专利名称：对电解剖图着色以指示超声数据采集的制作方法
对^JS 剖图^fe以指示超声 采集駄领域本发明通常涉及身体器官的重建和标测(mapping)。更具体而言，本发明 涉及身体内 官成像，例如心脏成像。背景狱超声成像是一种较为成熟的心脏成像的形式。例如，美国专利No.6, 066， 096描述了一种用于内腔内(intraluminal)体超声成像的成像探头，该专利在此 弓间作为参考。该探头配置^i^爐至隨、者身体的内部，并且包括一具有近端和 远端的细长主体。超声换能器相控阵列被连接并定位到该细长主体的远端。该 超声换能器相控阵列被定位用来发射和接收超声育瞳，以便从该细长主体远端 进行体正向扫描。该超声换能器相控阵歹抱括多个被超声换能器元件占据的位 置。然而，许多医师发现很难解释典型地以二维扇形图案呈现的超声图像。尽 管医师知道什么解剖特征应该出I见在由超声导管产生的显示中，他也可能不能 g些特征与扇形的亮和暗区域相匹配。已经提出把由不同方式获得的图像配准叠加，以改善医学图像解释。例如, 美国专利No.6， 556， 695 (授予Packer等人的)，建i姊M鄉图像，将该 磁，图像与随后获得的电刺激图(electrical activation map)或超声图像配准。发明内容为了在执行实时心脏成像过程中帮助医师，^集期间，可以織'J心脏的 三维图像。然而，由于其他组织的反射，例如来自其他腔皿官的反射，P且碍 了，者对心室的观察。因此对于使用者来说，确定何时已经获得洽当的图像 或者是否细节正被错过是困难的。根据本发明所公开的实航式，顿声数据采集期间，通常MJS用伪彩 色显示和标记所述结构的三维g,以显示数据采集的进展，所^H维^例如是诸如 剖图(electroanatomical map)的功能图。例如，获得的连续二维 超声扇形的相交平面可以在电解剖图上被标记为该图表面上的线或着色区域。 这种显示使操作者能确定超声娜已经被充分采集的区域，并将操作者引导到 仍然需要额外的娜釆集的心腔区域。各种颜色方案可用于指示繊采集的相 对充分性。本发明的一种实施方式提供了一种用于产生活体受检者图像的计算机辅助 方法，该方法通过以下步骤执行显示受检者体内的结构的表面的三维模型； 获取该结构的至少一部分的二维解剖图像序列；和在获取该序列同时，标记该 三维模型以显示图像平面与所述表面的各个相交处。在本方法的一方面，三维模型可以是计OTl断层驟图像或磁據图像， 它与图像平面自动配准。本方法的另一方面包括显示该三维模型和在该三维模型上显示所述表面与图像平面的^h相^b。根据本方法的另一方面，在图像平面与所述表面的各个相^LhM示伪颜色。本方法的另一方面包括，在所述各个相交处之间内插所^H维模型的区域， ^H3并显示内插的区域。本方法的另一方面，包括，根据所述二维解剖图像重建该结构的三维解剖 图像，和与该三维，魏^M満三维解剖图像的至4一部分。根据本方法的另一方面，三维解咅i個像的显示部分没有延伸超出与该三维 模型表面的预定距离。根据本方法的一方面，该结构是心脏，并且三维模型是解剖图。在本方法的另一些方面，二维解剖图像可由实时三维超声成像，实时计算 机断层,成像，或实时磁共振成像获得。本发明的其他实施方式提供用于执行，方法的设备。
为了更好地理解本发明，M^合下列附图阅读示例性实施例方式，给出 本发明的细节说明的参考，附图中同样的元件给出同样的参考数字，并且其中 图1显示了一种1 ^、本发明实 式的用于成像和标湖媳者心脏的系统；图2是依照本发明实施方^it一步详细说明图1所示系统的框图；图3是依照本发明实施方式，标记体内部的结构的三维模型，以指示采集该结构的多个二维图像的进展的一般方法的涼tl呈图。图4是依照本发明可选择的实施方式，对功能图着色以指^声数据釆集的方法的细节流程图。图5是依照本发明实施方式的心脏的多模式图像的显示。图6显示了依照本发明实M^^准备的心脏右心室的骨架(skelelon)模型。图7是依照本发明实施方式的合成图像，其中〗樣心脏的三维超声心脏图 的骨架模型，被叠加在右心室的电解剖图上。
具体实施方式
