利用多普勒超聲的三維圖像重建的制作方法

專利名稱：利用多普勒超聲的三維圖像重建的制作方法
技術領域：
本發明通常涉及成像，并尤其涉及醫學成像。
背景技術：
心內膜(也就是心臟的內表面)的3-D 標測(mapping)方法在本領域是已知的。例如，授予Ben-Haim的美國專利5，738，096描述了一種構建心臟圖的方法，該專利被轉讓給本發明的受讓人并且其公開的內容在此引入以供參考。使侵入性的探針或導管接觸心臟壁的多個地點(location)。為每個地點確定侵入性探針的位置(position),且所述位置被組合以形成心臟的至少一部分的結構圖。在一些系統中，比如上面引用的美國專利5，738，096所介紹的系統，還通過導管獲取附加的生理特性以及心臟表面上的局部電活動。相應的圖合并了所獲得的局部信息。一些系統利用合并了位置感測的混合導管。例如，授予Ben-Haim等人的美國專利6，690，963描述了一種確定侵入性醫療器械的地點和方位的定位系統，該專利被轉讓給本發明的受讓人并且其公開的內容在此引入以供參考。Altmann等人的美國專利申請公開號2006/0241445描述了一種對解剖結構建模的方法，該申請被轉讓給本發明的受讓人并且其公開的內容在此引入以供參考。解剖結構的多個超聲圖像是通過在不同空間位置使用超聲傳感器而獲得的。在這些空間位置的每一個處測量超聲傳感器的地點和方位坐標。在一個或多個超聲圖像上標記涉及解剖結構特征的感興趣的輪廓(contour)。基于感興趣的輪廓和測量的地點和方位坐標構建解剖結構的三維(3-D)模型。授予Govari等人的美國專利6，773，402描述了一種對體腔尤其是心臟進行3_D標測和幾何重建的系統，該專利被轉讓給本發明的受讓人并且其公開的內容在此引入以供參考。該系統使用包含多個聲換能器的心臟導管，所述聲換能器發射超聲波，該超聲波從體腔表面反射并被換能器接收。從每個換能器到與換能器相對的表面上的點或區域的距離被確定，并且距離測量被組合以重建該表面的3-D形狀。該導管還包含位置傳感器，其用來確定導管在心臟內的地點和方位坐標。在一個實施例中，處理電路分析反射波的頻率以及飛行時間(time of flight)以便探測多普勒頻移。多普勒測量用來確定心壁速度(velocty)并對其進行繪圖。授予Guracar等人的美國專利5，961，460描述了一種超聲成像系統，其產生多普勒和B模式(二維診斷超聲)圖像信號，然后利用調制的非線性標測函數將多普勒和B模式圖像信號組合成輸出信號，該專利的公開內容在此引入以供參考。授予Ma等人的美國專利6，679，843描述了一種通過使用調制的非線性函數組合多普勒和B模式圖像信號減少上升疊入偽影(elevation fold-in artifact)的方法,該專利的公開內容在此引入以供參考。與靜止(stationary)組織相關的B模式圖像信號的多個部分是完整的而與流相關的B模式圖像信號的多個部分基本被抑制。

發明內容
諸如心臟之類的器官的三維(3-D)圖像在許多基于導管的診斷和治療應用中是有用的。實時成像改進了醫師的工作，甚至能夠讓相對不熟練的醫師更容易地實施復雜的手術程序。3-D成像還幫助減少了實施一些手術程序所需的時間。附加地，3-D超聲圖像可用于策劃復雜的程序和導管操控(catheter maneuver)。為了從二維(2-D)超聲掃描創建有意義的3-D重建，計算機必須知道2-D圖像的哪些特征表示感興趣器官的實際輪廓。在現有技術中對于這個問題常見的解決方案是超聲成像系統的用戶“幫助”計算機追蹤2-D圖像上的輪廓。這種解決方案被用在例如上面引
