基于線性相關(guān)性的超聲與ct圖像配準方法和系統(tǒng)的制作方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及醫(yī)學技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種基于線性相關(guān)性的超聲與CT圖像配準 方法與系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0002] 圖像引導手術(shù)導航利用醫(yī)學成像計算和計算機圖像技術(shù)，在術(shù)前對掃描得到的患 者醫(yī)學圖像進行人體組織器官和病灶的分割識別、三維重建與可視化，臨床醫(yī)生可以通過 獲取的圖像進行最優(yōu)手術(shù)路徑規(guī)劃以及臨床手術(shù)模擬；在術(shù)中可以對術(shù)前獲取的醫(yī)學圖像 和患者真實的物理空間進行配準，將術(shù)前醫(yī)學圖像、術(shù)中患者實際體位以及手術(shù)器械轉(zhuǎn)換 到同一空間三維坐標系中，根據(jù)定位設(shè)備實時定位手術(shù)器械在人體組織以及病灶中的相對 位置，實時融合顯示它們之間的關(guān)系。臨床醫(yī)生可以通過融合顯示的圖像從各個角度實時 觀測到手術(shù)器械在組織和病灶中的位姿以及各種參數(shù)（例如角度、深度等），從而最大限度 的避開人體重要組織器官（例如大血管等），在最短的時間內(nèi)從最優(yōu)手術(shù)路徑到達病灶進 行精準手術(shù)治療。超聲圖像憑借著實時、無創(chuàng)、無電離輻射等優(yōu)勢，成為目前臨床常用的術(shù) 中成像設(shè)備，超聲引導手術(shù)導航技術(shù)也因此迅速發(fā)展起來。由于超聲成像機理的限制，超 聲二維圖像分辨率低、成像視野狹窄，并且包含特有的斑點噪聲，所以很難通過超聲二維圖 像準確的識別并判斷出病灶在人體中的位置。相比于超聲二維圖像，電子計算機斷層掃描 (Computed Tomography，CT)圖像是三維圖像，成像分辨率高、成像視野寬，從CT圖像中能 夠準確識別分割出人體組織器官大部分病灶，但是獲取CT圖像時一方面對患者有輻射傷 害，另一方面不能夠術(shù)中實時成像，所以不能夠作為術(shù)中手術(shù)導航系統(tǒng)的引導圖像。因此， 結(jié)合超聲二維圖像和CT圖像的成像特點，在圖像引導手術(shù)導航系統(tǒng)的臨床應用中，將超聲 二維圖像作為術(shù)中引導圖像，臨床醫(yī)生可以通過超聲二維圖像來實時定位手術(shù)器械，并將 術(shù)中實時超聲圖像與術(shù)前CT圖像進行配準，完成超聲圖像與CT圖像的融合顯示，輔助臨床 醫(yī)生定位人體組織器官和病灶的位置。
【發(fā)明內(nèi)容】
[0003] 本發(fā)明實施例所要解決的技術(shù)問題在于，提供一種基于線性相關(guān)性的超聲與CT 圖像配準方法和系統(tǒng)，能夠完成二維超聲圖像與三維CT圖像的精確配準。
[0004] 為解決上述技術(shù)問題，本發(fā)明實施例提供了一種基于線性相關(guān)性的超聲與CT圖 像配準方法，包括：
[0005] 建立線性相關(guān)性測度，計算超聲圖像與CT圖像之間的相似性；
[0006] 根據(jù)超聲圖像紋理信息，預設(shè)超聲與CT圖像配準變換矩陣；
[0007] 優(yōu)化變換矩陣，計算得到線性相關(guān)性測度最優(yōu)值；
[0008] 根據(jù)變換矩陣參數(shù)，改變超聲圖像空間位姿，超聲圖像與CT圖像融合。
[0009] 在本發(fā)明的其他方案中，線性相關(guān)性測度將超聲反射系數(shù)引入到超聲與CT圖像 相似性測度中。
[0010] 在本發(fā)明的其他方案中，超聲圖像與CT圖像之間的相似性是計算超聲與CT圖像 中相對應的感興趣區(qū)域之間的差異。
[0011] 在本發(fā)明的其他方案中，超聲圖像紋理信息包括超聲圖像中的人體組織器官邊 界、血管分叉點。
[0012] 在本發(fā)明的其他方案中，變換矩陣的優(yōu)化是改變變換矩陣中7個參數(shù)值。
[0013] 在本發(fā)明的其他方案中，線性相關(guān)性測度的最優(yōu)值是指超聲圖像根據(jù)變換矩陣改 變空間位置后，與CT圖像中感興趣區(qū)域差異值最小。
