐標(biāo)系統(tǒng)確定參考點(diǎn)。在一個(gè)實(shí)施例中，所述基準(zhǔn)點(diǎn)包括兩個(gè)外耳道點(diǎn)和鼻根。兩個(gè)耳道點(diǎn)限定y軸。垂直于y軸并通過(guò)鼻根的線限定x軸，垂直于x-y平面并通過(guò)x-y軸的交點(diǎn)的線限定z軸。
一旦建立起參考座標(biāo)，必須使用合適的模型來(lái)重構(gòu)測(cè)量的電磁數(shù)據(jù)的源。神經(jīng)活動(dòng)通常可被表示為在一個(gè)封閉的體積內(nèi)的具有特定的電流密度的主源。電流密度由主(胞內(nèi)的)分量和副(胞外的)分量構(gòu)成。
定位主電流源被稱(chēng)為解逆問(wèn)題。不過(guò)，一般逆問(wèn)題沒(méi)有唯一的解，因?yàn)榭捎糜诮忉屚獠繙y(cè)量的磁場(chǎng)或電位的電流分布可能具有無(wú)數(shù)個(gè)。這樣，需要作出關(guān)于源的位置或幾何形狀的假設(shè)。
給定一個(gè)特定的數(shù)據(jù)集，根據(jù)特定的模型準(zhǔn)則選擇一個(gè)合適的模型。具有許多現(xiàn)有技術(shù)中已知的模型準(zhǔn)則。這些公式依賴(lài)于電流源數(shù)量、位置和方位，傳感器的位置(在磁場(chǎng)的情況下還有方位)，以及頭或心臟組織的幾何形狀和導(dǎo)電性。只為了說(shuō)明的目的，說(shuō)明使用ECD或基本偶極子模型的本發(fā)明的實(shí)施例。ECD模型根據(jù)其位置、強(qiáng)度和方位以及可靠性(置信體積)的估算定義電流偶極子。本領(lǐng)域技術(shù)人員容易理解，可以使本發(fā)明容易地適用于支持其它已知的模型。
為了確定最佳擬合的偶極子，使用ECD模型，這是因?yàn)榫哂忻枋鏊鼈兊牡卮艌?chǎng)分布的解析的或數(shù)值的表達(dá)。例如，假定一個(gè)無(wú)窮大的均勻的體積(僅僅為了簡(jiǎn)化數(shù)學(xué)表達(dá)，一般為球形的外殼模型，3個(gè)或4個(gè)外殼，表示皮膚、頭骨和大腦，或使用邊界/有限元法模型)的導(dǎo)體(導(dǎo)電率為σ0，導(dǎo)磁率為μ0)，在位置rj，電流j的偶極子，在位置r的傳感器將具有下面的電位V0和磁場(chǎng)B0V0=l4πσ0j‾r‾-r‾j|r‾-r‾j|3----(1)]]>B‾0=μ04πj‾×r‾-r‾j|r‾-r‾j|3----(2)]]>由于在所有的體導(dǎo)體模型的偶極子分量中的線性，所謂的超前場(chǎng)公式表示(lead-field fofprmulation)提供了一種更緊湊的表示方法，其包括呈列的形式的矢量的所有的傳感器信號(hào)V‾=L‾‾Vj‾]]>和B‾=L‾‾Bj‾]]>超前場(chǎng)矩陣L‾‾V(3*se)]]>和L‾‾B(3*sm)]]>包含所有的幾何形狀信息，例如偶極子和傳感器位置，體導(dǎo)體的性能，而線性偶極子分量j并因而偶極子方位被分離。
在時(shí)空公式表達(dá)中，含有測(cè)量的數(shù)據(jù)的矢量M必須被擴(kuò)展為矩陣M，其中的每個(gè)列矢量表示一個(gè)試樣。因而，電流分量矢量i必須被擴(kuò)展。為了保持表達(dá)式具有較好的可讀性，在下面的公式中省略加下劃線的矢量和矩陣(j‾‾→j,L‾‾→L,M‾‾→M)]]>逆問(wèn)題的最佳的擬合解通過(guò)把在測(cè)量的數(shù)據(jù)和使用矩陣A的Frobenius范數(shù)(norm)進(jìn)行的前向計(jì)算的場(chǎng)之間的剩余的偏差(方差)減到最小來(lái)確定