用過的美國專利申請公開號2006/0241445中。本發明的一些實施例利用多普勒超聲自動或半自動地提供器官的輪廓位置，其中用戶至多需要復檢并可能校正計算機產生的輪廓。在心臟的情況中，例如，由于心臟內的血流速率(speed)，多普勒圖像清楚地將心臟的內部容積與心壁分開來。這種現象在引入心室和從心室引出的血管中尤其顯著。本發明的替換實施例利用多普勒超聲確定移動的地點，通常是血液的移動，但也有組織的移動。這些地點可用來重建移動區域的3-D模型，比如血流和/或限制(bound)這種區域的表面，而無需形成或顯示所述區域周圍的器官輪廓。因此，依照本發明的實施例提供了一種對解剖結構成像的方法，該方法包括獲取解剖結構的多個超聲圖像，至少其中一個所述圖像包含多普勒信息；利用該多普勒信息產生解剖結構的一個或多個輪廓；以及利用所述一個或多個輪廓從所述多個超聲圖像中重建解剖結構的三維圖像。典型地，產生所述一個或多個輪廓包括確定解剖結構的具有大于或等于第一值的移動速率的第一區域和移動速率小于或等于比第一值小的第二值的解剖結構的第二區域之間的邊界。第一值可為0. 08m/s且第二值可為0. 03m/s。在一個實施例中，解剖結構包括心臟，并且獲取所述多個超聲圖像包括將包含超聲傳感器的導管插進心室中并在心室內的多個空間位置之間移動導管。典型地，該方法還包括測量超聲傳感器的地點和方位坐標，以及相對于同步信號同步所述多個超聲圖像及地點和方位坐標，所述同步信號包括心電圖(ECG)信號，內部產生的同步信號和外部提供的同步信號中的一個。三維圖像可包括解剖結構的三維表面模型，并且該方法可進一步包括測量同步到同步信號的組織特性，溫度，和血液流速(rate offlow of blood)中的至少一個，以產生參量圖；以及 將參量圖覆蓋到三維表面模型上。在公開的實施例中，獲取所述多個超聲圖像包括移動產生超聲圖像的超聲傳感器使得超聲傳感器的移動速度小于預定的閾值速度。可選地或者附加地，獲取所述多個超聲圖像包括確定產生超聲圖像的超聲傳感器的移動速度，并響應于移動速度校正多普勒信息。三維圖像可包括解剖結構的三維骨骼模型和/或解剖結構的三維表面模型。該方法可包括將電解剖圖覆蓋到三維表面模型上。該方法可包括將從磁共振成像(MRI)系統，計算機斷層攝影(CT)系統和X射線成像系統中的一個或多個引入的信息覆蓋到三維表面模型上。依照本發明的實施例，進一步提供了一種對解剖結構成像的方法，包括獲取在解剖結構的附近移動的成分的多個二維多普勒圖像；以及重建移動成分的三維圖像。典型地，重建三維圖像包括顯示不呈現解剖結構(absent the anatomicalstructure)的三維圖像。在一個實施例中，該方法包括為移動成分設置閾值速率，并且重建三維圖像包括顯示速率大于閾值速率的移動成分。 在公開的實施例中，重建三維圖像包括確定構成至少其中一些成分的界限(bound)的表面,并顯示該表面。依照本發明的實施例，進一步提供了一種對解剖結構成像的系統，該系統包括探針，包括超聲傳感器，其被配置成獲取解剖結構的多個超聲圖像，至少其中一個所述圖像包含多普勒信息；以及耦合到超聲傳感器的處理器，其被配置成利用多普勒信息產生解剖結構的一個或多個輪廓，并利用該一個或多個輪廓從所述多個超聲圖像中重建解剖結構的三維圖像。依照本發明的實施例，進一步提供了一種對解剖結構成像的系統，該系統包括探針，包括超聲傳感器，其被配置成獲取在解剖結構附近移動的成分的多個二維多普勒圖像；以及處理器，其被配置成從二維多普勒圖像重建移動成分的三維圖像。依照本發明的實施例，進一步提供了一種對解剖結構成像的計算機軟件產品，包括其中存儲有計算機程序指令的計算機可讀介質，當所述指令被計算機讀取時會使計算機獲取解剖結構的多個超聲圖像，至少其中一個所述圖像包含多普勒信息，利用多普勒信息產生解剖結構的一個或多個輪廓，以及利用該一個或多個輪廓從所述多個超聲圖像中重建解剖結構的三維圖像。


