專利名稱：選擇性融合2Dx射線圖像和3D超聲圖像的系統(tǒng)和方法
選擇性融合2D x射線圖像和3D超聲圖像的系統(tǒng)和方法 技術(shù)領(lǐng)域當(dāng)前的公開涉及二維(2D) x射線圖像和三維(3D)超聲圖像的組 合，尤其是一種在引導(dǎo)的心臟介入過程中組合2D x射線圖像和3D超 聲圖像、從2D x射線和3D超聲圖像產(chǎn)生融合的2D圖像并且沒有模糊 相關(guān)x射線信息的方法和裝置。
背景技術(shù)：
心臟病學(xué)家在心臟中使用導(dǎo)管以獲取診斷信息(注入染料進(jìn)行血 管造影或者感測(cè)電信息)。他們還可能使用例如射頻消融導(dǎo)管的裝置對(duì) 心臟進(jìn)行治療。這些診斷和治療裝置通?；趚射線熒光檢測(cè)圖像在 心臟中進(jìn)行操縱。眾所周知，與其它已知的血管內(nèi)成像方法、例如血 管內(nèi)超聲和血管內(nèi)窺鏡所提供的相比，血管內(nèi)x射線熒光檢測(cè)具有脈 管和脈管壁的較高對(duì)比度和分辨率。這常常導(dǎo)致在延長的電生理學(xué)過 程中一個(gè)小時(shí)或者更多的熒光透視時(shí)間，并且導(dǎo)致患者和醫(yī)師的大量輻射暴露，尤其在考慮到經(jīng)常需要重復(fù)這些過程的情況下。此外，心 臟是三維結(jié)構(gòu)而熒光透視圖像僅是二維的。并且由于對(duì)診斷或治療裝 置在心臟中的準(zhǔn)確解剖位置的了解是非常重要的，以便獲取準(zhǔn)確的診 斷信息或者準(zhǔn)確地對(duì)心臟中的特定位置進(jìn)行治療，因而傳統(tǒng)的單獨(dú)使 用熒光透視圖像通常是不夠的。當(dāng)前在心臟介入過程中對(duì)動(dòng)脈進(jìn)行解剖成像的方法例如包括同時(shí) 使用x射線和超聲兩種成像形式，這是廣泛公知的。產(chǎn)生二維(2D) x 射線圖像以及三維(3D)超聲圖像，以便為醫(yī)師提供有用的信息。這需 要在相同的房間內(nèi)存在x射線熒光透視系統(tǒng)和超聲掃描器，使用兼容 的工作臺(tái)。其缺點(diǎn)很多，包括在兩個(gè)成像形式間交替可能改變導(dǎo)管 的位置；在兩個(gè)成像形式間交替是費(fèi)時(shí)的，嘗試通過心算將兩個(gè)圖像 重疊或者配位在一起；并且患者和醫(yī)師都暴露于有害的電離輻射。對(duì)兩種信息源進(jìn)行充分利用，需要兩種信息源的融合。然而，由 于兩種成像形式差異顯著(分辨率、投影、視場(chǎng))并且使用分離的控制 裝置呈現(xiàn)在分離的顯示器上，所以難于對(duì)這一信息進(jìn)行有效利用。當(dāng)前的融合技術(shù)沒有考慮到圖像中的特征。這導(dǎo)致例如X射線熒 光透視圖像的高分辨率細(xì)節(jié)的可見性的損失。盡管存在這些努力，仍然需要一種有效的并且靈活的/通用的方法 來增強(qiáng)X射線成像中具有低對(duì)比度的結(jié)構(gòu)的可見性，并且?guī)椭诮槿脒^程中確定導(dǎo)管位于心臟解剖結(jié)構(gòu)的何位置。此外，還需要一種縮短電生理學(xué)(EP)過程的方法和裝置，在所述電生理學(xué)過程中構(gòu)造心臟的 電路標(biāo)，并且從而將過程縮短以降低患者和醫(yī)師暴露x射線的劑量。這些以及其它需求通過所描述的方法和裝置滿足，其適用于將分 離的2D x射線和3D超聲圖像組合為單個(gè)2D圖像，尤其用于引導(dǎo)心臟介入過程。發(fā)明概述當(dāng)前的公開提供了一種對(duì)結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像的方法。該方法包括，使 用x射線系統(tǒng)獲取二維(2D) x射線圖像數(shù)據(jù)并且使用超聲系統(tǒng)獲取三 維(3D)超聲圖像體積數(shù)據(jù)。產(chǎn)生關(guān)于感興趣區(qū)域的3D超聲圖像體積數(shù) 據(jù)的2D表示，該感興趣區(qū)域相應(yīng)于2D x射線圖像數(shù)據(jù)。將3D超聲圖 像體積數(shù)據(jù)的2D表示與2D x射線圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行融合來繪制該結(jié)構(gòu)的 2D融合圖像數(shù)據(jù)，并且將該2D融合圖像數(shù)據(jù)顯示為該結(jié)構(gòu)的2D融合 圖像。