專利名稱：可植入醫(yī)療裝置的超聲規(guī)劃和引導(dǎo)的制作方法
可植入醫(yī)療裝置的超聲規(guī)劃和引導(dǎo)本發(fā)明涉及醫(yī)療診斷超聲系統(tǒng)，具體而言，涉及進(jìn)行醫(yī)療裝置，例如修復(fù)性心臟瓣膜的三維圖像弓I導(dǎo)的放置的超聲系統(tǒng)。對(duì)于諸如修復(fù)性心臟瓣膜的可植入醫(yī)療裝置的植入，有兩項(xiàng)重要的活動(dòng)。首先是規(guī)劃階段，其中臨床醫(yī)生確定將正確配合在解剖學(xué)植入部位的可植入裝置的尺寸或物理構(gòu)造。例如，心臟瓣膜不能比其要植入的血管或器官部位更大。第二項(xiàng)活動(dòng)是在手術(shù)程序中實(shí)際植入裝置，期間將可植入裝置適當(dāng)?shù)囟ㄎ辉谥踩氩课?。在很多情況下，例如，在縫合或以其他方式附著于身體之前，必須與血管壁或環(huán)帶完全對(duì)準(zhǔn)地對(duì)稱定位裝置。過去，這兩項(xiàng)活動(dòng)常常都是在手術(shù)程序自身期間進(jìn)行的。在臨床醫(yī)生通過手術(shù)進(jìn)入植入物部位之后，臨床醫(yī)生將使用制造商與植入裝置一起提供的一個(gè)或多個(gè)尺寸確定器。尺寸確定器一般被制造成尼龍或塑料環(huán)、棒或其他形狀，具有與可植入裝置的臨界尺寸配合的一個(gè)或多個(gè)臨界尺寸。心臟瓣膜制造商，例如 Medtronic，Edwards Lifesciences 和 Μ. Jude Medical 隨其其心臟瓣膜一起提供了尺寸確定器。由于主動(dòng)脈心臟瓣膜必須要和主動(dòng)脈根的內(nèi)徑尺寸相同且必須坐靠在身體主動(dòng)脈瓣的環(huán)帶上，所以尺寸確定器將呈現(xiàn)為心臟瓣膜尺寸和形狀的環(huán)狀模板。環(huán)狀模板被附著于小把手上，臨床醫(yī)生使用該把手相對(duì)于患者的主動(dòng)脈根和瓣膜固定環(huán)狀模板。然后臨床醫(yī)生能夠確定具有尺寸確定器尺度的心臟瓣膜是否對(duì)于患者是適當(dāng)配合的。如果不是，臨床醫(yī)生將嘗試另一尺寸確定器，直到找到模板尺度適當(dāng)配合患者解剖結(jié)構(gòu)的一個(gè)為止。然后臨床醫(yī)生將植入適當(dāng)尺寸的心臟瓣膜。這項(xiàng)重要的規(guī)劃程序是在手術(shù)程序自身期間，在對(duì)患者和外科醫(yī)生而言最緊要的時(shí)候進(jìn)行的。如果能夠在進(jìn)入手術(shù)室之前確定植入物的尺寸，那將是非常希望的。如果尺寸確定能夠作為手術(shù)前程序而完成，就能夠仔細(xì)地完成而不會(huì)有伴隨手術(shù)過程的焦慮?？梢允孪全@得適當(dāng)尺寸的植入物，從而為手術(shù)準(zhǔn)備好，在手術(shù)間中僅有適當(dāng)尺寸的植入物。此外，如果植入程序不是開放心臟手術(shù)，而是微創(chuàng)手術(shù)，那么不會(huì)用手術(shù)打開心臟和血管，它們無法用于確定尺寸。因此希望能夠無需物理接近植入物部位就確定植入裝置的尺寸。根據(jù)本發(fā)明的原理，超聲系統(tǒng)包括可植入裝置尺寸確定器的電子圖像數(shù)據(jù)，虛擬尺寸確定器。利用2D或3D超聲成像采集要植入裝置的身體部位的超聲圖像。將虛擬尺寸確定器圖像的比例尺匹配到超聲圖像中解剖結(jié)構(gòu)的比例尺，使得解剖結(jié)構(gòu)和虛擬尺寸確定器都呈現(xiàn)出共同比例尺。然后參照超聲圖像操縱虛擬尺寸確定器以確定虛擬尺寸確定器是否與超聲圖像中的解剖結(jié)構(gòu)配合，為手術(shù)程序提供適當(dāng)植入物尺寸的指示。超聲圖像可以是靜態(tài)圖像、圖像的存儲(chǔ)循環(huán)或?qū)崨r圖像。臨床醫(yī)生例如可以從心臟圖像的序列(循環(huán)) 選擇心臟特定時(shí)相的圖像，以酌情參照心舒期或心縮期中心臟的比例尺進(jìn)行尺寸確定。在使用心臟的三維圖像時(shí)，能夠在三維空間中操縱三維虛擬尺寸確定器圖像，就像臨床醫(yī)生在手術(shù)程序中做的那樣，允許評(píng)估植入物尺寸、取向和其他血管的可能閉塞?？梢詤⒄罩踩氩课坏膶?shí)際解剖學(xué)超聲圖像或參照從超聲圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生的解剖模型進(jìn)行尺寸確定。在附圖中

