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(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明通常涉及成像，并尤其涉及醫(yī)學(xué)成像。
背景技術(shù)：
心內(nèi)膜(也就是心臟的內(nèi)表面)的3-D標(biāo)測(cè)(mapping)方法在本領(lǐng)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(gòu)建心臟圖的方 法，該專禾l做轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人并且其公幵的內(nèi)容在此引入以供參考。使 侵入性的探針或?qū)Ч芙佑|心臟壁的多個(gè)地點(diǎn)(location)。為每個(gè)地點(diǎn)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(jié)構(gòu)圖。
在一些系統(tǒng)中，比如上面弓間的美國專利5,738,096所介紹的系統(tǒng)，JSIil 導(dǎo)管獲取附加的生理特性以及心臟表面上的局部電活動(dòng)。相應(yīng)的圖合并了所獲 得的局部信息。
-些系統(tǒng)利用合并了位置感測(cè)的混合導(dǎo)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(yī)療器械的地點(diǎn)和方位的定位系統(tǒng)，該 專利被轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人并且其公開的內(nèi)容在此引入以供參考。
Altoann等人的美國專利申請(qǐng)公開號(hào)2006/0241445描述了一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)
建模的方法，該申請(qǐng)被轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人并且其公開的內(nèi)容 弓l入以供 參考。解剖結(jié)構(gòu)的多個(gè)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(gè)處測(cè)量超聲傳感器的地點(diǎn)和方位坐標(biāo)。在一個(gè)或 多個(gè)超聲圖像上標(biāo)記涉及解剖結(jié)構(gòu)特征的感興趣的輪廓(contour)?；诟信d趣 的輪廓和測(cè)量的地點(diǎn)和方位坐標(biāo)構(gòu)建解剖結(jié)構(gòu)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(duì)體腔尤其是心臟進(jìn)行 3-D標(biāo)測(cè)和幾何重建的系統(tǒng),該專利被轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人并且其公開的內(nèi)容 在此引入以供參考。該系統(tǒng)使用包含多個(gè)聲換能器的心臟導(dǎo)管，所述聲換能器 發(fā)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(gè)換能器到與換 能器相對(duì)的表面上的點(diǎn)或區(qū)域的距離被確定，并別巨離測(cè)量被組合以重建該表 面的3-D形狀。該導(dǎo)管還包含位置傳感器，其用來確定導(dǎo)管在心臟內(nèi)的地點(diǎn)和方位坐標(biāo)。在一個(gè)實(shí)施例中，處理電敝析g波的頻率以及飛行時(shí)間(time of flight)以便探測(cè)多普勒頻移。多普勒測(cè)量用來確定心壁速度(velocity)并對(duì)其 進(jìn)4^會(huì)圖。
授予Guracar等人的美國專利5,961,460描述了--種超聲成像系統(tǒng)，其產(chǎn)生 多普勒和B模式(二維診斷超聲)圖像信號(hào)，然后禾鵬調(diào)制的非線性標(biāo)湖涵數(shù) 將多普勒和B模式圖像信號(hào)組合成輸出信號(hào)，該專利的公開內(nèi)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M使用調(diào)制的非線性函數(shù) 組合多普勒和B模式圖像信號(hào)減少上升疊入偽影(elevation fold-in artifact)的方 法，該專利的公開內(nèi)餘此引入以供參考。與靜止(stationary)組織相關(guān)的B 模式圖像信號(hào)的多個(gè)部分是完整的而與流相關(guān)的B模式圖像信號(hào)的多個(gè)部分基 本被抑制。

發(fā)明內(nèi)容
諸如心臟之類的器官的三維(3-D)圖像在許多基于導(dǎo)管的診斷和治療應(yīng)用 中是有用的。實(shí)時(shí)成像改進(jìn)了醫(yī)師的工作，甚至肖,讓相對(duì)不熟練的醫(yī)師更容 易地實(shí)施復(fù)雜的手術(shù)，ii^。 3-D成像還幫助減少了實(shí)施一些手術(shù)程序所需的時(shí) 間。附加地，3-D超聲圖像可用于策劃復(fù)雜的程序和導(dǎo)管操控(catheter maneuver )0
為了從二維(2-D)超聲掃描創(chuàng)建有意義的3-D重建，計(jì)算機(jī)必須知道2-D 圖像的哪些特征表示感興趣器官的實(shí)際輪廓。在現(xiàn)有技術(shù)中對(duì)于這個(gè)問題常見 的解決方案是超聲成像系統(tǒng)的用戶"幫助"計(jì)算機(jī)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(qǐng)公開號(hào)2006/0241445中。
本發(fā)明的一些實(shí)施例利用多普勒超聲自動(dòng)或半自動(dòng)地提供器官的輪廓位 置，其中用戶至多需要復(fù)檢并可能校正計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的輪廓。在心臟的情況中， 例如，由于心臟內(nèi)的血流速率(speed),多普勒?qǐng)D像清楚地將心臟的內(nèi)部容積與 心壁分開來。這種現(xiàn)象在引入心室和從心室引出的血管中尤其顯著。
