專利名稱：自動的三維主動脈根測量和建模的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)診斷超聲系統(tǒng)，并且具體而言，涉及利用三維超聲圖像進(jìn)行主動脈根的三維建模和測量的超聲系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
于2010年4月23日提交的國際專利申請No. US2010/32145 (Bianchi等人) 描述了一種自動化超聲成像方法，其用于執(zhí)行解剖結(jié)構(gòu)的虛擬尺寸確定，用以植入假體 (prosthetic)心血管裝置，諸如心臟瓣膜。通過針對假體裝置調(diào)用尺寸確定器的縮放電子圖像來執(zhí)行該方法，所述圖像是用于評估特定尺寸的解剖植入部位所需的裝置尺寸的物理尺寸確定器的圖像。用戶在用于植入物的解剖部位的對應(yīng)縮放的三維超聲圖像中操作這一 “虛擬尺寸確定器”。通過在解剖結(jié)構(gòu)的3D圖像中嘗試不同尺寸的虛擬尺寸確定器，用戶能夠確定用于植入物手術(shù)中的適當(dāng)裝置尺寸。
使用虛擬尺寸確定器對于在一定的預(yù)設(shè)尺寸范圍中制造且與尺寸確定器一起選擇適當(dāng)大小裝置的裝置效果很好。然而，一些能植入裝置是定制內(nèi)置到患者的測量的解剖結(jié)構(gòu)中的。對于這樣的定制裝置，必須首先測量植入物的解剖部位，然后向裝置制造商提供這種數(shù)據(jù)，因此制造商能夠?qū)⒅踩胙b置制造成患者需要的精確尺度。在制造裝置之后，將其提供給外科醫(yī)生進(jìn)行植入手術(shù)，確保提供的裝置是患者需要的尺寸。當(dāng)然希望能夠通過最小侵入性技術(shù)，最優(yōu)選地，通過完全不侵入的技術(shù)，測量植入部位，使得患者僅須經(jīng)歷一次手術(shù)流程，即植入制成的裝置的流程。發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)本發(fā)明的原理，一種超聲系統(tǒng)，包括對心血管系統(tǒng)的不同方面建模的電子圖像數(shù)據(jù)。所述數(shù)據(jù)可以是心臟模型庫的形式，其對心臟的尺寸和形狀及其相關(guān)解剖結(jié)構(gòu)進(jìn)行建模。在本發(fā)明的實(shí)施方式中，所述庫包含由用戶選擇的主動脈根的模型。所述超聲系統(tǒng)產(chǎn)生心臟的流出道的三維圖像，包括主動脈根及其到升主動脈的連接部。主動脈根模型包括主動脈根的內(nèi)部維度的形狀，在構(gòu)造的實(shí)施例中，其是接近主動脈根的關(guān)鍵解剖位置的閉合輪廓截面。3D形狀處理器然后調(diào)節(jié)開始主動脈根模型的參數(shù)以將模型的閉合輪廓形狀，諸如圓形和橢圓形，擬合到3D超聲圖像中主動脈根的內(nèi)部解剖結(jié)構(gòu)。于是針對患者主動脈根的尺度和特性確定所得縮放模型的尺寸和形狀。然后可以向主動脈瓣假體的制造商提供縮放的模型及其尺度，然后制造商可以構(gòu)造患者所需精確尺寸和形狀的置換瓣膜。


在附圖中
圖1是用于三維成像 的車載超聲系統(tǒng)的圖示。
圖2是根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的圖1的3D超聲系統(tǒng)的方框圖。
圖3a示出了主動脈根的二維超聲圖像。
圖3b示出了主動脈根的三維超聲圖像。
圖4示出了主動脈根和升主動脈的一部分的心臟模型。
圖5a示出了用于將主動脈根的心臟模型擬合到三維超聲圖像的主動脈根的尺寸和形狀的自動化技術(shù)。
圖5b示出了用于定位主動脈根的經(jīng)調(diào)節(jié)的模型的中軸的自動化技術(shù)。