圖1是車載超聲系統(tǒng)的圖示；圖2是圖1超聲系統(tǒng)的一些子系統(tǒng)的方框圖3是本發(fā)明超聲系統(tǒng)中3D波束形成的方框圖；圖4a、4b和5圖示了超聲圖像中解剖學(xué)邊界的自動(dòng)邊界檢測(cè)；圖6圖示了尺寸確定器及其相應(yīng)確定尺寸的瓣環(huán)成形術(shù)環(huán)的3D圖像；圖7a_7c圖示了參照身體解剖結(jié)構(gòu)模型操縱尺寸確定器的2D圖像；圖&i-8e圖示了用于植入的主動(dòng)脈瓣的尺寸確定和手術(shù)前部署規(guī)劃；圖9a_9b圖示了參照3D圖像數(shù)據(jù)集的2D MPR切片確定尺寸；圖IOa-IOc圖示了以利用3D圖像操縱的3D尺寸確定器確定尺寸；圖11圖示了使用3D超聲成像引導(dǎo)植入程序；圖12圖示了使用3D和MPR超聲成像引導(dǎo)植入程序。首先參考圖1，示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲系統(tǒng)。該超聲系統(tǒng)包括主機(jī)或機(jī)架60，其包含用于系統(tǒng)的大部分電子線路。機(jī)架60安裝了輪子，便于移動(dòng)。機(jī)架60上安裝了圖像顯示器62?？梢詫⒉煌某上裉筋^插入機(jī)架上的三個(gè)連接器64中。在本發(fā)明的實(shí)施中，使用矩陣TEE探頭，其從位于食道或胃內(nèi)部的胃窺器尖端的二維陣列換能器執(zhí)行 3D成像。在美國專利6572547 (Miller等人)中描述了適當(dāng)?shù)木仃嘥EE探頭。機(jī)架60包括具有鍵盤和控制器的控制面板，總體上由附圖標(biāo)記66表示，聲譜儀操作員通過它操作超聲系統(tǒng)并輸入關(guān)于患者的信息或關(guān)于正在進(jìn)行的檢查類型的信息。在控制面板66的后方是觸摸屏顯示器68，其上顯示可編程的軟鍵，用于具體的控制功能。聲譜儀操作員簡(jiǎn)單地通過觸摸顯示器上軟鍵的圖像來選擇觸摸屏顯示器18上的軟鍵。在觸摸屏顯示器的底部是一排按鈕，其功能隨著每個(gè)按鈕緊上方觸摸屏上的軟鍵標(biāo)記而改變。圖2中示出了本發(fā)明超聲系統(tǒng)主要元件的方框圖。超聲發(fā)射器10通過發(fā)射/接收(T/R)開關(guān)12耦合到探頭的換能器陣列14。換能器陣列14是用于執(zhí)行三維掃描的換能器元件的二維陣列(矩陣陣列)。換能器陣列14向被成像的體積區(qū)域中發(fā)射超聲能量并從區(qū)域之內(nèi)的各種結(jié)構(gòu)和器官接收反射的超聲能量或回波。發(fā)射器10包括發(fā)射波束形成器，其控制延遲定時(shí)，通過其確定向換能器陣列的元件施加信號(hào)的時(shí)間，以發(fā)射期望引導(dǎo)方向和焦點(diǎn)的波束。通過適當(dāng)延遲發(fā)射器10施加于每個(gè)換能器元件的脈沖，發(fā)射器10沿著期望的發(fā)射掃描線發(fā)射聚焦的超聲波束。換能器陣列14通過T/R開關(guān)12耦合到超聲接收器16。從體積區(qū)域之內(nèi)的點(diǎn)反射的超聲能量在不同時(shí)間被換能器元件接收。換能器元件將接收的超聲能量轉(zhuǎn)換成接收的電信號(hào)，電信號(hào)由接收器16放大并供應(yīng)給接收波束形成器 20。逐個(gè)延遲來自每個(gè)換能器元件的信號(hào)，然后由波束形成器20匯總以提供經(jīng)波束形成的信號(hào)，該信號(hào)是沿給定接收掃描線上的點(diǎn)的反射超聲能量水平的表示。如現(xiàn)有技術(shù)中已知的，可以在接收超聲能量期間改變施加到所接收信號(hào)的延遲以實(shí)現(xiàn)動(dòng)態(tài)聚焦。針對(duì)整個(gè)體積區(qū)域中指向的多條掃描線重復(fù)該過程以提供如下所述用于生成體積區(qū)域的一個(gè)或多個(gè)圖像的信號(hào)。因?yàn)閾Q能器陣列是二維的，可以沿方位角和高度引導(dǎo)接收掃描線以形成三維掃描圖案。經(jīng)波束形成的信號(hào)可以經(jīng)受信號(hào)處理，例如濾波、多普勒數(shù)據(jù)處理和圖像處理以及圖像發(fā)生器30進(jìn)行的緩沖，圖像發(fā)生器30產(chǎn)生最大體積區(qū)域不同體積段或子體積的圖像。從圖像發(fā)生器30向顯示系統(tǒng)觀輸出圖像數(shù)據(jù)，顯示系統(tǒng)從圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生感興趣區(qū)域的三維圖像，以在圖像顯示器62上顯示。顯示系統(tǒng)也可以從三維圖像數(shù)據(jù)構(gòu)造該區(qū)域的一個(gè)或多個(gè)2D圖像平面，即稱為多平面重建(MPR)的過程。如下文所述，在本發(fā)明的一種實(shí)施方式中使用了多個(gè)不同2D圖像，例如三個(gè)相互正交的圖像平面。圖像發(fā)生器30包括掃描變換器，將來自波束形成器20的扇形掃描信號(hào)變換成常規(guī)的光柵掃描顯示信號(hào)。圖像發(fā)生器30還包括體積繪制器(renderer)，以產(chǎn)生體積區(qū)域中被成像解剖結(jié)構(gòu)的三維圖像。系統(tǒng)控制器32響應(yīng)于來自用戶控制器66的輸入和內(nèi)部存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)提供系統(tǒng)的全面控制。系統(tǒng)控制器32執(zhí)行定時(shí)和控制功能，通常包括微處理器和相關(guān)聯(lián)的存儲(chǔ)器。系統(tǒng)控制器對(duì)通過系統(tǒng)用戶的人工或語音控制從控制面板66和觸摸屏顯示器68接收的信號(hào)做出響應(yīng)。