為了更好地理解本發明，作為示例，參考本發明的詳細描述，該詳細描述應結合附圖來閱讀，在附圖中相同的元素被給予相同的附圖標記，并且其中圖I是依照本發明實施例的心臟標測和成像系統的示意性圖示；圖2是依照本發明實施例的導管的示意性圖示；圖3-6是依照本發明實施例的非人類心臟的示意性圖像；圖7是依照本發明實施例的在圖3-6中所示的心臟的3-D骨骼模型；圖8是依照本發明實施例的在圖3-6中所示的心臟的3-D表面模型；圖9是依照本發明實施例的示意性地說明心臟標測和成像方法的流程圖；圖10是依照本發明替換實施例的非人類心臟的示意性圖像；以及圖11是依照本發明替換實施例的示意性地說明心臟標測和成像方法的流程圖。
具體實施例方式在以下描述中，大量具體細節的提出是為了提供本發明的全面理解。然而對本領域技術人員顯而易見的是，本發明無需這些具體細節就可以實現。在其他實例中，公知電路，控制邏輯，傳統算法和過程的計算機程序指令細節沒有詳細示出，以免不必要地混淆本發明。現在轉到附圖，首先參考圖1，圖I為依照本發明實施例的對患者的心臟24標測和成像的系統20的示意性圖示。系統20包含探針，例如導管27，其由醫師通過靜脈或動脈插進心室中。導管27典型地包含手柄28，用于醫師對導管進行操作。在手柄28上的適當控件使得醫師能夠按照需要導引，定位和定向導管27的遠端29。系統20包含定位子系統30，其測量導管27的遠端29的地點和方位坐標。在說明書和權利要求書中，術語“地點”是指諸如導管遠端的物體的空間坐標，術語“方位”是指物體的角坐標，而術語“位置”是指物體的全部位置信息，包含地點和方位坐標兩者。在一個實施例中，定位子系統30包含確定導管27的遠端29的位置的磁位置跟蹤系統。定位子系統30在患者附近的預定工作容積中產生磁場，并在下述的導管27中的傳感器中感測這些場。定位子系統30典型地包含一組外部輻射體，比如場產生線圈31，其被放置于患者外部的固定的已知位置處。線圈31在心臟24的附近產生場，通常產生磁場。現在參見圖2，圖2為依照本發明實施例的在圖I所示的系統中所用的導管27的遠端29的示意性圖示。上述產生的場通過放置在導管27的遠端29內的位置傳感器32來感測。位置傳感器32響應于所感測的場將位置相關的電信號通過穿過導管27的電纜33傳輸到控制臺34(圖I)。可選地，位置傳感器32可通過無線鏈路將信號傳輸到控制臺。在替換實施例中，導管中的一個或多個輻射體(典型地為線圈)產生被患者體外的傳感器接收的磁場。外部傳感器產生位置相關的電信號。再次參見圖1，控制臺34包含定位處理器36，其基于由位置傳感器32 (圖2)發送的信號計算導管27的遠端29的地點和方位。定位處理器36典型地接收，放大，過濾，數字化，以及以其他方式處理來自傳感器32的信號。一些可用于本發明實施例中的位置跟蹤系統例如在上面引用過的美國專利6，690，963，以及美國專利6，618，612和6，332，089，以及美國專利申請公開2004/0147920Al和2004/0068178 Al中進行了介紹，所有這些專利和專利申請的內容在此引入以供參考。盡管定位子系統30利用磁場，但本發明的實施例可利用任何其他適合的定位子系統來實現，比如基于電磁場測量，聲測量和/或超聲測量的系統。再次參見圖2，導管27包含位于遠端29內的超聲成像傳感器39。超聲成像傳感器39典型地包含超聲換能器40的陣列。盡管超聲換能器40被示出為按線性陣列的配置排列，其他陣列配置也可被使用，如圓形或凸形配置。在一個實施例中，超聲換能器40是壓電式換能器。超聲換能器40被定位在窗41中或其附近，窗41限定了導管27的壁或主體中的開口。換能器40用作相控陣，共同地通過窗41從陣列孔徑中發射超聲束。在一個實施例中，該陣列發射超聲能量短脈沖(burst)，然后切換到接收模式以接收從周圍組織反射的超聲信號。典型地，換能器40以受控方式被獨立驅動以便沿期望的方向導引超聲束。通過換能器的適當定時，生成的超聲束可具有同心彎曲的波陣面，以便使超聲束聚焦到距離換能器陣列的給定距離處。典型地，系統20包含發射/接收掃描機構，其能夠進行超聲束的、導引和聚焦，以及記錄超聲束的反射，從而生成2-D超聲圖像。