|A|2=Σi=1mΣk=1naik2----(4)]]>Δ2=|M-Lj|2----(5)]]>M是時(shí)空測(cè)量的數(shù)據(jù)矩陣(s個(gè)傳感器*t個(gè)試樣)，超前場(chǎng)(lead-field)矩陣L(s.c電流偶極子分量)包括偶極子位置，體導(dǎo)體特性和傳感器的幾何形狀，j包含(c*t)時(shí)間負(fù)載或(c＝3.d偶極子)偶極子分量的強(qiáng)度。在超定的情況下(比未知較多的已知s＞c)使公式5為最小的最佳的擬合電流 由下式給出[Lawson andHanson，1974；Ben-Israel and Greville，1976]j^=(LTL)-1LTM----(6)]]>然后可以通過(guò)非線性最小化算法(例如Nelder-Mead-simplex[Nelder and Mead，1965])求出最佳擬合的偶極子位置(塊10)。對(duì)于每個(gè)偶極子位置或構(gòu)型，超前場(chǎng)矩陣L必須被設(shè)置，并且通過(guò)對(duì)偶極子強(qiáng)度解線性問(wèn)題(式6)計(jì)算最佳的擬合偏差(式5，j=j^]]>)。最小化者改變非線性參數(shù)(偶極子位置)并尋找誤差超曲面的全局最小。
一旦找到最佳的擬合座標(biāo)，便根據(jù)擬合座標(biāo)計(jì)算場(chǎng)分布(塊12)。最佳的擬合座標(biāo)也被修改(1mm的數(shù)量級(jí))(塊4)，并根據(jù)修改的最佳擬合座標(biāo)計(jì)算場(chǎng)分布(塊16)。
由式5和式6，最佳的擬合場(chǎng)分布F被計(jì)算如下F=Lj^=L(LTL)-1LTM----(7)]]>然后計(jì)算最佳擬合的場(chǎng)分布和修改的最佳擬合的座標(biāo)之間的差(塊18)。通過(guò)修改最佳擬合的偶極子座標(biāo)xi＝x，y，z一個(gè)小的增量dxi，修改的超前場(chǎng)矩陣L1，場(chǎng)分布F1，和這些改變相應(yīng)的在場(chǎng)分布之間的差dF(相對(duì)于位置改變被標(biāo)稱(chēng)化)可被計(jì)算如下dFi＝(Fi-F)/dxi(8)然后通過(guò)奇異值分解(SVD)計(jì)算在場(chǎng)分布中的差的主軸(塊20)。對(duì)于每個(gè)偶極子位置k，獲得3個(gè)不同的場(chǎng)矢量dFk(i＝x，y，z)，可被寫(xiě)成不同場(chǎng)矩陣dFk(3列，s行)的列。然后，在一種線性近似中，利用這個(gè)矩陣的SVD計(jì)算相應(yīng)的誤差橢圓體的主軸dFk=UkΣkVkT----(9)]]>軸線的方位被包含在3×3的旋轉(zhuǎn)矩陣VkT的行中，軸的長(zhǎng)度∑ki由傳感器的數(shù)量s(當(dāng)然由SVD標(biāo)稱(chēng)化)、平均噪聲電平N和3個(gè)奇異值∑ki獲得lki=Ns/Σki----(10)]]>在這種線性近似中，置信橢圓體軸線的長(zhǎng)度和噪聲電平成比例(式10)，因而置信體積vk和噪聲電平N的三次冪成比例vk=lkxlkylkz·4π/3=4πN3s3/2/(3ΣkxΣkyΣkz)----(11)]]>然后使用最佳的偶極子擬合的座標(biāo)及其周邊把置信區(qū)間疊置到解剖影像上，如圖2所示。在一個(gè)實(shí)施例中，在兩個(gè)模態(tài)(功能的[EEG/MEG]和解剖的[MR/CT]坐標(biāo)系統(tǒng))對(duì)準(zhǔn)之后，其通過(guò)使可以在兩個(gè)模態(tài)中被識(shí)別的至少三個(gè)界標(biāo)匹配來(lái)實(shí)現(xiàn)，使用相同的變換算法(表示剛性變換[旋轉(zhuǎn)和平移運(yùn)算]的矢量-矩陣乘法)，置信橢圓體可被變換成解剖座標(biāo)系統(tǒng)，例如偶極子的位置和方位。