在接下来的描述中，描述了许多具体细节以便透彻理解本发明。然而，对 于本领域技术人员来说显而易见的是，没有这些详细的细节也能实践本发明。 在其他的实例中，为了不使本发明产生不必要的晦濯，熟知的电路、控律腿辑、常规算法和过程的计^mn^指令没有详细说明。系统鹏现在翻到附图，从参考附图l开始，其使出了根据本发明的一种实施方式 的系统20，该系统用于成像和产生患者心脏24的顿lj激图，并适合实施涉及心 脏24的诊断或治疗过程。虽然本发明的原理ilii参考心脏成像说明，但所描述的技术可itffl于^ffi 手动或自动控制的探头对其他器官进行成像，尤其是空心器官，例如可用超声 导管成像的膀胱。系统20包括一个可被医师经皮插入到心脏的腔或脉管结构内的导管28。 导管28典型地包括医师操纵导管的手柄29。手柄29上的适当控制可使医师按 需要操纵(steer)、定位和定向导管的远端。系统20使得医师會,实施多种标湖,成像ai呈。这些ill呈包括例如下列技术，下列技术进一步细节已经在共同未决的共同转让的申请No. 11/115， 002和 11/262 ， 217中说明，这些申请的内# 合并引入作为参考 显示实时或接近实时的二维图像，例如，超声图像；基于二维超声图像，重逸患者身体内的目标结构的三维丰魏； 在重建的三维模型上配准、叠加和显示参数图，例如电生理信息图或电解 剖图；在重建的三维模型上配准、叠加和显示/A^卜部系统获得的三维图像禾口 ^^卜部系统获得的三维图像上配准和显示二维超声图像。 系统20包括测量导管28的三维位置信息和方向坐标的定位子系统，该导 管28具有多达六个自由度。定位子系统可包括决定导管28的位置和方向的磁 性位置跟踪系统。该定位子系统在其附近在预定的工作体积内产生磁场，并感 测导管处的这些场。定位子系统典型地包括一组外部辐射体，例如定位在患者 外部固定的已知位置处的场发生线圈30。线圈30在心脏24附,生场，典型 的是电磁场。在一可选择的实施方式中，导管中的辐射器，例如线圈，产生被患者身体 外面的传感器(未示出)接收的电磁场。位置传感器(position sensor)响应于所感应的场经由电缆33传送与位置相 关的电信号，该电信号^^导管到达控制台34。或者，位置传麟可鹏无线 ^ 各鄉信号到控制台34。控制台34包括基于方位传離(location sensor) 46 发送来的信号，计算导管28的位置和方向的定位处理器36。定位处理器36通 常对来自导管28的信号进行接收、放大、滤波、数字化和其他处理。系统20 产生的图像显示 视器44上。可用于上述目的一些位置足鹏系统在例如US专利6,690，963， 6,618,612和 6,332,089，和美国专利申请公开2004/0147920，和2004/0068178中有说明，其 内^jtk合并引入作为参考。尽管图1所示的定位子系统^ffl电磁场，但是可 以使用其他^5J适合的定位子系统，例如基于声测量或超声测量的系统，来实 施下面描述的方法。为生成超声图像，系统20可采用在美国专利No. 6,716,166和6，773,402中 说明的导管，该专利内M此合并引入作为参考，以 集超声图像，从而在 相同或不同会话(session)中以及以许多不同的组合，与扩张导管(deployment catheter)位置的图像^^同时地、接近实时M^声图像。这种导管具有 适于鄉声波，从心脏回波产生界面(echogenic interface)接收反射的声学换能 器。鄉接着被分析以麟心脏的二维^H维图像。系统20包括一超声驱动器39，当导管28作为超声成像导管时，超声驱动 器驱动导管28的超声换能器。 一种可用于此目的的适合的超声驱动器的实施例 是Analogic公司生产的AN2300"^超声系统，8 Centennial Drive, Peadbody， MA 01960。超声驱动器39可支持不同的成像模式例如本领域熟知的B模式，M模 式，CW多普勒和彩色血流多普勒。任选地，导管28和另一导管48都结合在系统20中并且经由不同的血管路 径同时插入心脏。在这个实施例中，导管28作为标测(mapping)导管，导管 48作为使用声学换能器阵列50的超声成像导管。