圖6a示出了圖4的主動脈根模型，其中，模型的截面一開始表示為橢圓形。
圖6b示出了主動脈根模型，其中，截面是各種閉合輪廓形狀。
圖7示出了經(jīng)調(diào)節(jié)的主動脈根模型不同截面的尺寸測量的直方圖。
圖8示出了用于形成最終調(diào)節(jié)的主動脈根內(nèi)部維度3D模型的截面尺寸測量的空間序列。
圖9示出了根據(jù)本發(fā)明原理構(gòu)造的主動脈根網(wǎng)格模型。
具體實(shí)施方式
首先參考圖1，示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的超聲系統(tǒng)。所述超聲系統(tǒng)包括主機(jī)或底座60，包含用于系統(tǒng)的大部分電子線路。底座60安裝有輪子，以實(shí)現(xiàn)便攜性。在底座 60上安裝圖像顯示器62?？梢詫⒉煌某上裉筋^插入到底座上的三個(gè)連接器64中。在本發(fā)明的實(shí)施方式中，將利用二維陣列換能器執(zhí)行3D成像的矩陣陣列探頭插入到連接器60 中并將其用于采集患者的主動脈根的三維(3D)超聲圖像。也可以使用半侵入式探頭，諸如矩陣TEE探頭。矩陣TEE探頭的優(yōu)點(diǎn)是，可以通過心臟緊后方食道的組織對心臟和主動脈根成像而不會受到從胸廓進(jìn)行透胸廓探頭成像遇到的肋骨干擾。在美國專利6572547(Miller 等人)中描述了矩陣TEE探頭。底座60包括具有鍵盤和控制器的控制面板，由附圖標(biāo)記36 總體上表示，聲譜儀操作員通過它操作超聲系統(tǒng)并輸入關(guān)于患者的信息或正進(jìn)行的檢查的類型。在控制面板36背面是觸摸屏顯示器68，在其上針對特定控制功能顯示可編程的軟鍵。聲譜儀操作員簡單地通過觸摸顯示器上的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，其功能根據(jù)每個(gè)按鈕緊上方觸摸屏上的軟鍵標(biāo)簽變化。
圖2中示出了本發(fā)明的超聲系統(tǒng)的主要元件的方框圖。通過發(fā)射/接收(T/R)開關(guān)12將超聲發(fā)射器10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向被成像體區(qū)域中發(fā)射超聲能量并從區(qū)域之內(nèi)的各結(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)射射束形成器，其控制對施加到換能器陣列元件的信號定時(shí)的延遲定時(shí)，以發(fā)射具有期望的引導(dǎo)方向和焦點(diǎn)的射束。通過適當(dāng)?shù)匮舆t由發(fā)射器10向每個(gè)換能器元件施加的脈沖，發(fā)射器10沿著通過身體體區(qū)域，諸如胸部和心臟的期望的發(fā)射掃描線路徑發(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，由接收器16放大并供應(yīng) 給接收射束形成器20。來自每個(gè)換能器元件的信號被逐一延遲，然后由射束形成器 20求和，以提供波束成形的信號，即沿給定接收掃描線的點(diǎn)反射的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接收信號的延遲以實(shí)現(xiàn)接收射束的引導(dǎo)和動態(tài)聚焦。針對在整個(gè)體區(qū)域之內(nèi)指向的多條掃描線重復(fù)該過程，以提供信號，用于如下所述產(chǎn)生體區(qū)域的一個(gè)或多個(gè)二維和三維圖像。