圖3表示置信橢圓體用于測(cè)試所用的偶極子模型的能力。在這種情況下，在選擇的等待時(shí)間，兩個(gè)偶極子模型被應(yīng)用于可能已經(jīng)由一個(gè)偶極子解釋的數(shù)據(jù)集(圖2)。有意義的偶極子處于左顳葉，而第二個(gè)偶極子，其對(duì)于解釋測(cè)量的數(shù)據(jù)并不是真正需要的，可以位于左顳前額區(qū)域內(nèi)的任何位置。不顯示置信橢圓體，而只顯示兩個(gè)偶極子符號(hào)，只使得擬合質(zhì)量略有改善，這是由于兩個(gè)偶極子的解的較大的自由度的緣故(在一個(gè)偶極子的情況下，6個(gè)非線性(位置)參數(shù)和與3個(gè)非線性參數(shù)、3個(gè)線性參數(shù)比較的6個(gè)線性分量參數(shù))。在圖2和圖3中的點(diǎn)云是相同的(在分段的大腦皮層上的點(diǎn)只是為了可視化，這也可以是大腦皮層表面的一種半透明的表現(xiàn))。
如圖4所示，置信橢圓體也可被疊置在正交切片顯示內(nèi)的解剖數(shù)據(jù)上。橢圓體被投影到解剖數(shù)據(jù)的相應(yīng)的平面上。
C.系統(tǒng)配置如圖5所示，在一個(gè)實(shí)施例中，本發(fā)明包括和檢測(cè)器52、成像源54、以及顯示器56通信的處理器50。為了公開(kāi)本發(fā)明，通信這個(gè)術(shù)語(yǔ)應(yīng)當(dāng)包括借助于硬件裝置、借助于電信裝置、或者借助于使用存儲(chǔ)裝置進(jìn)行的數(shù)據(jù)傳遞而實(shí)現(xiàn)的通信。該系統(tǒng)的元件可以是全部或者部分地被相互集成在一起，或者也可以是獨(dú)立的元件。
處理器50可以是一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)，或者可以是任何處理器、積分器或任何被配置用于執(zhí)行本發(fā)明所述的步驟的硬件電路。
檢測(cè)器52可以是任何已知的生理學(xué)監(jiān)視裝置，或者是這些監(jiān)視裝置的組合。優(yōu)選地，檢測(cè)器是腦電圖(EEG)和腦磁圖(MEG)的組合。
成像源54可以是任何已知的影像裝置，優(yōu)選地，成像源是磁共振成像裝置(MRI)或計(jì)算機(jī)化的X線斷層攝影裝置(CT)。
顯示器可以是現(xiàn)有技術(shù)中任何已知的顯示器，不過(guò)優(yōu)選地，顯示器是一種高清晰度顯示器。
在上面的說(shuō)明和附圖中提出的內(nèi)容僅僅是以說(shuō)明的方式被提供的，而不作為限制。雖然示出并說(shuō)明了特定的實(shí)施例，但是顯然，本領(lǐng)域的技術(shù)人員，不脫離申請(qǐng)人的貢獻(xiàn)的較寬的范圍，將會(huì)作出許多改變和改型。本發(fā)明的保護(hù)范圍應(yīng)當(dāng)由所附權(quán)利要求限定。
權(quán)利要求
1.一種方法，包括將神經(jīng)活動(dòng)模擬成一個(gè)等效的電流偶極子(ECD)；計(jì)算最佳擬合的偶極子座標(biāo)；計(jì)算所述偶極子座標(biāo)的置信區(qū)間；以及顯示所述置信區(qū)間。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中計(jì)算置信區(qū)間的步驟包括計(jì)算一個(gè)誤差橢圓體。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其中計(jì)算誤差橢圓體的步驟包括使用奇異值分解計(jì)算誤差橢圓體的一個(gè)主軸。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中模擬的步驟包括假設(shè)心臟組織或腦皮層組織的幾何特性和導(dǎo)電特性。