在一個實施例中，超聲成像傳感器39包含16到64個之間的超聲換能器40，典型地包含48到64個之間的超聲換能器40。典型地，超聲換能器40產生中心頻率在5_10MHz范圍內的超聲能量，典型的穿透深度范圍從幾毫米到大約16厘米。穿透深度取決于超聲成像傳感器39的特性，周圍組織的特性，以及工作頻率。在可選的實施例中，其他適合的頻率范圍和穿透深度可以被使用。超聲換能器40還可探測接收的超聲波的頻率。發射和接收頻率之間的變化表示多普勒頻移，其可用來計算在超聲束的方向上反射超聲束的物體速度的分量。可用在系統20中的合適的導管是S0UNDSTAR 導管，Biosense Webster Inc.,3333 Diamond Canyon Road, Diamond Bar, CA91765 制造和銷售。再次參見圖1，在接收反射的超聲回波之后，基于反射回波的電信號由超聲換能器40(圖2)通過穿過導管27的電纜33發送到控制臺34中的圖像處理器43。處理器43將 信號變換為2-D的通常為扇形的(sector-shaped)超聲圖像和對應的2_D多普勒圖像。圖像處理器43典型地顯示心臟24的截面(section)的實時超聲圖像，執行所述截面的3-D圖像或容積重建，并執行下面更詳細介紹的其他功能。在一些實施例中，圖像處理器利用超聲圖像和位置信息生成諸如患者心臟的解剖結構的3-D模型。在本專利申請的上下文中，并且在權利要求書中，術語“解剖結構”是指諸如心臟的器官的整體或部分的室，或是指心臟或其他器官的特定的壁，表面，血管或其他解剖特征。在顯示器44上作為2-D投影將3-D模型呈現給醫師。在一些實施例中，導管27的遠端29還包含至少一個電極46，用于執行診斷和/或治療功能，比如電解剖標測和/或射頻(RF)消融。在一個實施例中，電極46被用來感測局部電位。由電極46測量的電位可用于標測心內表面上的局部電活動。當使電極46與心臟內表面上的點接觸或接近其的時候，其測量該點處的局部電位。測量的電位被轉化成電信號并通過導管發送到圖像處理器進行顯示。在其他實施例中，局部電位是從另一個導管獲得的，該另一個導管包含適合的電極和位置傳感器，全部都連接到控制臺34。在可選的實施例中，電極46可用于測量不同的參數。例如，電極46可用于測量各種不同的組織特性。附加地或可選地，電極46可用于測量溫度。進一步附加地或可選地，電極46可用于測量血液流速。盡管電極46被示出為單個環形電極，但是導管可包含任何適宜數量的本領域已知形式的電極46。例如，導管可包含兩個或更多個環形電極，多個點電極或點電極陣列，尖端電極(tip electrode)，或這些類型電極的任意組合，以執行上面概述的診斷和/或治療功能。位置傳感器32典型地被放置在導管27的遠端29內，靠近電極46和換能器40。典型地，超聲傳感器39的位置傳感器32，電極46以及換能器40之間的相互地點和方位偏移量是恒定的。給定位置傳感器32的測量位置，這些偏移量典型地由定位處理器36用來得到超聲傳感器和電極46的坐標。在另一個實施例中，導管27包含兩個或更多個位置傳感器32,其中每個位置傳感器相對于電極46和換能器40具有恒定的地點和方位偏移量。在一些實施例中，所述偏移量(或等效的校準參數)是預校準的并且被存儲在定位處理器36中。可選地，所述偏移量可被存儲在存儲器裝置中，比如EPROM(可擦除可編程只讀存儲器)，所述存儲器裝置裝配在導管27的手柄28中。