ECG裝置；34包括附著于患者的ECG電極。ECG裝置；34向系統(tǒng)控制器32提供ECG 波形以在心臟檢查期間加以顯示。也可以在特定檢查期間使用ECG信號(hào)以將成像與患者的心動(dòng)周期同步。圖3是利用用于3D成像的矩陣陣列操作時(shí)超聲系統(tǒng)的更詳細(xì)方框圖。圖1的二維換能器陣列14的元件被分成連接到M個(gè)組內(nèi)發(fā)射處理器的M個(gè)發(fā)射子陣列30A和連接到N個(gè)組內(nèi)接收處理器的N個(gè)接收子陣列30B。具體而言，發(fā)射子陣列31” 312，…，31 分別連接到組內(nèi)發(fā)射處理器381; 382，…，38μ，它們又連接到發(fā)射波束形成器40的通道411; 412，…，41μ。接收子陣列421;422，…，4 分別連接到組內(nèi)接收處理器441; 442，...，44N，它們又連接到接收波束形成器20的處理通道481;4 ，…，48n。每個(gè)組內(nèi)發(fā)射處理器括一個(gè)或多個(gè)提供發(fā)射波形的數(shù)字波形發(fā)生器以及放大發(fā)射脈沖以激勵(lì)所連接的換能器元件的一個(gè)或多個(gè)分壓器?；蛘?，每個(gè)組內(nèi)發(fā)射處理器38i包括從常規(guī)發(fā)射波束形成器接收信號(hào)的可編程延遲線。例如，可以將來自發(fā)射器10的發(fā)射輸出連接到組內(nèi)發(fā)射處理器而非換能器元件。每個(gè)組內(nèi)接收處理器44i可以包括求和延遲線或連接到求和元件(求和點(diǎn)) 的幾個(gè)可編程延遲元件。每個(gè)組內(nèi)接收處理器44i延遲各換能器信號(hào)，增加延遲的信號(hào)并向接收波束形成器20的一個(gè)通道48i提供求和信號(hào)?；蛘?，一個(gè)組內(nèi)接收處理器向并行的接收波束形成器的幾個(gè)處理通道48i提供求和的信號(hào)。構(gòu)造平行的接收波束形成器以同時(shí)合成幾個(gè)接收波束(多線)。每個(gè)組內(nèi)接收處理器44i還可以包括若干求和延遲線(或可編程延遲元件組，每組都連接到求和點(diǎn))，用于同時(shí)從若干點(diǎn)接收信號(hào)。系統(tǒng)控制器32包括微處理器和相關(guān)聯(lián)的存儲(chǔ)器，被設(shè)計(jì)成控制超聲系統(tǒng)的操作。系統(tǒng)控制器32經(jīng)由總線53 向發(fā)射波束形成器通道提供延遲命令，還經(jīng)由總線M向組內(nèi)發(fā)射處理器提供延遲命令。延遲數(shù)據(jù)引導(dǎo)并聚焦在楔形發(fā)射圖案、平行四邊形發(fā)射圖案或包括三維發(fā)射圖案的其他圖案的發(fā)射掃描線上生成的發(fā)射波束。系統(tǒng)控制器32還經(jīng)由總線55向接收波束形成器通道提供延遲命令，經(jīng)由總線56向組內(nèi)接收處理器提供延遲命令。施加的相對(duì)延遲控制合成的接收波束的引導(dǎo)和聚焦。每個(gè)接收波束形成器通道48i包括根據(jù)接收信號(hào)深度控制增益的可變?cè)鲆娣糯笃饕约把舆t聲學(xué)數(shù)據(jù)以實(shí)現(xiàn)合成波束的波束引導(dǎo)和動(dòng)態(tài)聚焦的延遲元件。求和元件50從波束形成器通道481; 482，…，48n接收輸出并增加輸出以向圖像發(fā)生器30提供所得的波束形成器信號(hào)。波束形成器信號(hào)代表沿接收掃描線合成的接收超聲波束。圖像發(fā)生器30構(gòu)造由扇形圖案、平行四邊形圖案或包括三維圖案的其他圖案上合成的多個(gè)往返波束探查的區(qū)域的圖像。例如，如在美國專利No. 4140022 (Maslak) ；5469851 (Hancock)或 5345426 (Lipschutz)中所述，發(fā)射和接收波束形成器都可以是模擬或數(shù)字波束形成器，通過引用將所有專利并入本文。系統(tǒng)控制器通過在發(fā)射波束形成器通道41i中使用“粗略”延遲值，在組內(nèi)發(fā)射處理器38,中使用“精細(xì)”延遲值來控制換能器元件的定時(shí)。有幾種方式為換能器元件生成發(fā)射脈沖。發(fā)射器10中的脈沖發(fā)生器可以向移位寄存器提供脈沖延遲信號(hào)，移位寄存器向發(fā)射子陣列30A提供幾個(gè)延遲值。發(fā)射子陣列提供高壓脈沖，用于驅(qū)動(dòng)發(fā)射換能器元件。或者，脈沖發(fā)生器可以向連接到發(fā)射子陣列的延遲線提供脈沖延遲信號(hào)。延遲線向發(fā)射子陣列提供延遲值，發(fā)射子陣列提供高壓脈沖，用于驅(qū)動(dòng)發(fā)射換能器元件。在另一實(shí)施例中，發(fā)射器可以向發(fā)射子陣列30A提供成形的波形信號(hào)。可以在美國專利6U6602(&wOrd等人) 中找到關(guān)于圖3的發(fā)射和接收電路的更多細(xì)節(jié)。圖如圖示了心臟的2D超聲圖像18。為了例示清楚，這幅超聲圖像被示為與超聲圖像正常外觀黑/白反轉(zhuǎn)。在本范例中，換能器陣列14與圖像頂部心臟的頂點(diǎn)相對(duì)?？