在示例性實(shí)施例中，x射線圖像數(shù)據(jù)和超聲圖像數(shù)據(jù)是同時(shí)獲取 的，而結(jié)構(gòu)的2D融合圖像是實(shí)時(shí)顯示的。所述融合操作可能發(fā)生在計(jì) 算機(jī)內(nèi)，所述計(jì)算機(jī)是x射線系統(tǒng)、超聲系統(tǒng)的一部分或者是具有顯 示器的獨(dú)立單元。當(dāng)前的公開還提供了 一種系統(tǒng)，用于將來自三維(3D)超聲圖像數(shù) 據(jù)的結(jié)構(gòu)的感興趣特征與二維(2D)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行融合。該系統(tǒng)包括， 配置用于提供二維(2D) x射線圖像數(shù)據(jù)的x射線成像系統(tǒng)；配置用于 提供三維(3D)超聲圖像體積數(shù)據(jù)的超聲成像系統(tǒng)；以及可操作地與所 述x射線系統(tǒng)和所述超聲系統(tǒng)進(jìn)行通訊的計(jì)算機(jī)。所述計(jì)算機(jī)配置用 于產(chǎn)生關(guān)于相應(yīng)于所述2D x射線圖像數(shù)據(jù)的感興趣區(qū)域的3D超聲圖 像體積數(shù)據(jù)的2D表示，并且將所述3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)的所述2D表 示與所述2D x射線圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行融合，來繪制所述結(jié)構(gòu)的2D融合圖 <象。顯示器可4喿作地與所述計(jì)算才幾進(jìn)4于通訊，以顯示所述結(jié)構(gòu)的2D融 合圖像。在示例性實(shí)施例中，X射線圖像數(shù)據(jù)和超聲圖像數(shù)據(jù)是同時(shí)獲取的，而結(jié)構(gòu)的2D融合圖像是實(shí)時(shí)顯示的。所述融合操作可能發(fā)生在計(jì) 算機(jī)中，所述計(jì)算機(jī)是x射線系統(tǒng)、超聲系統(tǒng)的一部分或者是具有顯 示器的獨(dú)立單元。根據(jù)后面的詳細(xì)描述、尤其是結(jié)合這里的附圖進(jìn)行回顧，與所公 開系統(tǒng)和方法相關(guān)的附加特征、功能和優(yōu)點(diǎn)將是顯而易見的。


為了幫助本領(lǐng)域技術(shù)人員制造和使用所公開的系統(tǒng)和方法，參考 后面的附圖，其中圖1是當(dāng)前公開的系統(tǒng)的示例性實(shí)施例的示意圖，圖解了可操作 地連接到融合計(jì)算機(jī)的x射線系統(tǒng)和超聲系統(tǒng)，以及顯示器，其用于 顯示關(guān)于躺臥在工作臺(tái)上的患者的解剖結(jié)構(gòu)的融合圖像；圖2是依照當(dāng)前公開的示例性實(shí)施例，對(duì)來自圖1的超聲系統(tǒng)的 3D體積圖像數(shù)據(jù)疊加厚度為"d"的相應(yīng)切片的透視示意圖，以繪制 3D體積圖像數(shù)據(jù)的2D表示，用于覆蓋在相應(yīng)的2Dx射線圖像數(shù)據(jù)上；圖3是產(chǎn)生自圖1中超聲系統(tǒng)的3D體積圖像數(shù)據(jù)的屏幕視圖；圖4是圖3中3D體積圖像數(shù)據(jù)的2D繪制切片的屏幕視圖，其由 依照當(dāng)前公開示例性實(shí)施例的圖1中的融合計(jì)算機(jī)進(jìn)行繪制；以及圖5是Phong光照模型的示意圖。
具體實(shí)施方式
如這里陳述的，當(dāng)前的公開有利地允許和便利于將來自兩種成像 形式(例如x射線和超聲)的圖像進(jìn)行融合，考慮到圖像的特點(diǎn)，從而保持了由X射線圖像(例如，X射線焚光透視法)提供的高分辨率細(xì)節(jié)的可見性。當(dāng)前的7>開可以有利地應(yīng)用在心臟介入過程中的醫(yī)療成<象中， 例如以顯示在單個(gè)屏幕上的融合圖像的方式為醫(yī)師提供有用的信息，該融合圖像的特征在于將3D超聲數(shù)據(jù)的2D投影覆蓋在2D x射線上， 并且可以選擇性地控制以改變所需融合的數(shù)量，這對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人 員來說將是非常清楚的。