因?yàn)閾Q能器陣列是二維的，可以在方位角和仰角上引導(dǎo)接收掃描線以形成三維掃描模式。射束形成信號可以進(jìn)行信號處理， 例如濾波、多普勒處理和圖像生成器28的圖像處理和緩存，產(chǎn)生最大體區(qū)域的不同體積段或子體積的圖像。從圖像生成器28向顯示器系統(tǒng)30輸出圖像數(shù)據(jù)，從圖像數(shù)據(jù)生成感興趣區(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，這是稱為多平面重建(MPR)的過程。圖像生成器28包括掃描轉(zhuǎn)換器，將來自射束形成器20的扇形掃描信號轉(zhuǎn)換成常規(guī)光柵掃描顯信號。圖像生成器28還包括體積繪制器，以生成體區(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36的用戶輸入和內(nèi)部存儲的數(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，典型地包括微處理器和關(guān)聯(lián)的存儲器。系統(tǒng)控制器對從控制面板 36和觸摸屏顯示器68，通過系統(tǒng)用戶的人工或語音控制接收的信號做出響應(yīng)。
ECG裝置34包括附接至患者的ECG電極。ECG裝置34向系統(tǒng)控制器32供應(yīng)ECG 波形以在心臟檢查期間顯示。也可以在特定檢查中使用ECG信號以將成像與患者的心搏周期同步。例如，可以在心臟收縮處于迫使血液進(jìn)入主動脈中的峰值且主動脈根處在其最大膨脹的大小與形狀時(shí)，在心縮期結(jié)束時(shí)，使用ECG信號采集主動脈根的圖像。
在構(gòu)造的實(shí)施例中，發(fā)射和接收電路的部分位于稱為微射束形成器的集成電路組件中具有二維換能器陣列的探頭中。微射束形成器執(zhí)行探頭內(nèi)部發(fā)射和接收信號的至少部分射束成形，減少將探頭連接到系統(tǒng)底座60的探頭電纜中信號線的數(shù)量。在典型實(shí)施方式中，在系統(tǒng)主機(jī)的射束形成器中進(jìn)行接收射束成形的其余部分，如后續(xù)的圖像處理和顯示那樣。在美國專利5997479 (Savord等人)和美國專利6013032 (Savord)中描述了用于 3D成像的微射束形成器。
圖2的超聲系統(tǒng)包括心臟模型庫52和自動化3D形狀處理器54。庫52中存儲的心臟模型可以包含心臟和心血管系統(tǒng)所選區(qū)域的形狀和/或網(wǎng)格，諸如心臟的心房、心室、 心外膜邊界和心內(nèi)膜邊界形狀。參見美國專利7010164 (Weese等人)和Ecabert等人的文章“Automatic Model-Based Segmentation of the Heart in CT Images，，,發(fā)表于 IEEE Trans. On Med.1maging, vol. 27, No. 9 (2008 的 9 月)，第 1189-1201 頁。根據(jù)本發(fā)明，心臟模型庫52包括如下所述的主動脈根的模型。選擇主動脈根模型并耦合到3D形狀處理器 54，處理器54還從圖像生成器28接收主動脈根的3D超聲圖像。3D形狀處理器然后調(diào)節(jié)主動脈根模型的參數(shù)，以擬合主動脈根的解剖結(jié)構(gòu)，如3D超聲圖像中所示。來自3D形狀處理器的輸出可以是患者主動脈根的一個(gè)或多個(gè)測量值、患者主動脈根的縮放模型或兩者，然后在顯示系統(tǒng)30上顯示。心臟模型庫52和自動化3D形狀處理器54可以包括在用于板上分析的車載超聲系統(tǒng)上，或者可以位于分離的工作站中，工作站接收3D超聲圖像并執(zhí)行測量、分析并顯示遠(yuǎn)程分析設(shè)置中的結(jié)果。