[0014] 在本發(fā)明的其他方案中，超聲圖像與CT圖像融合是指，根據(jù)預設(shè)的透明度，超聲 圖像與CT圖像感興趣區(qū)域疊加顯示。
[0015] 本發(fā)明實施例還提供了一種基于線性相關(guān)性的超聲與CT圖像配準系統(tǒng)，包括：
[0016] 相似性測度構(gòu)建模塊，其建立線性相關(guān)性測度，計算超聲圖像與CT圖像之間的相 似性；
[0017] 初始狀態(tài)設(shè)置模塊，其根據(jù)超聲圖像紋理信息，預設(shè)超聲與CT圖像配準變換矩 陣；
[0018] 變換矩陣優(yōu)化模塊，其優(yōu)化變換矩陣，計算得到線性相關(guān)性測度最優(yōu)值；
[0019] 融合顯示模塊，其根據(jù)變換矩陣參數(shù)，改變超聲圖像空間位姿，超聲圖像與CT圖 像融合。
[0020] 利用本發(fā)明，能夠完成二維超聲圖像與三維CT圖像的精確配準。
【附圖說明】
[0021] 圖1是本發(fā)明所提出基于線性相關(guān)性的超聲與CT圖像配準方法的工作流程圖；
[0022] 圖2是本發(fā)明所提出的基于線性相關(guān)性的超聲與CT圖像配準方法的超聲與CT圖 像配準的示意圖；
[0023] 圖3是本發(fā)明所提出的超聲圖像與CT圖像融合顯示的示意圖。其中，（a)是超聲 圖像，（b)是CT圖像，（c)是超聲圖像與CT圖像融合顯示；
[0024] 圖4是本發(fā)明實施例的基于線性相關(guān)性的超聲與CT圖像配準系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖。
【具體實施方式】
[0025] 下面結(jié)合附圖和具體實施例對本發(fā)明作進一步詳細描述，但不作為對本發(fā)明的限 定。
[0026] 圖1為本發(fā)明實施例的基于線性相關(guān)性的超聲與CT圖像配準方法的流程示意圖， 具體步驟包括：
[0027] 步驟 S1，
[0028] 建立線性相關(guān)性測度，計算超聲圖像與CT圖像之間的相似性。
[0029] 定義超聲圖像與CT圖像的相關(guān)比率相似度為：
[0031] 其中，U表示超聲圖像，μ表示CT圖像，T表示超聲/CT圖像配準矩陣，f表示超 聲二維圖像U與CT切片μ之間的映射函數(shù)，Ω表示圖像的大小。假設(shè)映射函數(shù)f是線性 函數(shù)，表示為：
[0032] ?(μ) = α μ + β
[0033] 在超聲圖像中存在很多大范圍的反射和組織器官的回波，而CT圖像不存在反射 和回聲信息，將超聲波反射系數(shù)r引入到超聲/CT圖像配準的相似度評估標準中。定義
[0034]
[0035] 表示一個像素的灰度值，那么像素灰度值計算函數(shù)式可以寫為：
[0036] fx；= a p j+ β Ti+ γ
[0037] 保證未知參數(shù)α、β和γ最小化
[0041] 在上述中，超聲圖像與CT圖像之間的相似性可以是計算超聲與CT圖像中相對應 的感興趣區(qū)域之間的差異。當然，還可以基于其他的標準。
[0042] 步驟 S2，
[0043] 根據(jù)超聲圖像紋理信息，預設(shè)超聲與CT圖像配準變換矩陣。
[0044] 超聲圖像紋理信息可以包括超聲圖像中的人體組織器官邊界、血管分叉點，這些 超聲圖像紋理信息通過圖像分割方法得到。
[0045] 步驟 S3，
[0046] 優(yōu)化變換矩陣，計算得到線性相關(guān)性測度最優(yōu)值。
[0047] 定義超聲/CT圖像初始配準矩陣為G。，一般情況下，G。不是使得評估標準測度達 到最優(yōu)值的矩陣，然后設(shè)置配準矩陣優(yōu)化搜索的方向和步長，在配準矩陣不斷迭代優(yōu)化時， 超聲/CT圖像的相似度評估標準不斷變化G1, G2, ...，Gn。配準矩陣迭代優(yōu)化公式可以表達 為：
[0048] Gk= Gk+1+aksk
[0049] 其中，s表示配準矩陣優(yōu)化搜索的方向向量，a表示步長。
[0050] 把優(yōu)化計算超聲/CT圖像配準矩陣的過程分解為配準矩陣迭代變化過程，將每一 次配準矩陣的迭代表示為一個包含Π +1個參數(shù)的一維向量，在配準矩陣迭代過程中，以初 始配準矩陣G。為原點，在η個方向上進行配準矩陣優(yōu)化，并計算超聲/CT圖像相似度評估 標準函數(shù)，選取相似度評估標準最優(yōu)的配準矩陣G，然后計算從G。到G配準矩陣變化中相似 度評估標準最優(yōu)的配