所公開的系統(tǒng)和方法可以是x射線系統(tǒng)或超 聲系統(tǒng)一部分，或者是自身具有顯示設(shè)備的獨(dú)立系統(tǒng)。參考圖1,示意性地顯示了示例性成像系統(tǒng)100。系統(tǒng)100包括常規(guī)的電視x射線系統(tǒng)102,其可能包括用于觀察由x射線系統(tǒng)102產(chǎn)生 的二維(2D)x射線數(shù)據(jù)的相應(yīng)監(jiān)視器104。 X射線系統(tǒng)102包括x射線 管106和x射線探測(cè)器108, x射線管106和x射線探測(cè)器108通過C 形臂110可操作地連接到x射線系統(tǒng)102。 X射線管106和x射線探測(cè) 器108布置在限定臂110的相對(duì)兩個(gè)末端。X射線管106產(chǎn)生穿過患者 112的x射線(未示出)，該患者112由工作臺(tái)114支撐，由x射線探測(cè) 器108探測(cè)x射線以產(chǎn)生x射線圖像數(shù)據(jù)132用于最終在監(jiān)視器104 上顯示。系統(tǒng)100進(jìn)一步包括常規(guī)的實(shí)時(shí)三維(3D)超聲系統(tǒng)122，其可能包 括相應(yīng)的監(jiān)視器124，用于觀察由超聲系統(tǒng)122產(chǎn)生的3D超聲圖像體 積數(shù)據(jù)134。超聲系統(tǒng)122包括探頭128,配置用于產(chǎn)生相應(yīng)于從患者 112的相應(yīng)體積發(fā)出的聲學(xué)回波的信號(hào)。探頭128布置在患者112的感 興趣體積上，以產(chǎn)生重建的3D數(shù)值陣列，這些數(shù)值代表從患者110的 相應(yīng)體積發(fā)出的聲學(xué)回波的強(qiáng)度，并且產(chǎn)生3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)用于 最終在監(jiān)視器124上顯示?；颊?12由兩種形式同時(shí)進(jìn)行成像，并且來自兩個(gè)系統(tǒng)102、 122 的實(shí)況圖像/體積數(shù)據(jù)被收集在計(jì)算機(jī)130上，計(jì)算機(jī)130融合兩個(gè)數(shù) 據(jù)流132、 134以在監(jiān)視器136上產(chǎn)生一個(gè)組合的2D圖像，監(jiān)視器136 可操作地與計(jì)算機(jī)130進(jìn)行通訊。圖1及其伴隨的描述公開了一種系 統(tǒng)和方法，將3D超聲體積數(shù)據(jù)134與2D x射線圖像數(shù)據(jù)132進(jìn)行融 合。在監(jiān)視器136上映出的最終數(shù)據(jù)是2D融合圖像140。 X射線數(shù)據(jù) 132由吸收數(shù)值組成，表現(xiàn)為灰色的陰影，而超聲體積數(shù)據(jù)134是重建 的3D數(shù)值陣列，這些數(shù)值表示從感興趣體積中每個(gè)位置發(fā)出的聲學(xué)回 波的強(qiáng)度。參見圖2-4,第一步驟包括創(chuàng)建超聲數(shù)據(jù)134的2D表示，目的在 于能夠?qū)⑵渑c2D x射線圖像數(shù)據(jù)132進(jìn)行融合。這通過從體積數(shù)據(jù) 134(圖2)中提取厚度為d的片狀體積144并且在片狀體積144上執(zhí)行 體繪制操作以繪制片狀體積144的2D表示來完成，該2D表示整體上 由146指示。經(jīng)過繪制的片狀體積146對(duì)應(yīng)于2D x射線圖像數(shù)據(jù)132 的一個(gè)圖像平面。圖2說明了上面所述的切片過程。典型的體繪制操作包括最大強(qiáng)度投影，將射線投射穿過片狀體積 1 34并且在相應(yīng)的輸出像素上產(chǎn)生累積的強(qiáng)度。相關(guān)領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)認(rèn)識(shí)到，上面描述的體繪制方法以及其它的體繪制方法是公知的，不屬于當(dāng)前公開的范圍。圖3圖解了在監(jiān)視器124上的3D體積數(shù)據(jù)的圖像，而圖4圖解了和圖3相同的感興趣體積的被繪制2D圖像的圖像，該圖像可能在監(jiān)視器136上觀察。