5.如權(quán)利要求4所述的方法，其中計(jì)算置信區(qū)間的步驟包括確定用于最佳擬合的偶極子座標(biāo)和修改的最佳擬合的偶極子座標(biāo)的場(chǎng)分布的步驟。
6.如權(quán)利要求5所述的方法，其中計(jì)算置信區(qū)間的步驟包括計(jì)算差值場(chǎng)分布的步驟。
7.如權(quán)利要求6所述的方法，其中計(jì)算置信區(qū)間的步驟包括進(jìn)行信噪比分析的步驟。
8.如權(quán)利要求1所述的方法，還包括定義一個(gè)笛卡兒坐標(biāo)系統(tǒng)。
9.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述置信區(qū)間被疊置在通過(guò)使用磁共振成像(MRI)而獲得的影像上。
10.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述置信區(qū)間被疊置在通過(guò)使用計(jì)算機(jī)化的X線斷層攝影(CT)而獲得的影像上。
11.一種裝置，包括檢測(cè)器；適用于接收來(lái)自所述檢測(cè)器的數(shù)據(jù)的處理器，所述處理器能夠使用所述數(shù)據(jù)計(jì)算最佳的偶極子座標(biāo)和置信區(qū)間；以及和所述處理器通信并適用于顯示所述置信區(qū)間的顯示器。
12.如權(quán)利要求11所述的裝置，還包括和所述處理器通信的成像源。
13.如權(quán)利要求12所述的裝置，其中所述成像源是MRI裝置。
14.如權(quán)利要求12所述的裝置，其中所述成像源是CT掃描裝置。
15.如權(quán)利要求12所述的裝置，其中所述檢測(cè)器是腦電圖儀。
16.如權(quán)利要求12所述的裝置，其中所述檢測(cè)器是腦磁圖儀。
17.一種方法，包括測(cè)量電信號(hào)或磁信號(hào)；計(jì)算所述信號(hào)的最佳擬合的偶極子座標(biāo)；計(jì)算所述偶極子座標(biāo)的置信區(qū)間；以及在一個(gè)解剖影像上顯示所述置信區(qū)間，其中所述置信區(qū)間在其解剖位置被顯示。
18.如權(quán)利要求17所述的方法，其中計(jì)算置信區(qū)間的步驟包括根據(jù)估算的噪聲電平和不同的場(chǎng)強(qiáng)度計(jì)算置信橢圓體的軸線。
19.如權(quán)利要求17所述的方法，其中所述顯示步驟包括接收數(shù)字圖像的步驟。
20.如權(quán)利要求17所述的方法，其中計(jì)算置信區(qū)間的步驟包括計(jì)算置信體積的步驟。
全文摘要
本發(fā)明涉及產(chǎn)生一個(gè)合適的模型并使用所述模型產(chǎn)生由矢量(x，y，z)表示的最佳擬合的偶極子。一旦產(chǎn)生了最佳擬合的偶極子，便產(chǎn)生一個(gè)最佳擬合的場(chǎng)分布和修改的偶極子的場(chǎng)分布。使用所述場(chǎng)分布之間的差，使用奇異值分解計(jì)算置信橢圓體的主軸。
文檔編號(hào)A61B5/04GK1679030SQ03820616
公開(kāi)日2005年10月5日 申請(qǐng)日期2003年7月1日 優(yōu)先權(quán)日2002年7月3日
發(fā)明者曼弗雷德·福克斯 申請(qǐng)人:電腦醫(yī)師美國(guó)公司