本發(fā)明的替換實(shí)施例利用多普勒超聲確定移動(dòng)的地點(diǎn)，通常是血液的移動(dòng)， 但也有組織的移動(dòng)。這些地點(diǎn)可用來重建移動(dòng)區(qū)域的3-D模型，比如血流和/或 限制(bound)這種區(qū)域的表面，而無需形成或顯示所述區(qū)域周圍的器官輪廓。
因此，依照本發(fā)明的實(shí)施例提供了一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的方法，該方法包括
獲取解剖結(jié)構(gòu)的多，聲圖像，至少其中一個(gè)所述圖像包含多普勒信息； 禾'J用該多普劍言息產(chǎn)生解剖結(jié)構(gòu)的一個(gè)或多個(gè)輪廓；以及 利用所述一個(gè)或多個(gè)輪廓從所述多個(gè)超聲圖像中重建解剖結(jié)構(gòu)的三維圖
賴
典型地，產(chǎn)生所述一個(gè)或多個(gè)輪廓包括確定解剖結(jié)構(gòu)的具有大于或等于第 一值的移動(dòng)速率的第一區(qū)域和移動(dòng)速率小于或等于比第一值小的第二值的解剖
結(jié)構(gòu)的第二區(qū)域之間的邊界。第一值可為0.08 m/s且第二值可為0.03 m/s。
在一個(gè)實(shí)施例中，解剖結(jié)構(gòu)包括心臟，并且獲取所述多個(gè)超聲圖像包括將 包含超聲傳感器的導(dǎo)管插進(jìn)心室中并在心室內(nèi)的多個(gè)空間位置之間移動(dòng)導(dǎo)管。 典型地，該方法還包括測(cè)量超聲傳感器的地點(diǎn)和方位坐標(biāo)，以及相對(duì)于同步信 號(hào)同步所述多個(gè)超聲圖像及地點(diǎn)和方位坐標(biāo)，所述同步信號(hào)包括心電圖(ECG) 信號(hào)，內(nèi)部產(chǎn)生的同步信號(hào)和外部提供的同步信號(hào)中的一個(gè)。
三維圖像可包括解剖結(jié)構(gòu)的三維表面模型，并且該方法可進(jìn)一步包括 測(cè)量同步到同步信號(hào)的組織特性，、M，和血液M (rate of flow of blood) 中的至少一個(gè)，以產(chǎn)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(shí)施例中，獲取所述多個(gè)超聲圖像包括移動(dòng)產(chǎn)生超聲圖像的超聲 傳廠織使得超聲傳麟的移動(dòng)繊小于預(yù)定的閾鵬度。
可選地或者附加地，獲取所述多個(gè)超聲圖像包括確定產(chǎn)生超聲圖像的超聲 傳感器的移動(dòng)速度，并響應(yīng)于移動(dòng)速度校正多普勒信息。
三維圖像可包括解剖結(jié)構(gòu)的三維骨骼模型和/或解剖結(jié)構(gòu)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^(MRI)系統(tǒng),計(jì)算機(jī)斷層攝教CT)系統(tǒng)和X射 線成像系統(tǒng)中的一個(gè)或多個(gè)引入的信息覆蓋到三維表面模型上。
依照本發(fā)明的實(shí)施例，進(jìn)一步提供了一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的方法，包括 獲取在解剖結(jié)構(gòu)的附近移動(dòng)的成分的多個(gè)二維多普勒?qǐng)D像；以及 重建移動(dòng)成分的三維圖像。
典型地，重建三維圖像包括顯示不呈現(xiàn)解剖結(jié)構(gòu)(absent the anatomical structure)的三維圖像。在一個(gè)實(shí)施例中，該方法包括為移動(dòng)成分設(shè)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(dòng)成分。
在公幵的實(shí)施例中，重建三維圖像包括確定構(gòu)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(fā)明的實(shí)施例；進(jìn)一步提供了一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的系統(tǒng)，該系統(tǒng)
包括
探針，包括超聲傳感器，其被配置成獲取解剖結(jié)構(gòu)的多個(gè)超聲圖像，至少
其中一個(gè)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(chǎn)生解剖結(jié)構(gòu)的 一個(gè)或多個(gè)輪廓，并利用該一個(gè)或多個(gè)輪廓從所述多個(gè)超聲圖像中重建解剖結(jié) 構(gòu)的三維圖像。
依照本發(fā)明的實(shí)施例，進(jìn)一步提供了一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的系統(tǒng)，該系統(tǒng)
包括
探針，包括超聲傳感器，其被配置成獲取在解剖結(jié)構(gòu)附近移動(dòng)的成分的多
個(gè)二維多普勒?qǐng)D像；以及
處理器，其被配置成從二維多普勒?qǐng)D像重建移動(dòng)成分的三維圖像。 依照本發(fā)明的實(shí)施例，進(jìn)一步提供了一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn) 品，包括其中存儲(chǔ)有計(jì)算機(jī)程序指令的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，當(dāng)所述指令被計(jì)算機(jī) 讀取時(shí)會(huì)使計(jì)算機(jī)獲取解咅條構(gòu)的多個(gè)超聲圖像，至少其中一個(gè)所述圖像包含 多普勒信息，利用多普勒信息產(chǎn)生解剖結(jié)構(gòu)的一個(gè)或多個(gè)輪廓，以及利用該一 個(gè)或多個(gè)輪廓從所述多個(gè)超聲圖像中重辦咅蹈構(gòu)的三維圖像。