隨后，將超聲繪制的切片體積146繪制到x射線圖像數(shù)據(jù)132的上方。這并非通過簡單的"cookie cut"操作完成，在那樣的情況下x射線圖像的直角區(qū)域?qū)⑼耆：Ｊ褂萌诤霞夹g(shù)將超聲繪制的切片體積146和下面的x射線圖像數(shù)據(jù)132相混合，所述的融合技術(shù)將在下面依照當(dāng)前公開的示例性實(shí)施例更加充分地描述。融合的方法包括alpha融合的形式，但不限于此。位于0和1之間的alpha數(shù)值(a)指定了一個(gè)比率，兩個(gè)重疊的像素以該比率通過下面的等式對(duì)屏幕像素的顏色作出貢獻(xiàn)C0 , &力=a C辟柳+ (7-a」C叫柳在計(jì)算機(jī)圖形學(xué)的普通應(yīng)用中，a 1 pha (a)是常數(shù)或者是(x， y)的函數(shù)。為了當(dāng)前公開的目的，空間相關(guān)性設(shè)定為零。此外在這里描述的方法中，a取決于x射線圖像數(shù)據(jù)132(C，，)以及與繪制后的超聲體14 6 (Cuv，)相關(guān)的數(shù)據(jù)的顏色(0 。因此，a 乂C，織,C叫雄)=A: a ,力ot(t:輝"a(t:叫/^ " e
如上面所陳述的，a(x，y)是常數(shù)值。在示例性實(shí)施例中，a(x，y) 的數(shù)值0. 5，即在x射線圖像數(shù)據(jù)132和與繪制的超聲體積146相關(guān)的 數(shù)據(jù)之間進(jìn)行均等的融合。a(x，y)的數(shù)值可以稍后用于增加x射線圖 像中所檢測(cè)導(dǎo)管頂端(未示出)的與位置相關(guān)的增強(qiáng)。換句話說，a (x, y) 的數(shù)值增大從而當(dāng)在監(jiān)視器136上所觀察的圖像140中檢測(cè)到導(dǎo)管頂 端時(shí)x射線圖像數(shù)據(jù)132將會(huì)在局部上比超聲圖像數(shù)據(jù)占優(yōu)勢(shì)。數(shù)值1 用作融合因數(shù)偏置(factor bias)，醫(yī)師可以控制該因數(shù)偏置以將來自 繪制后的超聲圖像體146的數(shù)據(jù)相對(duì)于x射線圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行淡入和淡 出。l的初始值是l,但其可以在零(O)和正無窮(+oo)之間變化。應(yīng)當(dāng) 指出，如果a由于l的數(shù)值而大于1, ot削減為l。對(duì)于作為C，和CM函數(shù)的a 1 pha (a)的有意義測(cè)量是像素亮度或灰 度值。對(duì)于x射線圖像，由于不存在顏色信息，毫無疑問像素值是 亮度值(例如R、 G和B全部相等)。對(duì)于超聲數(shù)據(jù)，顏色用于改善與x 射線圖像數(shù)據(jù)的視覺對(duì)比。顏色是人為加入到體積繪制過程中的。因而像素的亮度由max(R，G，B)給出。在由圖2的繪制切片體積146表示的體積繪制元數(shù)據(jù)中，像素亮 度由每個(gè)體素反射的光量確定。圖5是Phong光照模型的表示，整體 以160指示，該模型簡單但有效。Phong模型是計(jì)算機(jī)圖形學(xué)中最常見 的光照模型之一。圖5圖解了 Phong光照等式的重要輸入。位于矢量 (V)上方的第一圓點(diǎn)162指示了照像機(jī)位置，第二圓點(diǎn)164指示了光源 位置。矢量(N)表示表面法線。像素亮度通過下面的方式計(jì)算，投射入 射光線(與矢量L對(duì)準(zhǔn)但方向相反)，其按照表面法向(N)進(jìn)行反射，并 且將反射光線矢量(R)和指向觀察者的觀察矢量(V)進(jìn)行點(diǎn)積。由于當(dāng) 法線(N)指向觀察者的方向時(shí)(假設(shè)合理的光線情形，即所討論的表面 點(diǎn)適當(dāng)?shù)貜挠^察者視點(diǎn)進(jìn)行照亮)這個(gè)點(diǎn)積的結(jié)果最大，成像結(jié)構(gòu)的脊 的頂部比表面上的谷更明亮。這對(duì)應(yīng)于3D印象，其由陰影算法例如 Phong光照模型嘗試完成。當(dāng)然，這本身是微不足道的，但當(dāng)聯(lián)系到早 先所描述的基于亮度的融合時(shí)，繪制后的超聲表面的脊覆蓋在x射線 圖像的上方，而"陰影的"谷沒有覆蓋在x射線圖像的上方。