位置傳感器32典型地包含三個不同心線圈(未示出)，比如在上面所引用的美國專利6，690，963中介紹過的。可選地，任何其他適合的位置傳感器排列可被使用，比如包含任意數量同心或不同心線圈的傳感器，霍爾效應傳感器和/或磁阻傳感器。典型地，從傳感器39得到的超聲圖像和傳感器32的位置測量都通過相對于體表心電圖(ECG)信號或心內心電圖選通信號和圖像捕獲而與心搏周期(heart cycle)同步。在一個實施例中，ECG信號可由電極46產生。由于心臟的特征在心臟周期性收縮和舒張過程中會改變它們的形狀和位置，整個成像過程典型地要相對于該周期在特定時間點實施。在一些實施例中，由導管進行的附加測量(如上述那些測量)也要同步到心電圖(ECG)信號。這些測量也與位置傳感器32進行的對應位置測量相關。附加的測量典型地被覆蓋在重建的3-D模型上，如以下將解釋的。在一些實施例中，位置測量和超聲圖像的獲取被同步到系統20(圖I)生成的內部產生信號。例如，同步機制可用來避免由內部干擾信號引起的對超聲圖像的干擾。在這種情況下，圖像獲取和位置測量的定時被設置為相對于干擾信號有特定的偏移量，使得在沒有 干擾的情況下獲取圖像。該偏移量可不時地進行調整以維護無干擾的圖像獲取。可選地，測量和獲取可被同步到外部提供的同步信號。在一些實施例中，圖像處理器43可利用位置傳感器32的連續位置測量來估計遠端29的移動速率。典型地，當移動速率低于預設閾值時，醫師操作儀器20產生超聲圖像，設定該閾值使得只要移送低于閾值，基本上不影響測量的多普勒頻移，以及進而不影響產生頻移的物體的所得速度。可選地或附加地，儀器可被配置成使得遠端29在超聲束方向上的速度分量被加到從測量的多普勒頻移所得到的反射超聲束的物體的速度分量中。分量的矢量相加校正了遠端29的移動。在一個實施例中，系統20包含驅動超聲換能器40的超聲驅動器(未示出)。可用于此目的的適合超聲驅動器的一個例子是由Analogic Corp. of Peabody,Massachusetts生產的AN2300TM超聲系統。在這個實施例中，超聲驅動器執行圖像處理器43的一些功能，驅動超聲傳感器并生成2-D超聲圖像。超聲驅動器可支持不同的成像模式如B模式，M模式(一維診斷超聲，時間表示在垂直軸上)，CW(連續波)多普勒(其利用連續的超聲能量波探測物體速度)和彩色流(color flow)多普勒(其利用超聲能量脈沖(pulse)確定物體的距離和速度，并依照相對速度利用顏色來顯示得到的圖像)，如本領域已知的。典型地，定位和圖像處理器使用通用計算機來實現，所述通用計算機以軟件編程為執行在此所述的功能。軟件可以例如通過網絡以電子形式下載到計算機上，或者它也可以可選地在實體介質(比如⑶-ROM)上提供給計算機。定位處理器和圖像處理器可使用獨立的計算機或單個計算機實現，或者可以與系統20的其他計算功能集成。附加地或可選地，至少一些定位和圖像處理功能可利用專用硬件實施。現在參見圖3，4，5和6，它們是依照本發明實施例的非人類心臟的示意圖像。圖3示出了一部分非人類心臟的2-D超聲圖像202。該圖像是用定位在豬心臟204的右心房中的導管獲得的，并顯示了特征205，其表示由在二尖瓣205M附近的物體產生的超聲強度，以及顯示了特征210，其表示由在主動脈瓣210A附近的物體產生的超聲強度。盡管特征205，210在圖3中示出，但是它們的邊界沒有被清晰地描繪。典型地，人類心臟24的對應2-D圖像可在顯示器44上顯示給醫師。生成在顯示器44上的心臟204或心臟24的圖像典型地是彩色的。顯示器44上圖像的不同強度在圖3中用不同的深淺明暗(shading)來表示。圖4示出了顯示在2-D超聲圖像202 (圖4)中的該部分心臟204的2_D多普勒圖像211。2-D多普勒圖像211是超聲圖像，其含有通常由二尖瓣205M和主動脈瓣210A附近的血流產生的多普勒信息。特征212顯示主動脈瓣210A附近的移動，特征213顯示二尖瓣205M附近的移動。在超聲束方向上的移動典型地用不同的顏色顯示。例如，遠離超聲成像傳感器39 (圖2)的移動在顯示器44上可以表現成紅色，而朝向超聲成像傳感器39的移動在顯示器44上可以表現成藍色。顯示器44上圖像的不同顏色在圖4中用不同的深淺明暗來表不，其中斜條紋表不的是大約在+0. 