梢钥闯鲂呐K的隔膜壁22延伸通過圖像的中心。方框M標(biāo)識(shí)二尖瓣與心臟隔膜壁相交的位置。 如圖4b所示，可以由觀察圖像的臨床醫(yī)生人工指示這個(gè)交點(diǎn)26。在圖4b中，繪示方框34 以標(biāo)識(shí)二尖瓣與圖像中心臟另一側(cè)相交的位置。可以類似地人工指示這個(gè)交點(diǎn)。還有自動(dòng)化和半自動(dòng)化技術(shù)在超聲圖像中描繪心臟的特征，例如二尖瓣平面和心肌層的心內(nèi)膜和心外膜邊界。例如，在美國專利6491636 (Chenal等人)中描述了自動(dòng)化技術(shù)，例如，在美國專利公開2005/0075567 (Skyki等人)中描述了半自動(dòng)方法。在本發(fā)明的實(shí)施方式中可以由顯示系統(tǒng)觀采用這些技術(shù)。圖5示出了一超聲圖像，其中使用Chenal等人的自動(dòng)化技術(shù)跟蹤左心室的邊界并繪制通過二尖瓣平面的線。不過，指示二維圖像中的二尖瓣平面或二尖瓣與其環(huán)帶相交的兩點(diǎn)的線不足以精確地配合或定位二尖瓣修補(bǔ)物。這是因?yàn)閮H示出了通過瓣膜的單個(gè)平面。即使是采集通過二尖瓣的兩個(gè)正交平面的雙平面成像也將僅指示二尖瓣環(huán)帶的四個(gè)點(diǎn)。不能假設(shè)二尖瓣環(huán)帶處在單個(gè)平面中或由四個(gè)點(diǎn)精確地表示，因?yàn)榄h(huán)帶在高度上可能是起伏的和彎曲的。三維超聲圖像能夠采集二尖瓣及其環(huán)帶的完整三維數(shù)據(jù)集，將完整且精確地繪示環(huán)帶。于是能夠根據(jù)本發(fā)明使用3D超聲圖像數(shù)據(jù)集以產(chǎn)生植入部位的三維圖像、植入部位的圖形模型，例如線框模型，或一個(gè)或多個(gè)選定二維MPR圖像，其可用于在瓣膜替換手術(shù)之前估量諸如心臟瓣膜的修補(bǔ)物的配合度。圖6圖示了二尖瓣環(huán)帶尺寸確定器70的圖像。尺寸確定器70具有把手72和把手末端的尺寸確定模板74。尺寸確定器之下是二尖瓣瓣環(huán)成形術(shù)環(huán)。模板74的尺寸和形狀是對(duì)應(yīng)尺寸和形狀的修復(fù)性二尖瓣和環(huán)所需的。在手術(shù)期間，外科醫(yī)生將具有各種不同尺寸的尺寸確定器70以配合患者的解剖結(jié)構(gòu)。通常參照患者的二尖瓣環(huán)帶嘗試不同的尺寸確定器，外科醫(yī)生能夠估量適當(dāng)尺寸的二尖瓣和環(huán)以用于替換患者的二尖瓣。希望能夠在手術(shù)之前獲得這種尺寸信息，因此可以事先進(jìn)行尺寸確定程序，適當(dāng)?shù)亩獍昊颦h(huán)在手術(shù)程序之前就準(zhǔn)備好。根據(jù)本發(fā)明，尺寸確定器模板74的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)集存儲(chǔ)在尺寸確定器CAD圖像數(shù)據(jù)文件52中并用于顯示虛擬尺寸確定器，可以利用二尖瓣環(huán)帶的超聲顯影圖像操縱虛擬尺寸確定器以在手術(shù)前確定尺寸。尺寸確定器通常是利用計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)(CAD)程序制造的，其產(chǎn)生尺寸確定器模板的尺寸和形狀的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)集。數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)一般將定義可用于顯示虛擬尺寸確定器的尺寸確定器的二維或三維圖像。參照患者解剖結(jié)構(gòu)的超聲顯影圖像操縱尺寸確定器模板的這種CAD文件圖像。這可以是實(shí)際超聲圖像或從超聲圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生的模型和/或被跟蹤的邊界數(shù)據(jù)，例如美國專利6106466 (Sheehan等人)中描述的線框架模型。圖7a示出了從二尖瓣尺寸確定器的CAD數(shù)據(jù)產(chǎn)生的二尖瓣模板的虛擬尺寸確定器74'，其已經(jīng)被輸送到超聲系統(tǒng)并存儲(chǔ)在尺寸確定器圖像數(shù)據(jù)文件52 中。虛擬尺寸確定器周圍是二尖瓣環(huán)帶的線框架模型。線框模型是從包括二尖瓣的心臟的3D數(shù)據(jù)集產(chǎn)生的，然后如上所述由邊界檢測(cè)刻畫二尖瓣環(huán)帶。臨床醫(yī)生然后操縱系統(tǒng)控制板上的用戶控制器，例如跟蹤球和操縱桿，以移動(dòng)虛擬尺寸確定器74'，與二尖瓣環(huán)帶的模型80對(duì)準(zhǔn)。不過，在這樣做之前，必須轉(zhuǎn)換這兩幅圖像，如有必要，轉(zhuǎn)換到共同比例尺。如圖5所示，通常以厘米增量刻畫超聲圖像，如心臟圖像右側(cè)的厘米比例尺所示。于是，可以將數(shù)據(jù)集之一(尺寸確定器數(shù)據(jù)或圖像數(shù)據(jù))縮放到另一個(gè)，使得二尖瓣環(huán)帶的一厘米和虛擬尺寸確定器的一厘米都在同一比例尺中刻畫。