這使得 能夠顯示表示例如心肌層或其它解剖特征的輪廓，而未修改的下面的x 射線圖像在繪制后的超聲表面的脊之間完全發(fā)亮。此外，這種控制脊 的硬度的功能可以關(guān)聯(lián)到a(Cj函數(shù)。當(dāng)前的公開可以應(yīng)用在介入過程、尤其是使用x射線熒光透視法 的過程中的醫(yī)療成像系統(tǒng)中。應(yīng)當(dāng)認(rèn)識(shí)到，使用計(jì)算機(jī)130對(duì)x射線 圖像和超聲體積進(jìn)行融合，計(jì)算機(jī)130可以是x射線系統(tǒng)102的一部 分、超聲系統(tǒng)122的一部分或者是自身具有顯示器的獨(dú)立單元，如圖1 所示。當(dāng)前公開的功能應(yīng)用增強(qiáng)了 x射線中具有低對(duì)比度的結(jié)構(gòu)的可見 性，從而幫助介入醫(yī)師確定放置在患者心臟解剖組織中的導(dǎo)管的位置。 這起到縮短電生理學(xué)(EP)過程的作用，在此過程中構(gòu)造心臟的電的路 標(biāo)。使用由超聲體積、例如心肌層提供的背景信息，降低了這個(gè)路標(biāo) 制作過程所需的時(shí)間。因?yàn)檫@個(gè)過程基本上完全在x射線投影的情況 下實(shí)施，過程的縮短降低了患者和醫(yī)師所受的x射線劑量?？傊?，所公開的系統(tǒng)、裝置和方法對(duì)醫(yī)療成像系統(tǒng)的用戶提供了 顯著的益處，尤其是在介入過程中一起使用x射線和超聲圖像的醫(yī)師。 當(dāng)然，所公開的系統(tǒng)、裝置和方法提供了在x射線成像中具有低對(duì)比度的結(jié)構(gòu)的增強(qiáng)可見性，并且在介入過程中幫助確定導(dǎo)管在解剖結(jié)構(gòu)中的定位，以及起到縮短電生理學(xué)(EP)過程的作用，在該電生理學(xué)過 程中構(gòu)造解剖結(jié)構(gòu)(例如心臟)內(nèi)結(jié)構(gòu)的電的路標(biāo)。通過使用由超聲體 積提供的背景信息，例如心臟，合成的2D圖像更加易于由醫(yī)師處理。 而且由于這個(gè)過程基本上完全在x射線投影下實(shí)施，縮短了成像過程， 從而降低了患者和醫(yī)師所受的x射線劑量。尤其是，所公開的系統(tǒng)、 裝置和方法通過將3D超聲數(shù)據(jù)的2D投射覆蓋到2D x射線數(shù)據(jù)上而提 供了增強(qiáng)的可見性。這通過在x射線數(shù)據(jù)或超聲數(shù)據(jù)兩者(或其一)中 對(duì)特征進(jìn)行測(cè)量選擇性地完成。以這種方式，僅超聲數(shù)據(jù)中的感興趣 特征投射到x射線數(shù)據(jù)的頂部，借此在單個(gè)顯示器上有效地利用兩種 信息源。雖然參照示例性實(shí)施例對(duì)當(dāng)前公開的系統(tǒng)、裝置和方法進(jìn)行了描 述，但當(dāng)前的公開不限于這樣的示例性實(shí)施例。而是，這里公開的系 統(tǒng)、裝置和方法在不脫離其實(shí)質(zhì)和范圍的情況下容許各種各樣的修改、 增強(qiáng)和/或變化。因此，當(dāng)前的公開包括以及包含所附權(quán)利要求的范圍 內(nèi)的這樣的修改、增強(qiáng)和/或變化。
權(quán)利要求
1.一種對(duì)結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像的方法，該方法包括獲取二維(2D)x射線圖像數(shù)據(jù)(132)；獲取三維(3D)超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)；產(chǎn)生關(guān)于相應(yīng)于2D x射線圖像數(shù)據(jù)(132)的感興趣區(qū)域的3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)的2D表示；將3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)的2D表示與2D x射線圖像數(shù)據(jù)(132)進(jìn)行融合，以繪制該結(jié)構(gòu)的2D融合圖像(140)；以及顯示該結(jié)構(gòu)的2D融合圖像(140)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中產(chǎn)生3D超聲體積圖像數(shù)據(jù)(1 34) 的2D表示的操作進(jìn)一步包括從相應(yīng)于2Dx射線圖像數(shù)據(jù)(132)的平面表示的體積數(shù)據(jù)中選取 厚度"d"的片狀體積(144);以及在所迷片狀體積(144)上執(zhí)行體積繪制操作。