2m/s和+0. 6m/s之間的速率，小點表不的是大約在-0. 2m/s和+0. 2m/s之間的速率，而大點表示的是大約在_0. 6m/s和-0. 2m/s之間的速率。正速率是指遠離傳感器39的移動而負速率是指朝向傳感器的移動。圖5示出了顯示從多普勒信息得到的輪廓的2-D多普勒圖像211的增強版214。該輪廓可通過圖像處理器(比如處理器43)確定速度例如大于0. 2m/s的快速移動區(area) 和例如速度小于0. 03m/s的移動小或不移動區之間的邊界獲得，所述快速移動區典型地表示血流。因為，與血流速率相比，心室壁和/或血管的移動速率通常較小，該輪廓典型地表示心室內壁和血管。特征213已經用輪廓215標記。特征212已經用輪廓220標記。圖6是2-D超聲圖像202 (圖3)的增強版230。從多普勒信息得到的輪廓215和220已經被映射到2-D超聲強度圖像上。圖5和圖6說明了通過在超聲強度圖像或多普勒信息圖像上顯示輪廓，醫師可以更精準并且更容易地察覺到主動脈瓣210A和二尖瓣205M的邊界。現在參見圖7，圖7為依照本發明實施例的心臟204的左心室257的3_D骨骼模型255。該骨骼模型包含3-D空間中的多個輪廓。3-D骨骼模型255從與圖6不同的視點顯示了輪廓215和220。3-D骨骼模型255還顯示了附加的輪廓260，其是以與輪廓215和220相同的方式利用從超聲成像傳感器39的其他位置獲得的2-D多普勒超聲圖像得到的。為了清楚起見，在圖7中僅示出幾個輪廓。現在參見圖8，圖8為依照本發明實施例的左心室257的3_D表面模型265。模型265是利用“線網(wire-mesh) ”型過程獲得的，其中包括了未在圖7中示出的附加輪廓的3-D骨骼模型255幾乎被包住以形成骨骼模型上的表面并生成解剖結構的3-D形狀。用電活動圖290覆蓋所生成的左心室257的表面,如下所述。該圖利用不同顏色表不不同的電位值(示出為圖8中不同的明暗模式)。現在參見圖9，圖9為依照本發明實施例的示意性地示出心臟標測和成像方法的流程圖305。流程圖305的方法典型地將在超聲成像傳感器39 (圖2)的不同位置獲取的多個2-D超聲圖像組合成解剖結構的單個3-D模型。在初始步驟310中，獲取解剖結構的2-D超聲圖像的序列。典型地，醫師將導管27通過適合的血管插入心臟24的室中，比如右心房，然后通過在室內不同位置間移動導管遠端掃描解剖結構。解剖結構可包含導管所在室的全部或一部分，或者，附加地或可選地，包含不同的室(如左心房)，或者脈管結構(如主動脈)。在超聲成像傳感器39的每個位置中，圖像處理器利用從超聲成像傳感器39接收到的信號獲取并產生2-D超聲強度圖像和，典型地，2-D超聲多普勒圖像。并行地，定位子系統測量并計算導管遠端的位置。計算的位置與相應的超聲圖像一起存儲起來。典型地，導管遠端的每個位置用坐標形式表示，比如六維坐標(X，Y，Z軸位置和俯仰，偏航和橫滾角方位)。在步驟312中，圖像處理器分析每個2-D多普勒圖像211以識別實體的輪廓，如上關于圖5所述的。在步驟325中，輪廓被映射到每個2-D多普勒圖像上，如圖6中所示，如上所述。該輪廓標記了解剖結構在3-D工作容積中的邊界并幫助醫師在程序中識別這些結構。對所有在步驟310產生的2-D超聲圖像實施步驟312和325。在一些情況下，圖像處理器43 (圖I)不能從對應的2-D多普勒圖像中推斷出部分輪廓的地點，處理器可以利用從其他2-D超聲和多普勒圖像所得到的輪廓來自動識別和重建輪廓，所述其他2-D超聲和多普勒圖像典型的是空間上鄰近正被討論的圖像的圖像。這個識別和重建過程可利用任何適合的圖像處理方法，包括邊緣檢測法，相關法和本領域已知的其他方法。圖像處理器還可