為了更好地理解本發(fā)明，作為示例，參考本發(fā)明的詳細(xì)描述，該詳細(xì)描述 應(yīng)結(jié)合附圖來閱讀，在附圖中相同的元素被纟舒相同的附圖標(biāo)記，并且其中 圖1是依照本發(fā)明實(shí)施例的心臟標(biāo)測(cè)和成像系統(tǒng)的示意性圖示； 圖2是依照本發(fā)明實(shí)施例的導(dǎo)管的示意性圖示； 圖34是依照本發(fā)明實(shí)施例的非人類心臟的示意性圖像； 圖7是依照本發(fā)明實(shí)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(fā)明實(shí)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(fā)明實(shí)施例的示意性地說明心臟標(biāo)湖恃卩成像方法的流程圖；圖10是依照本發(fā)明替換實(shí)施例的非人類心臟的示意性圖像；以及
圖11是依照本發(fā)明替換實(shí)施例的示意性地說明心臟標(biāo)測(cè)和成像方法的流程圖。
具體實(shí)施例方式
在以下描述中，大量具體細(xì)節(jié)的提出是為了提供本發(fā)明的全面理解。然而 對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員顯而易見的是，本發(fā)明無需這些具體細(xì)節(jié)就可以實(shí)現(xiàn)。在其 他實(shí)例中，公知電路，控制邏輯，傳統(tǒng)算法和過程的計(jì)算機(jī)程序指令細(xì)節(jié)沒有 詳細(xì)示出，以免不必要地混淆本發(fā)明。
現(xiàn)在轉(zhuǎn)到附圖，首先參考圖1，圖1為依照本發(fā)明實(shí)施例的對(duì)患者的心臟 24標(biāo)測(cè)和成像的系統(tǒng)20的示意性圖示。系統(tǒng)20包含探針，例如導(dǎo)管27，其由 醫(yī)師iiil靜脈或動(dòng)脈插進(jìn)心室中。導(dǎo)管27典型地包含手柄28，用于醫(yī)師對(duì)導(dǎo)管 進(jìn)行操作。在手柄28上的適當(dāng)控件使得醫(yī)師能夠按照需要導(dǎo)引，定位和定向?qū)?管27的遠(yuǎn)端29。
系統(tǒng)20包含定位子系統(tǒng)30，其測(cè)量導(dǎo)管27的遠(yuǎn)端29的地點(diǎn)和方位坐標(biāo)。 在說明書和權(quán)利要求書中，術(shù)語"地點(diǎn)"尉歸如導(dǎo)管遠(yuǎn)端的物體的空間坐標(biāo)， 術(shù)語"方位"是指物體的角坐標(biāo)，而術(shù)語"位置"是指物體的全部位置信息， 包含地點(diǎn)和方位坐標(biāo)兩者。
在一個(gè)實(shí)施例中，定位子系統(tǒng)30包含確定導(dǎo)管27的遠(yuǎn)端29的位置的磁位 置跟蹤系統(tǒng)。定位子系統(tǒng)30在患者附近的預(yù)定工作容積中產(chǎn)生磁場(chǎng)，并在下述 的導(dǎo)管27中的傳感器中感測(cè)這些場(chǎng)。定位子系統(tǒng)30典型地包含一組外部輻射 體，比如場(chǎng)產(chǎn)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(chǎn)生場(chǎng)，通常產(chǎn)生磁場(chǎng)。
現(xiàn)在參見圖2，圖2為依照本發(fā)明實(shí)施例的在圖1所示的系統(tǒng)中所用的導(dǎo) 管27的遠(yuǎn)端29的示意性圖示。，產(chǎn)生的場(chǎng)iiil放置在導(dǎo)管27的遠(yuǎn)端29內(nèi) 的位置傳繊32來感測(cè)。
位置傳感器32響應(yīng)于所感湖啲場(chǎng)，置相關(guān)的電信號(hào)ffl:穿過導(dǎo)管27的 電纜33傳輸?shù)娇刂婆_(tái)34 (圖l)?？蛇x地，位置傳感器32可通過無線鏈路將信 號(hào)傳輸?shù)娇刂婆_(tái)。
在替換實(shí)施例中，導(dǎo)管中的一個(gè)或多個(gè)輻射恢典型地為線圈)產(chǎn)生被患者 體外的傳感器接收的磁場(chǎng)。外部傳感器產(chǎn)生位置相關(guān)的電信號(hào)。再次參見圖l,控制臺(tái)34包含定位處理器36，其基于由位置傳感器32(圖 2)發(fā)送的信號(hào)計(jì)算導(dǎo)管27的遠(yuǎn)端29的地點(diǎn)和方位。定位處理器36典型地接 收，放大，過濾，數(shù)字化，以及以其他方式處理來自傳感器32的信號(hào)。
一些可用于本發(fā)明實(shí)施例中的位置跟蹤系統(tǒng)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禾fl 6,332,089,以及美國專利申請(qǐng)公開 2004/0147920Al和2004/0068178Al中進(jìn)行了介紹，所有這些專利和專利申請(qǐng)的 內(nèi)S^此弓I入以供參考。盡管定位子系統(tǒng)30禾擁磁場(chǎng)，但本發(fā)明的實(shí)施例可利 用任何其他適合的定位子系統(tǒng)來實(shí)現(xiàn)，比如基于電磁場(chǎng)測(cè)量，聲測(cè)量和/或超聲 測(cè)量的系統(tǒng)。
再次參見圖2，導(dǎo)管27包含位于遠(yuǎn)端29內(nèi)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(gè) 實(shí)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Pf銜，窗41限定了導(dǎo)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從陣歹吼徑中發(fā)射超聲束。在一 個(gè)實(shí)施例中，該陣列發(fā)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(hào)。典型地，換能器40以受控方式被獨(dú)立驅(qū)動(dòng)以便沿 期望的方向?qū)б暿31換能器的適當(dāng)定時(shí)，生成的超聲束可具有同心彎 曲的波陣面，以便〗頓聲束聚焦到距離換能器陣歹啲給定距離處。典型地，系 統(tǒng)20包含發(fā)射/接收掃描機(jī)構(gòu)，其肖灘進(jìn)行超聲束的導(dǎo)弓l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(gè)實(shí)施例中，超聲成像傳感器39包含16到64個(gè)之間的超聲換能器 40,典型地包含48到64個(gè)之間的超聲換能器40。典型地，超聲換能器40產(chǎn)生 中心頻率在5-10MHz范圍內(nèi)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(shí)施例中，其{頓合的頻率范圍和穿透深度可以被{頓。