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2的方法，其中體積繪制操作包括最大強(qiáng)度投 影，其投射穿過片狀體積(144)并且在相應(yīng)的輸出像素上產(chǎn)生累積的強(qiáng) 度。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2的方法，其中融合操作包括alpha融合。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4的方法，其中alpha融合包括位于0和1之間的alpha數(shù)值(a)，該數(shù)值指定了一個(gè)比率，兩個(gè)重疊的像素以該比率通過下面的等式對(duì)屏幕像素的顏色作出貢獻(xiàn) Cou,,/jgb &,力=a Cx—gb (^) + 〃-W C叫織(3c,;^ 。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5的方法，其中所述alpha數(shù)值(a)是常數(shù)或者 是(x，y)的函數(shù)，并且空間相關(guān)性設(shè)定為零。
7. 根據(jù)權(quán)利要求6的方法，其中所述alpha數(shù)值(a)依照下面的 等式依賴于x射線圖像數(shù)據(jù)(132)和片狀體積超聲圖像數(shù)據(jù)的相應(yīng)顏色
8. 根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中a(x，y)可以增大以允許x射線 圖像數(shù)據(jù)U32)在局部上比所融合圖像(140)的超聲圖像數(shù)據(jù)(134)占優(yōu)勢(shì)。
9. 根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中數(shù)值l用作融合因數(shù)偏置，以允許所融合圖像(140)的超聲圖像數(shù)據(jù)相對(duì)于下面的x射線圖像數(shù)據(jù)進(jìn) 行淡入和淡出。
10. 根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中a(C'卿)和a(C",)是像素亮度(扮的函數(shù)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求IO的方法，其中對(duì)于體積繪制元數(shù)據(jù)的像素亮 度(扮由每個(gè)體素反射的光量確定并且使用Phong光照模型計(jì)算。
12. 根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中該結(jié)構(gòu)的2D表示作為融合圖像 (140)以實(shí)時(shí)的方式顯示。
13. 根據(jù)權(quán)利要求l的方法，其中所述二維(2D) x射線圖像數(shù)據(jù) (1 32)和三維(3D)超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)是同時(shí)獲取的。
14. 根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中融合操作發(fā)生在計(jì)算機(jī)(130) 中，該計(jì)算機(jī)是x射線系統(tǒng)(102)、超聲系統(tǒng)(122)以及具有顯示器(136) 的獨(dú)立單元其中之一的一部分。