^都具有用于确定导管在体 内的，和方向的方位传感器46 。系统20包括产生电刺激图的电子电路,并能与许多专门的标测导管结合使 用。 一种可作为导管28使用的适合的标测导管在共同转让的美国专利No. 6,892,091中说明，该专利内# 合并引入作为参考。简要地说，标测导管的 远端包括在远侧放置的用于测量心脏组织的电属性的标测电极52 。标测导管的 远端进一步包括用于测量在心腔中远场电信号的非接触电极54的阵列。典型地，标测导管被首先引入，并根据它的 产生 嗨图。此后，超 声成像导管被引入。这两个导管经由相同的或不同的血管路径被引入。在另一备选方案中，可4柳一种既肖滩采集翻于产生电朿微图的娜， 并且也具有超声成像功能的混合导管。这样的导管在例如，美国专利No. 6,772,402， 6,788,967、 6,645,145中说明。{顿这样的导管使医疗^|呈缩短。在这一备选方案中，仅仅需要一导管插入。在如下面的进一步详细解释的所有可 能的备选方案中，通常首先获得电刺激图，接着将其应用到超声图像以有助于 后者的解释。用于协调两种模式的适合的图像配准技术在美国专利No. 6,650,927 和共同未决的申请No. 11/215,435中说明，这两个专禾ij与本专禾惧有共同的受让人，并且&th合并引入作为参考。现在参考图2，它皿一步说明系统20 (图1)细节的框示。如上所 述的，系统20的许多元件可采用通用或专用计穀几实现，戶诚计^t几包括处理 器和存储器，该存储器包含图2中描述的功能框的对应物。定位舰器36链接 至lj^ifi心脏导管远端放置的方位传感器，^M亍錢S鹏。驱动换能器50 (图l)的超声驱动器39与超声电路56协作，并生成二维超声图像。图像处理器60链接到标测电路58、定位处理器36和超声电路56。图像处 理器60能执行三维超声图像重建，并专用于超声图像上的心脏部分解剖 (topological)特征的自动识别。在一些实施方式中，图像处理器60可以皿标 测电路58增加电子剌激图上部分解剖特征的自动识别，不需要操作者的协助。 图像 器60也执行图像配准功能。它的操作经由用户输入62来调整。它的 输出被送到显示器64。在會,产生电刺激图的系统20中适用的商业单元是，来自3333 Diamond Canyon Road， Diamond Bar, CA 91765 ， Biosense Webster有限公司的CARTO XP EP Navigation and Ablation System。使用不同模式获得的图像可以使用 CARTOmerge 图像齡模块配准进行显示，所述图像整合模块适于与CARTO XP EP Navigation and Ablation System—起操作。特别是，可以用这个模块，将 三维超声图像与三维解剖图或电解剖图配准。而且，由二维超声成像产生的超 声扇形图像与解剖或电解剖图共享坐标系统。该系统能够自动计算扇形图像与 三维图像的相交处，以及在不同扇形图像的相邻相，之间进行内插。操作现在参考图3，它是根据本发明实施方式的一般方法流程图，TO法标记 身体内部结构的三维模型以指示该结构的多个二维图像采集战呈中的进展。在初始步骤80，采集并显示该结构的三维模型。这是一种用例如上述 CARTO XP EP Navigation and Ablation System的系统获得的心脏的图像。然而任 何三维模型都可被4顿，例如断层驟图像。显示心脏或其他结构的断层摄影 图像是重要的，功能数据(例如可显示在该模型上的电势)是附带的。接下来，在步骤82，该结构的一部分的二维图像被采集。这可以是超声图 像。可选择的是，该二维图像可以^Mil例如磁共振成像或计算机断层驟成 像技术获得的二维功能图像。接下来，在步骤84，在步骤82获得的二维图像与在初始步骤80中产生的三维模型自动配准或者以其它方式协调。该步骤允许三维模型的形貌 (topographical)特征与步骤82中成像的结构相关。接下来，在步骤86，在该显示上标记二维图像的平面与三维模型的相交处。 此步骤可MM对该显示应用伪彩色实施。