超聲換能器40還可探領(lǐng)贖收的超聲波的頻率。發(fā)射和接收頻率之間的變化 表示多普勒頻移，其可用來計(jì)算在超聲束的方向上反射超聲束的物體速度的分 里。
可用在系統(tǒng)20中的合適的導(dǎo)管是SOUNDSTARTM導(dǎo)管，Biosense WebsterInc., 3333 Diamond Canyon Ro喊Diamond Bar, CA91765審臘和銷售。
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(hào)由超 聲換能器40 (圖2) Mil穿過導(dǎo)管27的電纜33發(fā)送到控制臺(tái)34中的圖像處理 器43。處理器43纟務(wù)信號(hào)變換為2-D的通常為扇形的(sector-shaped)超聲圖像 和對(duì)應(yīng)的2-D多普勒?qǐng)D像。圖像處理器43典型地顯示心臟24的截面(section) 的實(shí)時(shí)超聲圖像，執(zhí)行所述截面的3-D圖像或容積重建，,行下面更詳細(xì)介 紹的其他功能。
在一些實(shí)施例中，圖像處理器禾糊超聲圖像和位置信息生成諸如患者心臟 的解剖結(jié)構(gòu)的3-D模型。在本專利申請(qǐng)的上下文中，并且在權(quán)利要求書中，術(shù) 語"解剖結(jié)構(gòu)"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 ，將3-D 模型呈現(xiàn)給醫(yī)師。
在一些實(shí)施例中，導(dǎo)管27的遠(yuǎn)端29還包含至少一個(gè)電極46，用于執(zhí)衍參 斷和/或治療功能，比如電解剖標(biāo)測(cè)和/或射頻(RF)消融。在一個(gè)實(shí)施例中， 電極46被用來感測(cè)局部電位。由電極46測(cè)量的電位可用于標(biāo)測(cè)心內(nèi)表面上的 局部電活動(dòng)。當(dāng)使電極46與心臟內(nèi)表面上的點(diǎn)接觸或接近其的時(shí)候，其測(cè)量該 點(diǎn)處的局部電位。測(cè)量的電位被轉(zhuǎn)化成電信號(hào)并ttt導(dǎo)管發(fā)送到圖像處理器進(jìn) 行顯示。在其他實(shí)施例中，局部電位是從另一個(gè)導(dǎo)管獲得的，該另一個(gè)導(dǎo)管包 含適合的電極和位置傳感器，全部都連接到控制臺(tái)34。
在可選的實(shí)施例中，電極46可用于測(cè)量不同的參數(shù)。例如，電極46可用 于測(cè)量各種不同的組織特性。附加M可選地，電極46可用于測(cè)量溫度。進(jìn)一 步附加地或可選地，電極46可用于測(cè)量血液 。盡管電極46被示出為單個(gè) 環(huán)形電極，但是導(dǎo)管可包含任何適宜數(shù)量的本領(lǐng)域已知形式的電極46。例如， 導(dǎo)管可包含兩個(gè)或更多個(gè)環(huán)形電極，多個(gè)點(diǎn)電極或點(diǎn)電極陣列，尖端電極(tip electrode),或這些類型電極的任意組合，以執(zhí)行上面概述的診斷和/或治療功能。
位置傳感器32典型地被方夂置在導(dǎo)管27的遠(yuǎn)端29內(nèi)，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(diǎn)和方位偏移量是叵定的。給定位置傳感器32的測(cè)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^l和電極46的坐標(biāo)。在另一個(gè)實(shí)施例中，導(dǎo)管27包含兩個(gè)或更多個(gè)位置傳自32,其中每個(gè)位置傳感器相對(duì)于 電極46和換能器40具有恒定的地點(diǎn)和方位偏移量。在一些實(shí)施例中，所述偏 移量(或等效的校準(zhǔn)參數(shù))是預(yù)校準(zhǔn)的并且被存儲(chǔ)在定位處理器36中?？蛇x地，
尸/T處1Wf多更W儂仔怖住仔怖奮'農(nóng)互T， PH卯t^KUM 、PJ擦除可編程只讀存儲(chǔ)
器)，所述存儲(chǔ)器裝置裝配在導(dǎo)管27的手柄28中。
位置傳感器32典型地包含三個(gè)不同心線圈(未示出)，比如在上面所弓間 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，排列可 被使用，比如包含任意數(shù)量同心或不同心線圈的傳感器，霍爾效應(yīng)傳感器和/ 或磁阻傳亂
典型地，從傳感器39得到的超聲圖像和傳感器32的位置測(cè)量都通過相對(duì) 于體表心電圖(ECG)信號(hào)或心內(nèi)心電圖選通信號(hào)和圖像捕獲而與心搏周期 (heartcycle)同步。在一個(gè)實(shí)施例中，ECG信號(hào)可由電極46產(chǎn)生。由于心臟的 特征在心臟周期性收縮和舒張過程中會(huì)改變它們的形狀和位置，整個(gè)成像過程 典型地要相對(duì)于該周期在特定時(shí)間點(diǎn)實(shí)施。在一些實(shí)施例中，由導(dǎo)管進(jìn)行的附 加測(cè)量(如上述那些測(cè)量)也要同步到心電圖(ECG)信號(hào)。這些測(cè)量也與位 置傳麟32進(jìn)行的對(duì)應(yīng)位置測(cè)量相關(guān)。附加的測(cè)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(shí)施例中，位置測(cè)量和超聲圖像的獲取被同步到系統(tǒng)20 (圖l)生 成的內(nèi)部產(chǎn)生信號(hào)。例如，同步機(jī)制可用來避免由內(nèi)部干擾信號(hào)引起的對(duì)超聲 圖像的干擾。在這種情況下，圖像獲取和位置測(cè)量的定時(shí)被設(shè)置為相對(duì)于干擾 信號(hào)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(shí)地 進(jìn)行調(diào)整以維護(hù)無干擾的圖像獲取。可選地，測(cè)量和獲取可被同步到外部提供 的同步信號(hào)。