利用與每個圖像相關的導管的位置坐標來一個圖像一個圖像地使輪廓地點相關。附加地或可選地，步驟312可通過用戶輔助的方式實現，其中醫師利用2-D超聲圖像或2-D多普勒圖像，或這兩種圖像，來復檢并校正由圖像處理器執行的自動輪廓重建。在步驟340中，圖像處理器將3-D坐標分配給圖像集中所識別的輪廓。2_D超聲圖像的平面在3-D空間中的地點和方位根據位置信息是已知的，所述位置信息在步驟310與圖像儲存在一起。因此，圖像處理器能夠確定2-D圖像中任意像素的3-D坐標，并且尤其是那些與輪廓所對應的像素的3-D坐標。在分配坐標時，圖像處理器典型地利用存儲的校準數據，其包含位置傳感器和超聲傳感器之間的地點和方位偏移量，如上所述。在步驟345中，圖像處理器產生解剖結構的3-D骨骼模型，如上面關于圖7所述的。在一些實施例中，圖像處理器通過如上所述幾乎將3-D骨骼模型包住來產生3-D表面模型，比如圖像265 (圖8)。如上所述，在一些實施例中，系統20(圖I)支持對解剖結構表面上的局部電位的測量。由導管27(圖2)所獲取的每個電活動數據點包含由電極(圖2)測量的電位或活化(activation)時間值以及由定位子系統測量的導管的對應位置坐標。在步驟370中，圖像處理器將電活動數據點與3-D模型的坐標系統配準并將它們覆蓋在模型上。這被示出為圖8中的電活動圖290。步驟370在該方法中是任選的并僅在系統20支持該類測量并且醫師選擇利用該特征時才實施。可選地，可生成和顯示單獨的3-D電活動圖(通常被稱為是電解剖圖)。例如，適合的電解剖圖可由CART0 導航和標測系統產生，該系統由Biosense Webster, Inc.制造并銷售。電位值例如可用色標(color scale)，或者任何其他適合的可視化方法表示。在一些實施例中，圖像處理器可內插或外推測量到的電位值并顯示描述解剖結構壁上的電位分布的全色圖。如上所述，從其他成像應用引入的信息可與3-D模型配準并覆蓋在該模型上進行顯示。例如，預獲取的計算機斷層攝影(CT)，磁共振成像(MRI)或X射線信息可與基于超聲的3-D模型配準。附加地或可選地，如果如上所述使用電極46獲得附加的測量，這些測量可以與3-D模型配準并顯示為附加層，這經常被稱為參量圖。在最終步驟380中，典型地在顯示器44(圖I)上向醫師呈現該3_D模型。
現在參見圖10，圖10為依照本發明替換實施例的非人類心臟的示意性圖像。圖10示出了心臟204的2-D多普勒圖像405。除了下面所述的差異之外，圖像405大體上與圖像211和214(圖4和5)類似，并且在圖像405，211和214中用相同附圖標記表示的元素大體上有相似的描述。在2-D多普勒圖像405中僅示出了移動區。因此，特征212，213被示出，分別表示主動脈瓣和二尖瓣附近的移動，如圖4和5中一樣。然而，在圖像405中，閾值被設定在0. 08m/s,因此得到的速率在-0. 08m/s和+0. 08m/s之間的物體沒有被顯示。因此，與圖像211和214相反，在圖像405值沒有顯示所得速率緩慢的輪廓或區域。現在參見圖11，圖11為依照本發明替換實施例的示意性地示出心臟標測和成像方法的流程圖505。流程圖505的方法典型地將在超聲成像傳感器39 (圖2)的不同位置獲取的多個2-D超聲圖像組合成生成該圖像的物體的3-D模型。初始步驟510大體上與步驟310 (圖9)相似。在步驟510中，包括在該結構附近移 動的成分的解剖結構的2-D多普勒圖像的序列被獲取。所述移動的成分典型地包含流體，比如血液。在步驟510中，定位子系統測量并計算導管遠端的位置。在步驟515中，圖像處理器分析每個2-D多普勒圖像211以識別移動區。移動小或者不移動的區如上圖10所述被抑制。典型地，只有在像素地點處在超聲束方向上的速率超過閾值的情況下才顯示該像素。在2-D多普勒圖像405 (圖10)的情況中，該閾值可約為0. 08m/s o在步驟520中，圖像處理器將3-D坐標分配給2_D多普勒圖像集中通常為有色的剩余像素。2-D超聲圖像的平面在3-D空間中的地點和方位根據位置信息是已知的，所述位置信息在初始步驟510中與圖像儲存在一起。