可选择的是，可以使用许多其他用于 指示相交处的图形技术，例如，闪烁，，粗体强调。此外，如下说明，可使用伪彩色，以便显示在不同扇形图像的相邻相交处之间的三维模型图像上的区 域。这些区鄉过插棘确定。无论如何，通过参考该显示和在三维模型上的 标记，操作者旨辦识别在当前二维图像上获得的结构的形貌特征。任选地，操 作者肯腿过与当前二维图像相关的文本描述信息，对顿示加以注释。控制现在进行至lj判断步骤88,这里决定是否需要更多的图像来完成成像研 究。如果在步骤88的决定是肯定的，接着控制回至陟骤82进行另一循环。如果在步骤88的决定是否定的，接着控制进行到最后的步骤90,并m 程结束。备选实 "案1现在参考图4，它是根据本发明的一种实施方式的方法的细节流程图，该 方法对M微图或其他功能图进行上色以指示超声数据采集。可以理解"上色" ^/iH十算任务并且涉及对其中存储了图象数据的存储器的修改，此处"上色"可 以称为应用伪彩色。该操作的结果可以作为彩feM示可视化在计^LM示器上。 以鄉啲方式，通过参考电解剖图讨论了此方法。然而，此方法可适用于心脏 的其他功能图，只要心脏的局部解剖(topology)被显示，并能与超声数据的位 置相关。在初始步骤66，使用上面参考图1和图2说明的仪器，使用已知的技 术，将标测导管引入到受綠。超声成像导管也被引入至吣脏。接下来，在步骤68，标测导管在心脏内《彌(navigate)，并获得电子繊。 功能图像被产生。在一实施方式中，例如使用，CARTO XP EP Navigation and Ablation System产生电解剖图。ilil确定在心脏中不同位置的空间坐标，使用 标测导管产生图像，以限定三维空间。接着功能模块被准备好，它是在三维空 间中的心脏的三维图，其中该图显示功能信息，艮卩，心脏的多个点的电势。与步骤68并列，在步骤70，采集至少一个二维超声图像。通常，这是一 种门控图像(gated image)。在超声成像导管上的方位传li^^置的信息，被定位子系统处理以Mi:超声图像上不同点的座标。典型地，电解剖图和二维超声图像在相同时间段期间被采集。然而，这不是必须的，并且可选择的是， 电解剖图可予酰获取并与二维超声图配准。接下来，在步骤69, affi用伪彩色，识别与在步骤70的最后一个循环 获取的超声图像对应的电解剖图或其他功能图的区域。可使用一种伪彩色，随 着图像的充，改进用不同强度。可选择，可以组合使用多种伪彩色，以便在许多不同的方案中指示当前图像质量。作为附加M割戈地，图象质量的其他 图形指示可在此步骤中显示，例如闪烁效果。在某一实施方案中，ffiil计算超 声扇形图像在电解音幅上的相效的平面，确定电解剖图的相关部分。现在参考图5，它是根据本发明的实 式，心脏的多模式图像的显示。 在图5的左侧，图像92是由，CARTO XP EP Navigation and Ablation System产生的心腔部，剖图。在中间图像94中，此图被部分上色用舰示超声繊已经被采集的錢区 域96。例如采集的旨连续超声二维扇形的相交处的平面可被标记在图像94 上，作为在图表面上的着色区域。可选择的是，所述相交处的平面可被标记为 着色的线。进一步可选择地，图像94可以被上色，用来标iM声束平面与顿U 激图相交处的每个数据体素。无论如何，该显示使操作者能看到哪里己经采集 了充分的超声数据，并可用于将操作者引导到还需要额外的数据采集的心腔区 域。在图5右侧的图像98显示了融卩在图像98上的三维超声图像100的重建， 絲此处称为区域102。图像98和区域102基于所采集的超声娜。在一实驗案中，鄉二维超声图像，而不重粒体三维，翅。这种技术 在上述申请No. 11/115,002和11/262^217中说明。例如，连续二维超声图像可以 在步骤70 (图4)的循环中获得，并且感兴趣的轮廓被加标签。图像接着在三 维空间内取向和投影。现在参考图6，它显示根据本发明实施方式的右心室的骨架模型88。系统 20 (图1)能M加标签的超声图像中自动，和重建轮廓90、 92，和从标注 了医师的(physician labeled) 二维对应部分自动重建轮廓94。