在一些實(shí)施例中，圖像M器43可利用位置傳繊32的連續(xù)位置測(cè)量來 估計(jì)遠(yuǎn)端29的移動(dòng)速率。典型地，當(dāng)移動(dòng)速率低于預(yù)設(shè)閾值時(shí)，醫(yī)師操作儀器 20產(chǎn)頓聲圖像，設(shè)定該閾值使得只要移送低于閾值，基本上不影響測(cè)量的多 普勒頻移，以及進(jìn)而不影響產(chǎn)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(yuǎn)端29在超聲束方向上的速度分量被加到從觀懂的多普勒頻 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(yuǎn)端29的 移動(dòng)。在一個(gè)實(shí)施例中，系統(tǒng)20包含驅(qū)動(dòng)超聲換能器40的超聲驅(qū)動(dòng)器(未示出)。 可用于此目的的適合超聲驅(qū)動(dòng)器的一種仔是由Analogic Corp. of Peabody， Massachusetts生產(chǎn)的AN2300TM超聲系統(tǒng)。在這個(gè)實(shí)施例中，超聲驅(qū)動(dòng)微行 圖像M器43的一些功能，驅(qū)動(dòng)超聲傳感器并生成2-D超聲圖像。超聲驅(qū)動(dòng)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(shí)間表示在垂直軸 上)，CW (連續(xù)波)多普勒(其利用連續(xù)的超聲能量波探澳,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(duì)鵬利用顏色來顯示得到的圖像)，如本領(lǐng)域已知的。
典型地，定位和圖像處理器f糊通用計(jì)算機(jī)來實(shí)現(xiàn)，所M用計(jì)算機(jī)以軟 件編程為執(zhí)行在此所述的功能。軟件可以例如通過網(wǎng)絡(luò)以電子形式下載到計(jì)算 豐/Lh，或者它也可以可選地在實(shí)體介質(zhì)(比如CD-ROM)上提供^i十算機(jī)。定 位處理器和圖像處理器可使用獨(dú)立的計(jì)算機(jī)或單個(gè)計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)，或者可以與系 統(tǒng)20的其他計(jì)算功肖讓成。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(shí)施。
現(xiàn)在參見圖3， 4, 5和6,它們是依照本發(fā)明實(shí)施例的非人類心臟的示意圖 像。圖3示出了--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(dǎo)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(chǎn)生的超聲強(qiáng)度，以及顯示了特征210,其表示由在主動(dòng)脈瓣210A 附近的物體產(chǎn)生的超聲強(qiáng)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(duì)應(yīng)2-D圖像可在顯示器44上 顯/i醫(yī)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(qiáng)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?qǐng)D像211。 2-D多普勒?qǐng)D像211是超聲圖像，其含有通常由二尖瓣205M 和主動(dòng)脈瓣210A附近的血流產(chǎn)生的多普勒信息。特征212顯示主動(dòng)脈瓣210A Pf爐的移動(dòng)，特征213顯示二尖瓣205M附近的移動(dòng)。在超聲束方向上的移動(dòng) 典型地用不同的顏feM示。例如，遠(yuǎn)離超聲成像傳感器39 (圖2)的移動(dòng)在顯 示器44上可以表現(xiàn)成紅色，而朝向超聲成像傳感器39的移動(dòng)在顯示器44上可 以表現(xiàn)成藍(lán)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示， 其中斜條紋表示的是大約在+0.2 m/s禾fH0.6 m/s之間的速率，小點(diǎn)表示的是大約在-0.2 m/s和+0.2 m/s之間的速率，而大點(diǎn)表示的是大約在-0.6 m/s和-0.2m/s之 間的速率。正速率是指遠(yuǎn)離傳繊39的移動(dòng)而負(fù)速率是指朝向傳感器的移動(dòng)。
圖5示出了顯示從多普勒信息得至啲輪廓的2-D多普勒?qǐng)D像211的增纟艦 214。該輪廓可ilil圖像處理器(比如處理器43)確定速度例如大于0.2 m/s的 快速移動(dòng)區(qū)(area)禾卩例如速度小于0.03 m/s的移動(dòng)小或不移動(dòng)區(qū)之間的邊界獲 得，所述快速移動(dòng)區(qū)典型地表示血流。因?yàn)?，與血流速率相比，心室壁和/或血 管的移動(dòng)速率通常較小，該輪廓典型地表示心室內(nèi)壁和血管。特征2B已經(jīng)用 輪廓215標(biāo)記。特征212已經(jīng)用輪廓220標(biāo)記。
圖6是2-D超聲圖像202 (圖3)的增強(qiáng)版230。從多普勒信息得到的輪廓 215和220已經(jīng)被映射到2-D超聲強(qiáng)度圖像上。圖5和圖6說明了ilii在超聲強(qiáng) 度圖像或多普勒信息圖像上顯示輪廓，醫(yī)師可以更精準(zhǔn)并且更容易地察覺到主 動(dòng)脈瓣210A和二尖瓣205M的邊界。
現(xiàn)在參見圖7，圖7為依照本發(fā)明實(shí)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(gè)輪廓。3-D骨骼模型255從與 圖6不同的視點(diǎn)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,見，在圖7中僅示出幾個(gè)輪 廓。
現(xiàn)在參見圖8，圖8為依照本發(fā)明實(shí)施例的左心室257的3-D表面模型265。 模型265是利用"線網(wǎng)(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(jié)構(gòu)的3-D形狀。用電活動(dòng)圖290覆蓋所生成的左心室257的表面，如下 所述。該圖禾,不同顏色表示不同的電位值(示出為圖8中不同的明暗模式)。