15. —種將來自三維(3D)超聲圖像數(shù)據(jù)(134)的結(jié)構(gòu)的感興趣特 征與二維(2 D)圖像數(shù)據(jù)(1 3 2)進(jìn)行融合的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括x射線成像系統(tǒng)(102),配置用于提供二維(2D) x射線圖像數(shù)據(jù)(132);超聲成像系統(tǒng)U22),配置用于提供三維(3D)超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134);計(jì)算機(jī)(130)，可操作地與所述x射線系統(tǒng)(102)和所述超聲系 統(tǒng)(122)進(jìn)行通訊，所述計(jì)算機(jī)(130)配置用于產(chǎn)生關(guān)于相應(yīng)于所述2D x射線圖像數(shù)據(jù)(1 32)的感興趣區(qū)域的3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)的2D 表示，并且將所述3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)的所述2D表示與所述2D x射線圖像數(shù)據(jù)(132)進(jìn)行融合，以繪制所述結(jié)構(gòu)的2D融合圖像(14 0); 以及顯示器(136)，可操作地與所述計(jì)算才幾(130)進(jìn)4于通訊，所述顯 示器(136)顯示所迷結(jié)構(gòu)的所述2D融合圖像(140)。
16. 根據(jù)權(quán)利要求1的系統(tǒng)，其中所述計(jì)算機(jī)(130)通過以下方式 產(chǎn)生所述3D超聲體積圖像數(shù)據(jù)(134)的2D表示，從相應(yīng)于表示所述2D x射線圖像數(shù)據(jù)(132)的平面的體積數(shù)據(jù)(134)選擇厚度為"d"的片狀 體積(144),并且在所述片狀體積(144)上執(zhí)行體積繪制操作。
17. 根據(jù)權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中融合操作包括alpha融合。
18. 根據(jù)權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中所述2Dx射線圖像數(shù)據(jù)(132) 和3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)是同時(shí)獲取的。
19. 根據(jù)權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中所述結(jié)構(gòu)是由所述x射線和超 聲成像形式兩者同時(shí)成像的，并且所述結(jié)構(gòu)的2D表示以實(shí)時(shí)方式顯示。
20. 根據(jù)權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中所述計(jì)算機(jī)(130)是所述x射 線系統(tǒng)(102)的一部分、所述超聲系統(tǒng)(122)的一部分、或者是具有顯 示器(136)的獨(dú)立單元。
全文摘要
提供了一種使用兩種不同成像形式對(duì)結(jié)構(gòu)同時(shí)進(jìn)行成像并且將圖像融合為單個(gè)融合二維圖像的系統(tǒng)和方法。該系統(tǒng)和方法包括，使用x射線系統(tǒng)(102)獲取二維(2D)x射線圖像數(shù)據(jù)(132)以及使用超聲成像系統(tǒng)(122)獲取三維(3D)超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)。產(chǎn)生關(guān)于相應(yīng)于所述2D x射線圖像數(shù)據(jù)(132)的感興趣區(qū)域的3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)的2D表示。使用計(jì)算機(jī)(130)將所述3D超聲圖像體積數(shù)據(jù)(134)的2D表示與所述2D x射線圖像數(shù)據(jù)(132)進(jìn)行融合，以繪制可以實(shí)時(shí)顯示的所述結(jié)構(gòu)的2D融合圖像(140)。所述計(jì)算機(jī)(130)可以是所述x射線系統(tǒng)(102)的一部分、所述超聲系統(tǒng)(122)的一部分或者是自身具有顯示器(136)的獨(dú)立單元。
文檔編號(hào)G06T11/00GK101243472SQ200680029534
公開日2008年8月13日 申請(qǐng)日期2006年7月12日 優(yōu)先權(quán)日2005年8月9日
發(fā)明者M·特莫爾斯 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司