在圖2的實(shí)施方式中，由尺寸確定器定標(biāo)器M執(zhí)行這種共同縮放，該定標(biāo)器對(duì)來自圖像發(fā)生器30的超聲圖像和尺寸確定器圖像數(shù)據(jù)的比例尺做出響應(yīng)以對(duì)應(yīng)地縮放尺寸確定器圖像。這樣對(duì)準(zhǔn)比例尺之后，臨床醫(yī)生就能夠精確地估量虛擬尺寸確定器和環(huán)帶的配合情況。如果特定的尺寸確定器尺寸不對(duì)，如圖7a所示，其中虛擬尺寸確定器過小，臨床醫(yī)生能夠?qū)碜晕募?2的CAD數(shù)據(jù)和圖像用于下一尺寸的虛擬尺寸確定器并估量更大尺寸確定器的配合情況?；蛘撸軌?qū)⒃汲叽绱_定器的數(shù)據(jù)集重新縮放到不同尺寸的虛擬尺寸確定器。使用不同的虛擬尺寸確定器，直到臨床醫(yī)生找到與二尖瓣環(huán)帶尺寸匹配的一個(gè)為止，那時(shí)臨床醫(yī)生就知道了用于手術(shù)程序的適當(dāng)?shù)亩獍旰铜h(huán)。根據(jù)本發(fā)明的另一方面，超聲系統(tǒng)指示尺寸與形狀的未對(duì)準(zhǔn)。在圖7b中，虛擬尺寸確定器74'過小，在虛擬尺寸確定器74'和二尖瓣環(huán)帶80之間留下空間82。超聲系統(tǒng)的顯示系統(tǒng)觀通過利用特殊的顏色，例如黃色填充這個(gè)空間82來突出顯示空間82。利用該顏色填充線框模型80之內(nèi)的顯示中虛擬尺寸確定器74'未使用的像素。在虛擬尺寸確定器完全填充環(huán)帶時(shí)，在虛擬尺寸確定器74'和環(huán)帶80之間沒有明顯的黃色像素。類似地，如果虛擬尺寸確定器74 ‘過大，它將與環(huán)帶80重疊，如圖7c中的84所示。用紅色突出顯示這種重疊區(qū)，其中兩個(gè)對(duì)象的像素設(shè)法占據(jù)顯示屏上的相同像素。于是，紅色告訴臨床醫(yī)生在解剖結(jié)構(gòu)和虛擬尺寸確定器之間有沖突(interference)，必須使用更小的或不同形狀的虛擬尺寸確定器。同時(shí)，如果需要的話，可以用其他顏色(例如黃色)填充虛擬尺寸確定器74'和環(huán)帶80之間的空間82。當(dāng)圖像顯示器中沒有明顯的顏色時(shí)，則已獲得了很好的配合。在圖5的超聲圖像底部是ECG裝置34產(chǎn)生的ECG跡線并與圖像一起顯示。具有垂直向上指角部的三角形表示采集圖5的超聲圖像所在的心臟周期時(shí)相。由于心臟一直在跳動(dòng)，從而一直在改變形狀并在一定程度上改變尺寸，所以臨床醫(yī)生能夠使用ECG信息在最適于確定植入物尺寸的心臟周期時(shí)相獲得超聲圖像。圖&i-8e圖示了尺寸確定過程。在圖8a中，在超聲顯示器上示出了主動(dòng)脈的橫截面QD)圖像180。圖示的圖像示出了主動(dòng)脈相對(duì)側(cè)上的血管壁182和184，冠狀動(dòng)脈188 和主動(dòng)脈瓣186。在這個(gè)程序中，要用植入瓣膜取代主動(dòng)脈瓣。顯示屏上主動(dòng)脈和主動(dòng)脈瓣下方顯示的是針對(duì)主動(dòng)脈瓣的三個(gè)對(duì)應(yīng)縮放的虛擬尺寸確定器，即針對(duì)三個(gè)不同尺寸瓣膜替換的小尺寸確定器192、中尺寸確定器194和大尺寸確定器196。在圖8b中，臨床醫(yī)生在小虛擬尺寸確定器192上點(diǎn)擊并將其拖入要被替換的主動(dòng)脈瓣186位置處的主動(dòng)脈180中。如顯示器所示，這個(gè)瓣膜尺寸過小，將不足以替換主動(dòng)脈瓣 186。在圖8c中，在顯示屏上的主動(dòng)脈180和主動(dòng)脈瓣186中嘗試另一個(gè)虛擬尺寸確定器198?？梢钥吹竭@個(gè)虛擬尺寸確定器具有正確的直徑，能夠配合到主動(dòng)脈瓣186的環(huán)帶。不過，這個(gè)特定瓣膜替換太長(zhǎng)，因?yàn)榭吹狡浞恋K了冠狀動(dòng)脈188。在圖8d中，臨床醫(yī)生正在向著顯示屏上的主動(dòng)脈180和主動(dòng)脈瓣186操縱中等尺寸的虛擬尺寸確定器194。圖Se圖示了臨床醫(yī)生將虛擬尺寸確定器194拖入主動(dòng)脈和瓣膜中其期望位置時(shí)的顯示屏。可以看到該尺寸確定器恰好配合在瓣膜環(huán)帶中并且不阻塞冠狀動(dòng)脈。這種尺寸確定指示應(yīng)當(dāng)為這一瓣膜替換程序使用與虛擬尺寸確定器194對(duì)應(yīng)的替換瓣膜，而且這是在手術(shù)前的預(yù)先規(guī)劃階段中進(jìn)行的。在使用矩陣陣列探頭采集超聲圖像時(shí)，能夠采集包括手術(shù)部位的體積的三維數(shù)據(jù)集。然后可以通過MPR圖像重建獲得的體積任何平面形成平面圖像切片。于是能夠選擇要附著可植入裝置的解剖結(jié)構(gòu)的2D圖像。如果該解剖結(jié)構(gòu)是非平面的且起伏不平的， 可以合成若干空間上相繼的Mra切片并共同顯示為厚切片圖像，如國際專利申請(qǐng)公開WO 2008/U6015 CThiele等人)中所述。圖9a和9b中圖示了一個(gè)這樣的MI3R圖像或重建的解剖模型160。