现在参考图7，它是根据本发明实施方式的示例性合成图像96，其中心脏 的三维超声图像98的骨架，魏被動倒右心室的电解剖图100上。该骨架丰難 与骨架模型88 (图6)相似，具有多轮廓102、 104分别地描绘右心室和左心 室轮廓。轮廓102被鶴在电解剖图上。《1不同阴影图穀旨示不同电魏。 在步骤72中(图4)劐滑架模型在电解剖图上，与〗顿完全再现的三维模型 相比，顿示上产生的干扰更少，Sil31比较图7和图像98 (图5)可以理解。 如在图5中，图100的一些部分可使用伪彩色自动^i己，用于指示充分的超声 采集。例如，伪彩色己经应用到区域105，在图7中M31对角阴影图案g。再次参考图4，当娜在步骤70的驗循环中被采集，电解剖图和可选地 脉管(其可作为轮廓或圆柱结构，概略地显示在电解剖图上)，被逐渐上色以 指示，賊像的区域，如图像94 (图5)所示。例如，该图可脏色开始，如图 像92上那样(图5)，然后在与超声图像 己经获得点相对应的图上的旨 点处，颜色从灰色改变到红色。以这种方式，操作者接收到当前娜覆盖的清 晰指示。接下来，在步骤72，在步骤70的循环中采集的超声图像被叠力倒电解剖 图上，使得二者被可JM配准在显示器上。^ilil使用同步的方法以及如上所 述的重建图像与电解剖图的配准自动地执行。简而言之，超声导管中在一个单 元中包括方位传感器和超声换能器二者。系统适当校正后，能自动将在超声图 像上可见的任何点与电解剖图三维空间中的其对应点相关联。典型地，M将 电解剖图产生期间的坐标和在步骤70中获得的超声图像上的位置信息和坐标相 关联，粒图像配准。夕卜部自动标记器可用于提供公共参考系，以便耦合来自 两种模式的数据。在一些实施方式中，超声图像是从多个二维超声图像重建的 三维超声图像。可选择，二维扇形图像被作为线叠加到电解剖图上。任m，如步骤75所示，超声图像和电解剖图被分别显示。这样选择，具 有避免在显示中多模式图像配准问题的好处。而且， 一个图像不会被其他图像 遮掩。在步骤75的变体中，至少三维图像的一部分被显示^H维模型内，并且 三维解剖图像并不延伸超出与三维模型表面的预定距离。结果就是三维空间根 据显示的三维图像的比例被分割。本操作适用的分割技术，在上述申请No. 11/215,435中有说明。在步骤72、 75中任意一个中，当然要求两种模式间的同步。再次参考图7， 超声图像98和电解剖图100能使用不同的设备获得。当所述图像中的一个或两者都被接近实时的l 脇，并且特别地，当不同设备用于这二种模式时，在源装 置和 器36 (图l)间的传播延时，使得有必要注意合成图像96的这两种组 分的同步。实际上，在系统20 (图l)的不同实 式中， 一般发生同步问题。 这种问题的解决办法在上述申请No. 11/262,217中有教导。简而言之，当接近实 时的电解剖数据被釆集并叠加先前采集的解剖图像或模型上时，在电解剖数据 和解剖图像M之间粒一恒定的预定偏移，可以是时间偏移。这种偏移补偿 了由图像处理和从解咅憫像源到图像《器的图像传输弓胞的系统延时，所述图像，器如上所述根据电解剖数据产生电解剖图。在实施步骤72、 75中的任意一个后，操作者育^识别解咅l將征并能4顿图 形用户界面在显示器上^id它们。控库赎下来进行到决定步骤79，这里决定是否需要更多的二维超声图像以 便完，查。这个决，常由操作者决定，但他可被系统il^,系统能自动确 定检查是否完成。如果在决定步骤79的决定是肯定的,接着控制返回到步骤70。 当心脏成像时，操作者可开始成像过程，对左右心房进行轮廓标测，标记相关 结构，例如肺静脉、大动脉和卵圆窝。肺静脉、大动脉能作为血管显示，具有 超声轮廓限定的具有可调节半径。如果在决定步骤79的决定是否定的，接着控制转到结束步骤81。导管被抽回，过程结束。 可选实歸式2除了反转显示模式能被用于显示三维图像，例如，在步骤72、 75 (图4) 中的图像100 (图5)夕卜，此实施方式与可选实M式1相似。超声图像的 采集本质上是相同的，但不是用高灰度级显示组织，而是三维超声图像指示在 腔#管中的血液，并，或血管血量的指示器。