因此，圖像處理器能夠確定2-D圖像中任意像素的3-D坐標。在分配坐標時，圖像處理器典型地利用存儲的校準數據，所述校準數據包含位置傳感器和超聲傳感器之間的地點和方位偏移量，如上所述。在步驟525中，圖像處理器產生包含在解剖結構附近移動的點在3-D空間中的所有像素的3-D圖像。在任選步驟530中，附加的數據可被疊加在3-D圖像上，如上關于流程圖305 (圖9)的步驟370所述的。在進一步的任選步驟532中，圖像處理器可生成圍繞在步驟525中產生的像素的邊界表面(bounding surface) 0為了生成邊界表面，圖像處理器可執行迭代過程以確定該表面。例如，處理器或醫師可選擇種子點，從其開始生成該表面。處理器迭代地通過從該點輻射直到在預定閾值(例如步驟515的閾值)以上的所有像素被識別來找到該表面。處理器確定包圍被識別出的像素的表面。可選地，處理器可不考慮閾值而利用所有通過從種子點輻射識別出的像素生成邊界表面。在最終步驟535中，在先前步驟中所生成的圖像典型地在顯示器44(圖I)上被呈現給醫師。應理解，流程圖505的實施使得醫師能夠看到在3-D解剖結構附近移動的成分(比如流動的血液)的移動圖或模型。可選地或附加地，醫師能夠看到與移動成分有關的邊界表面。在一些實施例中，系統20(圖I)可被用作實時或近實時的成像系統。例如，醫師可利用上述方法重建解剖結構，和/或在解剖結構附近移動的物體的3-D模型，作為開始醫療程序之前的準備步驟。在程序中，系統20可連續地跟蹤和顯示導管關于模型的3-D位置。用來執行醫療程序的導管可以是用于生成3-D模型的同一導管，或者是配備有適合的位置傳感器的不同導管。盡管上述實施例涉及利用侵入性探針(例如心臟導管)的超聲成像，本發明的原理也可被應用于利用配備有定位傳感器的外部或內部超聲探針(如經胸廓的探針)重建器官的3-D模型。附加地或可選地，如上所述，本公開的方法可用于除心臟外的器官的3-D建模，例如，進出心室的血管，或者諸如頸動脈的器官。進一步附加地或可選地，其他診斷或治療信息(如組織厚度和消融溫度)可通過上述電活動覆蓋的方式被覆蓋在3-D模型上。該 3-D模型還可與其他診斷或手術程序一起使用，比如消融導管。因此，應當理解的是，上述實施例是以示例的方式引用的，并且本發明不限于上面特別所示和描述的內容。相反，本發明的范圍包括上面所述的各種不同特征及其變化和修改的組合和次組合，這在本領域技術人員閱讀以上描述之后是顯而易見的，并且這并未在現有技術中公開。
權利要求
1.一種對解剖結構成像的方法，包含 獲取在所述解剖結構的附近移動的成分的多個二維多普勒圖像；以及 重建移動成分的三維圖像。
2.根據權利要求I所述的方法，其中重建三維圖像包含顯示不呈現解剖結構的三維圖像。
3.根據權利要求I所述的方法，并且包含為移動成分設置閾值速率，并且其中重建三維圖像包含顯示速率大于該閾值速率的移動成分。
4.根據權利要求I所述的方法，其中重建三維圖像包含確定限制至少其中一些成分的表面，并顯$該表面。
5.一種對解剖結構成像的系統，包含 探針，包含超聲傳感器，其被配置成獲取在該解剖結構的附近移動的成分的多個二維多普勒圖像；以及 處理器，其被配置成由二維多普勒圖像重建移動成分的三維圖像。
全文摘要
本發明涉及利用多普勒超聲的三維圖像重建。一種對解剖結構成像的方法，包括獲取解剖結構的多個超聲圖像。至少其中一個所述圖像包含多普勒信息。由多普勒信息生成解剖結構的一個或多個輪廓。利用該一個或多個輪廓，從所述多個超聲圖像中重建解剖結構的三維圖像。
文檔編號G06T17/00GK102760306SQ20121023678
公開日2012年10月31日 申請日期2009年1月4日 優先權日2008年1月4日
發明者A.C.阿爾特曼, A.戈瓦里, Y.埃夫拉斯, Y.施沃茨 申請人:韋伯斯特生物官能公司