在圖9a中，將虛擬尺寸確定器170配合到MPR圖像或模型160的解剖結(jié)構(gòu)，看到配合適當(dāng)。在圖9b中，看到另一個(gè)虛擬尺寸確定器172對(duì)于解剖開口 160而言過大。盡管圖7a_7c示出利用2D圖像執(zhí)行尺寸確定，但也可以在三維空間中這樣做，這常常是優(yōu)選的。圖IOa-IOc圖示了使用三維圖像進(jìn)行尺寸確定。圖IOa圖示了顯示，其中虛擬尺寸確定器190的經(jīng)縮放的3D圖形正在接近主動(dòng)脈180'和主動(dòng)脈瓣186的經(jīng)類似縮放的3D圖像或模型，在本范例中3D圖形是可植入裝置自身的圖形表示。圖IOb圖示了臨床醫(yī)生操縱虛擬尺寸確定器190進(jìn)入其在主動(dòng)脈瓣處放置位置之后的結(jié)果。為了充分評(píng)估虛擬尺寸確定器在血管中的配合情況，臨床醫(yī)生調(diào)整血管和/或虛擬尺寸確定器的不透明度。在圖IOb的范例中，例如，臨床醫(yī)生已經(jīng)調(diào)整了血管的顯示不透明度，使其是半透明的， 并且能夠容易確定虛擬尺寸確定器190在血管180 ‘之內(nèi)的配合情況?？梢酝ㄟ^血管180 ’ 與其內(nèi)部的虛擬尺寸確定器190的運(yùn)動(dòng)學(xué)視差操縱傾斜并旋轉(zhuǎn)血管180'與其內(nèi)部的虛擬尺寸確定器190，使得臨床醫(yī)生能夠從不同視角觀看插入的尺寸確定器/裝置。臨床醫(yī)生可以改變血管和虛擬尺寸確定器/裝置的相對(duì)透明度，直到臨床醫(yī)生全面檢查了裝置在血管中的配合并確信這個(gè)尺寸的裝置適于這位患者。在圖IOc的顯示中，血管92的三維超聲圖像被示為與作為虛擬尺寸確定器的支架或氣囊裝置90的共同縮放圖像對(duì)準(zhǔn)。利用解剖結(jié)構(gòu)和可植入裝置的3D圖像，臨床醫(yī)生能夠操縱裝置圖像并嘗試不同尺寸或形狀的裝置，直到找到兩者的配合為止。臨床醫(yī)生能夠通過翻轉(zhuǎn)或旋轉(zhuǎn)兩者的圖像以從所有側(cè)面和角度觀看配合情況來檢查配合情況。類似地， 可以通過用特殊的陰影或顏色對(duì)空間和沖突區(qū)域著色來輔助這個(gè)程序。要認(rèn)識(shí)到，身體中的很多解剖區(qū)域具有需要考慮的動(dòng)態(tài)特性，心臟就是這種情況。 二尖瓣環(huán)帶不是靜態(tài)的，而是隨著心臟跳動(dòng)而運(yùn)動(dòng)并改變形狀。利用實(shí)時(shí)超聲，能夠在心臟特定時(shí)相停止圖像序列，以估量在心臟周期的那些特定時(shí)間尺寸確定器或裝置在心臟中的配合情況。臨床醫(yī)生可能希望確定特定的瓣環(huán)成形術(shù)環(huán)是否在例如心舒期末期和心縮期峰值都工作得好?？梢詫⒅踩胙b置的CAD模型與在心臟那些特定時(shí)相的心臟圖像或模型對(duì)準(zhǔn)，以為臨床醫(yī)生保證所選裝置在完整的心臟周期中工作得很好。還可以扭曲或彎曲虛擬尺寸確定器圖像以更好地估量可植入裝置與非平面解剖學(xué)植入部位的配合情況?？梢栽诔曄到y(tǒng)中安裝不同裝置CAD圖像文件的庫，使得用戶能夠選擇一個(gè)用于給定程序?；蛘?，可以將要用于本程序中的裝置的CAD圖像文件加載，縮放到超聲圖像(或
9反之)，并用于在手術(shù)前確定裝置的適當(dāng)配合。圖11圖示了使用3D超聲引導(dǎo)實(shí)際植入程序。在本程序中，將Miller等人專利中描述的矩陣TEE探頭150向下插入患者的食道380中，如箭頭152所示。如箭頭所示，可以向下將TEE探頭插入食道中，在使用后撤回，以及在食道中時(shí)旋轉(zhuǎn)以獲得適當(dāng)視圖。從食道或胃，矩陣換能器陣列14能夠觀察由V指示的心臟，V指向換能器正在觀察的體區(qū)域。在這種程序的一種形式中，通過腹部中的切口并通過心臟頂點(diǎn)320處的心肌層將其上具有可植入裝置90'的導(dǎo)管120插入。在本范例中，可植入裝置90'是主動(dòng)脈瓣修補(bǔ)物，因此通過心室將導(dǎo)管120引導(dǎo)到流出道和主動(dòng)脈302。在導(dǎo)管通過主動(dòng)脈瓣395并且修補(bǔ)物90' 與瓣膜395對(duì)準(zhǔn)時(shí)，將修補(bǔ)物90'展開，錨定在適當(dāng)?shù)奈恢茫⑹栈貙?dǎo)管120。理想地，希望在3D超聲圖像中清晰地觀察到所有這些。不過，導(dǎo)管120和裝置90 ‘ 通常是超聲的強(qiáng)散射體，大量的雜亂回波通常圍繞在圖像中其位置周圍，因此在超聲圖像中常常不能清晰地觀察到它們的精確位置。根據(jù)本發(fā)明的另一方面，可以利用諸如美國專利6785571 (Glossop)中所述的手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)克服這種困難。Glossop專利示出了場(chǎng)發(fā)生器，其產(chǎn)生通過患者身體的復(fù)合電磁場(chǎng)。諸如磁性傳感器線圈的小傳感器產(chǎn)生對(duì)復(fù)合場(chǎng)中傳感器的位置和取向變化做出反應(yīng)的信號(hào)。