現(xiàn)在參見圖9，圖9為依照本發(fā)明實(shí)施例的示意性地示出心臟標(biāo)測(cè)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(gè)2-D超聲圖像組合雌咅lj結(jié)構(gòu)的單個(gè)3-D模型。
在初始步驟310中，獲取解咅U結(jié)構(gòu)的2-D超聲圖像的序列。典型地，醫(yī)師 將導(dǎo)管27M適合的血管插入心臟24的室中，比如右心房，然后皿在室內(nèi) 不同位置間移動(dòng)導(dǎo)管遠(yuǎn)端掃描解剖結(jié)構(gòu)。解剖結(jié)構(gòu)可包含導(dǎo)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(jié)構(gòu)(如主動(dòng)脈)。在超聲成像傳感器39的^4*位置中，圖像處理器利用腿聲成像傳 繊39接收至啲信號(hào)獲取并產(chǎn)生2-D超聲 破圖像和，典型地，2-D超聲多普 勒?qǐng)D像。
并行地，定位子系統(tǒng)澳懂并計(jì)算導(dǎo)管遠(yuǎn)端的位置。計(jì)算的位置與相應(yīng)的超 聲圖像一起存儲(chǔ)起來。典型地，導(dǎo)管遠(yuǎn)端的每個(gè)位置用坐標(biāo)形式表示，比如六 維坐標(biāo)(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(gè)2-D多普勒?qǐng)D像211以識(shí)別實(shí)體的輪 廓，如上關(guān)于圖5所述的。
在步驟325中，輪廓被映射到每個(gè)2-D多普勒?qǐng)D像上，如圖6中所示，如 上所述。該輪廓標(biāo)記了解咅l腐構(gòu)在3-D工作容積中的邊界并幫助醫(yī)師在程序中 識(shí)別這些結(jié)構(gòu)。
對(duì)所有在步驟30產(chǎn)生的2-D超聲圖像實(shí)施步驟312和325。在一些情況 下，圖像處理器43 (圖l)不肖WA^應(yīng)的2-D多普勒?qǐng)D像中推斷出部分輪廓的 地點(diǎn)，處理器可以利用從其他2-D超聲和多普勒?qǐng)D像所得到的輪廓來自動(dòng)識(shí)別 和重建輪廓，所述其他2-D超聲和多普勒?qǐng)D像典型的是空間上鄰近正被討論的 圖像的圖像。這個(gè)識(shí)別和重^1程可利用任何適合的圖像處理方法，包括邊緣 檢測(cè)法，相關(guān)法和本領(lǐng)域已知的其他方法。圖像處理器還可利用與每個(gè)圖像相 關(guān)的導(dǎo)管的位置坐標(biāo)來一個(gè)圖像一個(gè)圖像地使輪廓地點(diǎn)相關(guān)。附加地或可選地， 步驟312可M用戶輔助的方式實(shí)現(xiàn)，其中醫(yī)師利用2-D超聲圖像或2-D多普 勒?qǐng)D像，或這兩種圖像，來復(fù)檢并校正由圖像處理器執(zhí)行的自動(dòng)輪廓重建。
在步驟340中，圖像處理器將3-D坐標(biāo)分配給圖像集中所識(shí)別的輪廓。2-D 超聲圖像的平面在3-D空間中的地點(diǎn)和方位根據(jù)位置信息是已知的，所述位置 信息在步驟310與圖像儲(chǔ)存在一起。因此，圖像處理器肖灘確定2-D圖像中任 意像素的3-D坐標(biāo)，并且尤其是那些與輪廓所對(duì)應(yīng)的像素的3-D坐標(biāo)。在分配 坐標(biāo)時(shí)，圖像處理器典型地利用存儲(chǔ)的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)，其包含位置傳感器和超聲傳 之間的地點(diǎn)和方位偏移量，如上所述。
在步驟345中，圖像處理器產(chǎn)生解咅條構(gòu)的3-D骨骼模型，如上面關(guān)于圖 7所述的。在一些實(shí)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(chǎn)生3-D表面模型，比如圖像265 (圖8)。
如上所述，在一些實(shí)施例中，系統(tǒng)20 (圖l)支持對(duì)解剖結(jié)構(gòu)表面上的局部電位的測(cè)量。由導(dǎo)管27 (圖2)所獲取的敏電活動(dòng)娜點(diǎn)包含由電極(圖2) 測(cè)量的電位或活化(activation)時(shí)間值以及由定位子系統(tǒng)測(cè)量的導(dǎo)管的對(duì)應(yīng)位 置坐標(biāo)。在步驟370中，圖像處理器將電活動(dòng)數(shù)據(jù)點(diǎn)與3-D模型的坐標(biāo)系統(tǒng)配 準(zhǔn)并將它們,在模型上。這被示出為圖8中的電活動(dòng)圖290。步驟370在該方 法中是任選的并僅在系統(tǒng)20支持該類觀懂并且醫(yī)師選擇利用該特征時(shí)才實(shí)施。
可選地，可生成和顯示單獨(dú)的3-D電活動(dòng)圖(通常被稱為是電解剖圖)。例 如，適合的電解剖圖可由CARTOTM導(dǎo)航和標(biāo)測(cè)系統(tǒng)產(chǎn)生，該系統(tǒng)由Biosense Webster, Inc.制造并銷售。電位值例如可用色標(biāo)(colorscale),或者任何其他適合 的可視化方法表示。在一些實(shí)施例中，圖像處理器可內(nèi)插或外推測(cè)量到的電位 值并顯示描述解咅l」結(jié)構(gòu)壁上的電位分布的全色圖。
如上所述，從其 像應(yīng)用弓1入的信息可與3-D模型配準(zhǔn)并覆蓋在該模型 上進(jìn)行顯示。例如，預(yù)獲取的計(jì)算機(jī)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(zhǔn)。
附加地或可選地，如果如上所述使用電極46獲得附加的測(cè)量，這些測(cè)量可 以與3-D模型配準(zhǔn)并顯示為附加層，這經(jīng)常被稱為參量圖。
在最終步驟380中，典型地在顯示器44 (圖1)上向醫(yī)師呈現(xiàn)該3-D模型。
現(xiàn)在參見圖10，圖10為依照本發(fā)明替換實(shí)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?qǐng)D像405。除了下面所述的差異之外， 圖像405大體上與圖像21和214 (圖4和5)類似，并且在圖像405, 211和 214中用相同附圖標(biāo)記表示的元素大體上有相似的描述。在2-D多普勒?qǐng)D像405 中僅示出了移動(dòng)區(qū)。因此，特征212， 213被示出，分別表示主動(dòng)脈瓣和二尖瓣 附近的移動(dòng)，如圖4和5中一樣。然而，在圖像405中，閾值被設(shè)定在0.08m/s， 因此得到的速率在-0.08 m/s禾歸.08 m/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(qū)域。