可选实施方式3在步骤72、 75 (图4)其他生理数据可被标测用于与超声图像一起显示和 应用伪彩色着色，用来如上所述地指示超声数据采集的充分性。可使用如， 美国No.6,066,096说明的内腔内体超声成像。能被标测的其他生理参数包S^温 度，血流量、化学特性和机械活性，例如区域壁移动。例如，由战美国专利 No.6,716，166和6,773,402中说明的超声导管探测的高速流动区域，可在多普勒 图像中识别并与在三维超声图像中观察到的血管狭窄配准。作为另一例子，化 学传麟可用于i朋惧剤氏NADPH zK平的心脏区域，用来指示局部缺血。这 种区域可与在超声图像上观察到的相应区域配准。在Takahiro Yabe等AJ:表于 Circulation 1995; 92: 15-23的Quantitative Measurements of Cardiac Phosphorus Metabolites in Coronary Artery Disease by 3IP Magnetic Resonance Spectroscopy文 章中说明了适于显/，样区域的技术。可选实施方式4在这个实施方式中，步骤70 (图4)用一种不同于二维超声成像的模式实施，来获取作为一系列穿过受检者结构的图像'切片'的实时数据。步骤70能使 用实时三维超声成像探头、实时计算机断层,成像，实时磁共振成像或其他 实时成像模式实施，所述其他实时成像模式能够产生三维图像并将该三维图像 与在特定区域应用了伪彩来指示 成像充分性的功能图像一起显示。 可选实施方式5这种变体能麟加4顿至W琉前述的实駄式中。在步骤72、 75 (图4)， 附加的指示显示在图显示器上，以便在数据采集期间用来指导操作者。例如， 填充比率，即在电解剖图上或其他功能图上着色区域与整个目标区域的比，可被显示以定量指示迸程的完成程度。在伪彩的另外应用中，可以根据每个体素的灰度级水平，使用相应的查找 表格，来修正它自己。这使得^ffl者育捷到是否采集到的数据与壁组织或血管 ，腔中打开的瓣膜相对应。本领域技术人员可以领会到本发明不限制于已经被上文中特别显示和说明 的。而且，本发明的范围包括各种上文中说明的特征的组合和下位组合，和在 本领域技术人员阅读前述说明后发生的不在现有技术中变化及它的，。
权利要求
1、一种用于产生活体受检者图像的计算机辅助方法，包括步骤显示所述受检者的体内结构的表面的三维模型；采集所述结构的至少一部分的二维图像序列，所述的二维图像具有各自的图像平面；和当采集所述序列时，标记所述的三维模型，以显示所述图像平面与所述表面的各个相交处。
2、 根据权利要求l的方法，其中所述二维图{維自包括二维超声图像、计 穀几断层摄影图像和磁 图像的组。
3、 根据权利要求1的方法，进一步包括如下步骤显示所i^H维模型和在 所^H维模型上的所述图像平面与所述表面的所述各个相交处。
4、 根据权利要求3的方法，其中所述二维图 3 集多个二维超声切片、计 1断层摄影切片、或实时磁共振切片作为实时图像被采集，该方法进一步包括M^f述实时图像构^H维图像以用在所腿/称骤中的步骤。
5、 根据权利要求3的方法，其中显示所^H维模型包括应用伪彩色到所述 图像平面与所述表面的所述M相交处。
6、 根据权利要求3的方法，其中l^f述三维模型包括如下步骤内插所述各个相交处t间的戶;MH维模型的区域； 丰^i3^f述的内插的区域，并且所M示所iiH维模型的步骤包括显示所述内插的区域。
7、 根据^l利要求1的方法，进一步包括步骤 由所述二维图像重^^f述结构的三维解剖图像；和 用^H维IIMM示所脏维解音鹏像的至少一部分。
8、 根据权利要求7的方法，其中所述的三维解剖图像的所述部分并不延伸 超出与所^H维IIM表面的预超巨离。
9、 根据权利要求1的方法，其中所述的结构是心脏而所述的三维模型魏 剖图。
10、 一种用于产生活体受M图像的设备包括显不器；用于存储所述受检者体内结构的表面的三维模型的存储器； 用于获1^ 述结构的至少部分的二维解剖图像序列的二维成像模块，臓二维解剖图像具有各自的图像平面；禾口链接到所述存储器和所述二维成像模块的处理器，所述处理器可用于 在所皿示器上标记所述三维模型，以显示所述图像平面和所述表面的各个相 饥