這樣能夠跟蹤它們?cè)诨颊邇?nèi)部場(chǎng)中的取向和位置。在另一種實(shí)施方式中，可以利用如美國專利5158088(NelSOn等人)中描述的超聲傳感器進(jìn)行跟蹤。在圖11的范例中，傳感器50位于TEE探頭上以跟蹤其位置，傳感器130位于導(dǎo)管120上裝置90'之前或之后。這樣允許將來自傳感器的導(dǎo)管位置數(shù)據(jù)并入超聲圖像中。在插入導(dǎo)管120之前可以在圖像中定位主動(dòng)脈瓣395的位置并在圖像中標(biāo)記。將導(dǎo)管 120插入主動(dòng)脈中，直到傳感器130在這個(gè)標(biāo)記任一側(cè)為止。然后可以在需要的地方部署裝置90'，即使人為噪聲使超聲圖像混亂并使植入部位模糊時(shí)也如此。圖11還示出了由心內(nèi)超聲心動(dòng)描記術(shù)(ICE)導(dǎo)管140執(zhí)行的程序，該導(dǎo)管從另一血管之內(nèi)觀測(cè)植入部位。如矩陣TEE探頭的情況那樣，ICE導(dǎo)管140包括傳感器130，用于將植入導(dǎo)管120的位置與ICE導(dǎo)管的3D圖像場(chǎng)中的裝置90'相關(guān)。圖12在圖中的右上角示出了主動(dòng)脈302和主動(dòng)脈瓣395的3D超聲圖像。這可以是解剖學(xué)超聲圖像或諸如線屏模型的解剖學(xué)模型。通過在這個(gè)3D超聲圖像中選擇點(diǎn)，如 Miller等人的專利中圖9-14中所示，可以通過MI3R技術(shù)產(chǎn)生與該點(diǎn)正交相交的三個(gè)平面中的圖像。在本范例中，交點(diǎn)位于主動(dòng)脈瓣395處，三個(gè)MI3R平面在3D圖像上方指示的X、 Y和Z平面中。這樣三個(gè)正交平面將示出在導(dǎo)管120和裝置90'接近其手術(shù)部位時(shí)它們的三個(gè)視圖。在本范例中，X和Y平面圖示出了在導(dǎo)管120接近瓣膜時(shí)主動(dòng)脈302和主動(dòng)脈瓣395的正交截面圖。在本范例中，Z平面通過主動(dòng)脈瓣環(huán)帶385，將示出在導(dǎo)管通過瓣膜時(shí)的樣子。優(yōu)選地，利用實(shí)際3D超聲解剖圖像執(zhí)行這種引導(dǎo)。不過，如果雜亂回波問題太大，能夠在插入導(dǎo)管之前將3D圖像302構(gòu)造成主動(dòng)脈和主動(dòng)脈瓣的模型。然后引導(dǎo)傳感器 (示為這些圖像中的小點(diǎn))將在導(dǎo)管120接近主動(dòng)脈瓣395時(shí)跟蹤導(dǎo)管120的位置，可以在來自位置傳感器的跟蹤信息引導(dǎo)下，在導(dǎo)管120接近的同時(shí)，向著瓣膜移動(dòng)導(dǎo)管的圖標(biāo)或其他表示(例如，從裝置的3D CAD數(shù)據(jù)導(dǎo)出的模型)。圖IOc圖示了在可植入裝置引導(dǎo)中三維超聲的另一種有益用途，即在部署裝置90 之前檢查其位置和取向。一些植入物，例如瓣膜和支架，需要在被部署之前以適當(dāng)?shù)奈恢眠M(jìn)行定向，因?yàn)橐坏┎渴?，就不能調(diào)整其位置了。例如，該裝置不能在血管中翹起或歪斜；它必須在被部署之前與血管的管腔均勻地對(duì)準(zhǔn)。圖IOc圖示了在血管92中翹起和歪斜的裝置 90。借助于血管圖像92和裝置的相對(duì)透明度調(diào)整，能夠在3D超聲圖像中從所有側(cè)面和角度觀察這種未對(duì)準(zhǔn)，并在部署裝置90之前進(jìn)行對(duì)準(zhǔn)校正。如果需要，如上所述可以由裝置上的位置傳感器130輔助對(duì)準(zhǔn)過程。超聲圖像優(yōu)選為實(shí)況3D圖像，但如果雜亂回波問題太大，可以在引入裝置之前采集或產(chǎn)生靜態(tài)圖像或解剖模型，然后通過感測(cè)裝置相對(duì)于解剖結(jié)構(gòu)或模型的位置和取向引導(dǎo)調(diào)整，如Glossop所教導(dǎo)的那樣。
權(quán)利要求
1.一種用于規(guī)劃利用可植入裝置的手術(shù)程序的超聲系統(tǒng)，包括身體中可植入裝置要處在的部位的經(jīng)縮放的解剖學(xué)超聲圖像的源；尺寸確定器的一個(gè)或多個(gè)經(jīng)縮放的圖像的源，所述一個(gè)或多個(gè)經(jīng)縮放的圖像形成指示所述可植入裝置的尺寸的虛擬尺寸確定器；定標(biāo)器，其適于使得能夠以共同比例尺顯示解剖學(xué)超聲圖像和虛擬尺寸確定器；顯示器，其適于顯示經(jīng)共同縮放的所述解剖學(xué)超聲圖像和所述虛擬尺寸確定器；以及用戶控制器，用戶能夠操作所述用戶控制器以操縱所述虛擬尺寸確定器在所述顯示器上相對(duì)于經(jīng)共同縮放的所述解剖學(xué)超聲圖像中的解剖結(jié)構(gòu)的定位。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述超聲圖像是三維超聲圖像。