現(xiàn)在參見圖11,圖11為依照本發(fā)明替換實(shí)施例的示意性地示出心臟標(biāo)測(cè) 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(gè)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(jié) 構(gòu)附近移動(dòng)的成分的解剖結(jié)構(gòu)的2-D多普勒?qǐng)D像的序列被獲取。所述移動(dòng)的成 分典型地包含流體，比如血液。在步驟510中，定位子系統(tǒng)測(cè)量并計(jì)算導(dǎo)管遠(yuǎn)端的位置。
在步驟515中，圖像處理器分析每個(gè)2-D多普勒?qǐng)D像211以識(shí)別移動(dòng)區(qū)。 移動(dòng)小或者不移動(dòng)的區(qū)如上圖10所述被抑制。典型地，只有在像素地點(diǎn)處在超 聲束方向上的速率艦閾值的情況下才顯示該像素。在2-D多普勒?qǐng)D像405 (圖 10)的情況中，該閾值可約為0.08m/s。
在步驟520中，圖像M器將3-D坐標(biāo)分配給2-D多普勒?qǐng)D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(diǎn)和方位根據(jù)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(chǔ)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(biāo)。在分配坐標(biāo)時(shí)，圖像處理器 典型地利用存儲(chǔ)的校準(zhǔn)數(shù)據(jù)，所述校準(zhǔn)數(shù)據(jù)包含位置傳感器和超聲傳感器之間 的地點(diǎn)和方位偏移量，如上所述。
在步驟525中，圖像處理器產(chǎn)生包含在解剖結(jié)構(gòu)附近移動(dòng)的點(diǎn)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(shù)據(jù)可被疊加在3-D圖像上，如上關(guān)于流程圖 305 (圖9)的步驟370所述的。
在進(jìn)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(chǎn)生的 像素的邊界表面(bounding surface)。為了生皿界表面，圖像處理器可執(zhí)fi^ 代過程以確定該表面。例如，處理器或醫(yī)師可選稱中子點(diǎn)，從其開始生成該表 面。處理器迭代iMil從該點(diǎn)輻射直到在預(yù)定閾值(例如步驟515的閾值)以 上的所有像素被識(shí)別來找到該表面。
定包圍被識(shí)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(diǎn)輻射識(shí)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1) 上被呈現(xiàn)給醫(yī)師。應(yīng)理解，i^呈圖505的實(shí)施使得醫(yī)師肖瀕看到在3-D解剖結(jié) 構(gòu)附近移動(dòng)的成分(比如流動(dòng)的血液)的移動(dòng)圖或模型?？蛇x地或附加地，醫(yī) 師肖,看到與移動(dòng)成分有關(guān)的邊界表面。
在一些實(shí)施例中，系統(tǒng)20 (圖l)可被用作實(shí)時(shí)皿實(shí)時(shí)的成像系統(tǒng)。例 如，醫(yī)師可利用戰(zhàn)方法重辦剖結(jié)構(gòu)，和/或在解剖結(jié)構(gòu)附近移動(dòng)的物體的3-D 模型，作為開始醫(yī)療程序之前的準(zhǔn)備步驟。在程序中，系統(tǒng)20可連續(xù)地纟貼宗和 顯示導(dǎo)管關(guān)于模型的3-D位置。用來執(zhí)行醫(yī)療^^的導(dǎo)管可以是用于生成3-D模型的同一導(dǎo)管，或者是配備有適合的位置傳感器的不同導(dǎo)管。
盡管上述實(shí)施例涉及利用侵入性探針(例如心臟導(dǎo)管)的超聲成像，本發(fā) 明的原理也可被應(yīng)用于利用配備有定位傳感器的外部或內(nèi)部超聲探針(如經(jīng)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(jìn)出心室的血管，或者諸如頸動(dòng)脈
的器官。進(jìn)一步附加JM;可選地，其他診斷或治療信息(如組織厚度和消融溫
度)可通^Lh述電活動(dòng)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^l呈序一起使用，比如消融導(dǎo)管。
因此，應(yīng)當(dāng)理解的是，，實(shí)施例是以示例的方式引用的，并且本發(fā)明不 限于上面特別所示和描述的內(nèi)容。相反，本發(fā)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(lǐng)域技術(shù)人員閱讀以上描述之 后是顯而易見的，并且這并未在現(xiàn)有技術(shù)中公開。
權(quán)利要求