11、 根据权禾腰求io的设备，其中所述二维解咅,像选自包掛十鄉断层 摄影图像和磁共振图像的组'并且所述处理器被用来将所述图像平面与所^H 维模型自动配准。
12、 根据权利要求10的设备，其中所述处理器用于由所述二维解剖图像重^^f述结构的三维解剖图像；禾口 与所脏维模型一趟示所脏维解剖图像。
13、 根据权利要求10的设备，其中所述二维成像模i央产生超声图像，所述 的结构是心脏，并且所述的三维模型是电解剖图。
14、 一种用于产生活体受检者图像的计穀几辅助方法，包括步骤 W^头插入所述受総的心脏，所述探头具有方位传繊； 用所述探头确定在所述心脏中不同位置的相应空间坐标，以限定三维空间-,生成包括所述心脏的三维图的功能模块，其包括与^^f述心脏的多个 点测量的所述心脏相关的功能信息；采集所述心脏一部分的超声图像； 将戶; M声图像与所^H维空间配准； 自动^HB^述图上的相应于所述心脏的所述部分的区域；禾口 显示所述超声图像和所述图，其中所述区域用伪彩色显示。
15、 根据权利要求14的方法，其中所述功能模式选自包括解剖图、内腔内 体超声图像、多普勒图銜呕域腿运动图像。
16、 根据权利要求14的方法，其中所^声图像是二维超声图像，并且所 述自动标记区域的步骤包括确定所述二维超声图像的平面与所述图的相交处。
17、 根据权利要求16的方法，其中所述获鹏声图像的步骤包括，采集心 脏各部分的多个二维超声图像，该方法进一步包括步骤由，二维超声图像重^^f述心脏的三维解剖图像； ^ffl所述二维超声图像中的相应二维超声图像重复所述自动标记区域的步骤，以限定合淑示记区域；禾口所述显，骤包括显示带有所述图的所述三维解剖图像，其中所述合淑示记区棚所述伪彩feM示。
18、 根据权利要求14的方法，所,/，骤包括显示動卩在所述图上的所 述超声图像。
19、 一种用于成像受綠体内心脏的设备，包括 捕^^述心脏的一部分的解剖图像的成鹏置；链接至IJ所述成像驢的处理器，所述处理器链接到适于插入所述心脏 的探头，该探头具有用于确定所述探头的位置和方向信息的位置传感器，所述 处理器用于产生所述心脏的功能图，该功能图包括在所述心脏的多个点测量的 与所述心脏相关的功能信息，所述处理器用于自动标记与所述心脏的所述部分 对应的所述图的区域；禾B!^接到处理器的显示设备，用于显示所述图和所述解剖图像，其中所 述区域用伪彩色显示。
20、 根据权利要求19的设备，其中所述功能图是电解剖图。
21、 根据权利要求19的设备，其中所述成像设备用于采^^述心脏的各部 分的多个二维解剖图像。
22、 根据权利要求21的设备，其中所述处理器用于 由所述二维解剖图像重建戶脱心脏的三维解剖图傲 4OT所述二维解剖图像中的相应二维解剖图像重复自动标记区域，以限定合成标己区域；和所述显示设备用于显示带有所述图的所述三维解剖图像，其中所述合 ^^示记区TO伪彩feM示。
23、 一种用于产生活体受綠的图像的计算机辅助方法，包鄉骤显示戶/M受M体内结构的表面的三维模型；采集一系歹,鄉构各部分的三维解剖图像，所述的三维解剖图像具 有各自的图像平面；当采^^f述系列时，将所述图像平面与所^H维丰IM自动配准；禾口标记所^H维模型，以显示所^H维解剖图像与所述表面的^h相效。
24、根据权利要求23的方法，其中所述系列M使用超声探头获得。
全文摘要
本发明涉及对电解剖图着色以指示超声数据采集。在医学成像过程中超声数据采集期间，共同显示并视觉标记所成像结构的三维模型，例如，电解剖图，以指示数据采集的进程。连续二维图像相交的平面作为线或着色区域标记在三维模型上。这样的显示可以使操作者确定数据已经被充分获取的区域，并将操作者引导到仍然需要额外的数据采集的区域。多种颜色方案用于指示数据采集的相对充分性。
文档编号A61B8/12GK101219061SQ20071009327
公开日2008年7月16日 申请日期2007年12月7日 优先权日2006年12月8日
发明者A·C·阿尔特曼, A·戈瓦里, D·柯申鲍姆 申请人:韦伯斯特生物官能公司