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述用戶控制器能夠用于嘗試將所述虛擬尺寸確定器配合到所述超聲圖像的所述解剖結(jié)構(gòu)中，所述超聲系統(tǒng)還包括顯示系統(tǒng)，其對(duì)所述虛擬尺寸確定器和所述解剖學(xué)超聲圖像做出響應(yīng)，突出顯示所述虛擬尺寸確定器在所述解剖結(jié)構(gòu)中的配合情況。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，還包括圖像發(fā)生器，所述圖像發(fā)生器對(duì)所述解剖學(xué)超聲圖像做出響應(yīng)，以產(chǎn)生所述解剖學(xué)超聲圖像的所述解剖結(jié)構(gòu)的經(jīng)縮放的圖形模型，其中，經(jīng)共同縮放的所述解剖學(xué)超聲圖像還包括所述解剖結(jié)構(gòu)的所述經(jīng)縮放的圖形模型。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，經(jīng)共同縮放的所述超聲圖像和所述虛擬尺寸確定器是三維圖像。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的超聲系統(tǒng)，其中，能夠響應(yīng)于用戶控制一起傾斜和旋轉(zhuǎn)所述三維超聲圖像和虛擬尺寸確定器圖像。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述圖像發(fā)生器還包括邊界檢測(cè)器，其跟蹤所述解剖學(xué)超聲圖像的解剖學(xué)邊界。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述尺寸確定器的經(jīng)縮放的圖像的源還包括用于不同尺寸的可植入裝置的虛擬尺寸確定器的源。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述用戶控制器還能夠由所述用戶操作以改變所述超聲圖像的所述解剖結(jié)構(gòu)和所述虛擬尺寸確定器的相對(duì)不透明度或透明度。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述虛擬尺寸確定器還包括可植入裝置的經(jīng)縮放的圖像。
11.一種確定適于身體的解剖結(jié)構(gòu)的可植入裝置的尺寸的方法，包括顯示所述身體中所述可植入裝置要處于的所述解剖結(jié)構(gòu)的經(jīng)縮放的超聲圖像；與所述解剖結(jié)構(gòu)的經(jīng)縮放的所述超聲圖像一起顯示指示可植入裝置的尺寸的虛擬尺寸確定器的經(jīng)共同縮放的圖像；以及相對(duì)于所述超聲圖像中的所述解剖結(jié)構(gòu)操縱所述虛擬尺寸確定器以確定所述虛擬尺寸確定器是否正確地配合所述超聲圖像中的所述解剖結(jié)構(gòu)。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，顯示還包括顯示用于不同尺寸的可植入裝置的多個(gè)虛擬尺寸確定器；并且其中，操縱還包括相對(duì)于所述超聲圖像的所述解剖結(jié)構(gòu)操縱所述多個(gè)虛擬尺寸確定
13.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，顯示還包括顯示所述身體的所述解剖結(jié)構(gòu)的經(jīng)縮放的三維超聲圖像。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中，操縱還包括一起旋轉(zhuǎn)或傾斜所述虛擬尺寸確定器和所述解剖結(jié)構(gòu)。
15.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，經(jīng)共同縮放的所述虛擬尺寸確定器還包括可植入裝置的經(jīng)共同縮放的圖像。
全文摘要
一種用于規(guī)劃可植入裝置的手術(shù)植入的超聲系統(tǒng)產(chǎn)生手術(shù)植入部位的二維或三維超聲圖像。針對(duì)可植入裝置的尺寸確定器的圖像包括根據(jù)超聲圖像中解剖結(jié)構(gòu)的比例尺而縮放的虛擬尺寸確定器。用戶在顯示器上相對(duì)于超聲圖像中的解剖結(jié)構(gòu)操縱虛擬尺寸確定器以確定虛擬尺寸確定器，從而其對(duì)應(yīng)的可植入裝置是否配合患者的解剖結(jié)構(gòu)。代替解剖學(xué)超聲圖像，可以從超聲圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生解剖結(jié)構(gòu)的模型并用于確定尺寸。在利用3D超聲圖像確定尺寸時(shí)，可以通過共同旋轉(zhuǎn)和傾斜兩幅圖像來研究虛擬尺寸確定器和解剖結(jié)構(gòu)的配合情況?？梢岳酶吡炼葋盹@示虛擬尺寸確定器和解剖結(jié)構(gòu)配合中的不精確。
文檔編號(hào)A61F2/24GK102438551SQ201080020072
公開日2012年5月2日 申請(qǐng)日期2010年4月23日 優(yōu)先權(quán)日2009年5月8日
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