1.一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的方法，包含獲取該解剖結(jié)構(gòu)的多個(gè)超聲圖像，至少其中一個(gè)所述圖像包含多普勒信息；利用該多普勒信息生成該解剖結(jié)構(gòu)的一個(gè)或多個(gè)輪廓；以及利用該一個(gè)或多個(gè)輪廓從所述多個(gè)超聲圖像中重建該解剖結(jié)構(gòu)的三維圖像。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中生成該一個(gè)或多個(gè)輪廓包含確定該解剖結(jié) 構(gòu)的具有大于或等于第一值的移動(dòng)速率的第一區(qū)feX和移動(dòng)速率小于或等于比所 述第一值小的第二值的該解剖結(jié)構(gòu)的第二區(qū)域之間的邊界。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2的方法，其中第一值是0.08 m/s且第二值是0.03 m/s。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中該解剖結(jié)構(gòu)包含心臟，并且其中獲取所述 多個(gè)超聲圖像包含將包括超聲傳感器的導(dǎo)管插入心室中并在該心室內(nèi)的多個(gè)空 間位置之間移動(dòng)所述導(dǎo)管。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4的方法，進(jìn)一步包含測(cè)量超聲傳感器的地點(diǎn)和方位坐標(biāo)， 以及相對(duì)于同步信號(hào)同步所述多個(gè)超聲圖像及所述地點(diǎn)和方位坐標(biāo)，所述同步 信號(hào)包含心電圖(ECG)信號(hào)，內(nèi)部產(chǎn)生的同步信號(hào)和外部提供的同步信號(hào)中 的一個(gè)。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5的方法，其中三維圖像包含該解剖結(jié)構(gòu)的三維表面模型， 該方法進(jìn)一步包含測(cè)量同步到所述同步信號(hào)的組織特性，、鵬，和血液纟鵬中的至少一個(gè)以 產(chǎn)生參量圖；以及將該參量圖覆蓋至,述三維表面模型丄
7. 根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中獲取所述多個(gè)超聲圖像包含移動(dòng)產(chǎn)生超聲 圖像的超聲傳感器從而使得所鵬聲傳麟的移動(dòng)速度小于預(yù)定的閾鵬度。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中獲取所述多個(gè)超聲圖像包含確定產(chǎn)生超聲 圖像的超聲傳感器的移動(dòng)速度，并響應(yīng)于該移動(dòng)速度校正所述多普勒信息。
9. 根據(jù)權(quán)禾腰求l的方法，其中三維圖像包含該解剖結(jié)構(gòu)的三維骨骼模型。
10，根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中三維圖像包含該解剖結(jié)構(gòu)的三維表面模型。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的方法，進(jìn)一步包含將電解剖圖覆蓋到所^H維表面 模型上。
12. 根據(jù)權(quán)利要求10的方法，進(jìn)一步包含將從磁共振成像(MRI)系統(tǒng)，計(jì) ^m斷層g^(CT)系統(tǒng)和X射線成像系統(tǒng)中的一個(gè)或多個(gè)引入的信息覆蓋到所 臟纟嫁面模型上。
13. —種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的方法，包含獲取在所述解剖結(jié)構(gòu)的附近移動(dòng)的成分的多個(gè)二維多普勒?qǐng)D像；以及 重建移動(dòng)成分的三維圖像。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13的方法，其中重^H維圖像包含顯示不呈m剖結(jié)構(gòu) 的三維圖像。
15. 根據(jù)權(quán)利要求13的方法，并且包含為移動(dòng)成分設(shè)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(dòng)成分。
16. 根據(jù)權(quán)利要求13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，并顯示該表面。
17. —種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的系統(tǒng)，包含探針，包含超聲傳感器，其被配置成獲取該解剖結(jié)構(gòu)的多個(gè)超聲圖像，至 少其中一個(gè)所述圖像包含多普勒信息；以及耦合到所，聲傳感器的處理器，其被配置成利用所述多普勒信息生成該 解剖結(jié)構(gòu)的一個(gè)或多個(gè)輪廓，并禾擁該一個(gè)或多個(gè)輪廓從所述多個(gè)超聲圖像中 重建該解剖結(jié)構(gòu)的三維圖像。
18. --種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的系統(tǒng)，包含-探針，包含超聲傳感器，其被配置成獲取在該解剖結(jié)構(gòu)的附近移動(dòng)的成分 的多個(gè)二維多普勒?qǐng)D像；以及處理器，其被配置成從該二維多普勒?qǐng)D像中重建移動(dòng)成分的三維圖像。
19. 一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，包含其中存儲(chǔ)有計(jì)算機(jī)程序 指令的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，當(dāng)所述指令被計(jì)算機(jī)讀取時(shí)使計(jì)算機(jī)獲取該解剖結(jié)構(gòu) 的多個(gè)超聲圖像，至少其中一個(gè)所述圖像包含多普勒信息，利用該多普勒信息 生成該解咅U結(jié)構(gòu)的一個(gè)或多個(gè)輪廓，并利用該一個(gè)或多個(gè)輪廓iA^述多個(gè)超聲 圖像中重建該解剖結(jié)構(gòu)的三維圖像。
全文摘要
本發(fā)明涉及利用多普勒超聲的三維圖像重建。一種對(duì)解剖結(jié)構(gòu)成像的方法，包括獲取解剖結(jié)構(gòu)的多個(gè)超聲圖像。至少其中一個(gè)所述圖像包含多普勒信息。由多普勒信息生成解剖結(jié)構(gòu)的一個(gè)或多個(gè)輪廓。利用該一個(gè)或多個(gè)輪廓，從所述多個(gè)超聲圖像中重建解剖結(jié)構(gòu)的三維圖像。
文檔編號(hào)A61B5/055GK101548897SQ20091000728
公開日2009年10月7日 申請(qǐng)日期2009年1月4日 優(yōu)先權(quán)日2008年1月4日
發(fā)明者A·C·阿爾特曼, A·戈瓦里, Y·埃夫拉斯, Y·施沃茨 申請(qǐng)人:韋伯斯特生物官能公司