圖3a示出了主動脈根的 二維圖像，包括主動脈瓣42和升主動脈的連接部分。采集主動脈根適于量化和測量的2D圖像可能是困難的。要在主動脈根上進(jìn)行的一組重要測量是主動脈根關(guān)鍵界標(biāo)的直徑。利用圖3a的2D圖像表示四個(gè)這樣的界標(biāo)位置，包括主動脈瓣所附的主動脈環(huán)帶(AAN)、瓦爾薩尼竇(SV)，即主動脈瓣之后的大直徑區(qū)域、孔口縮窄到主動脈一般直徑的竇管結(jié)(SJ)和之后的升主動脈(ΑΑ0)。對于人工瓣膜設(shè)計(jì)而言重要的另一組界標(biāo)是冠狀動脈心門的位置，在46處示出了其一。為了在這些界標(biāo)位置處精確測量主動脈根的直徑，必須讓2D圖像平面精確且連續(xù)通過主動脈根的中間(中央)軸。不可能獲取這樣的2D圖像，因?yàn)橹休S可能不在單個(gè)平面中，但可以隨著主動脈根解剖結(jié)構(gòu)而彎曲。此外， 即使可以獲得這些直徑的精確測量結(jié)果，但它們可能僅在通過被測量管腔的單個(gè)直徑處精確，因?yàn)椴豢赡芗僭O(shè)這些解剖位置的任一個(gè)是圓形的。為瓣膜置換測量主動脈根的2D圖像可能導(dǎo)致植入尺寸不正確的瓣膜，它可能匹配不好、泄露或兩者兼之。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，使用3D超聲圖像測量如圖3b中的3D圖像70所示的主動脈根。3D圖像70不是簡單地顯示通過主動脈根的“切平面”，而是顯示主動脈根、主動脈瓣72、主動脈74和冠狀動脈心門76的形狀的完整圖像。還相對于圖3b的3D圖像表示圖 3a中所示的主動脈瓣的相同界標(biāo)。在通過主動脈根的3D圖像截取截面時(shí)，可以充分觀察并測量界標(biāo)點(diǎn)處管腔的真實(shí)尺寸和形狀。
圖4在沿中軸并根據(jù)本發(fā)明構(gòu)造的縱視圖中示出了主動脈根模型100。這幅視圖中模型100的形狀被視為主動脈根內(nèi)皮內(nèi)層(lining)的理想化形狀。該模型是管腔的內(nèi)部，因?yàn)樗侵踩胛锉热邕m當(dāng)匹配的體積。在這幅視圖中，由圖3a和3b中所示的相同界標(biāo)區(qū)域注釋模型，即主動脈環(huán)帶(AAN)、瓦爾薩尼竇SV、竇腔結(jié)STJ和頂端附近的升主動脈 (AAo)。這種模型100在將模型擬合到3D超聲圖像中患者的主動脈根解剖結(jié)構(gòu)之前呈現(xiàn)為起始形狀。在這種3D模型的第三維中，截面區(qū)域102開始作為圖6a所示的橢圓形，但可以擴(kuò)展到其他形狀和不規(guī)則平面輪廓線，如下文更充分論述的那樣。
已知有各種技術(shù)用于將諸如主動脈根模型100的輪廓模型擬合到解剖學(xué)圖像中的邊界。參見上述Weese等人的專利。還參見于2010年6月18日提交的題為 “Establishing A Contour of A Structure Based On Image Information，，的國際專利申請No.1B2010/052756 (Peters等人)。圖5a和5b中示出了用于將模型100擬合到超聲圖像中主動脈根內(nèi)皮內(nèi)層并在經(jīng)調(diào)節(jié)和對準(zhǔn)的模型中定位中軸的技術(shù)。圖5a示出了通過3D 超聲圖像截取的主動脈根內(nèi)皮內(nèi)層110的截面切片視圖，可以通過沿選定平面對3D數(shù)據(jù)集進(jìn)行MPR重建來形成。如上所述，模型100的截面可以是圓形、橢圓形、不規(guī)則或其他閉合輪廓形狀 。圖5a中示出了 MPR視圖層次的模型100的橢圓形截面112。在搜索內(nèi)皮內(nèi)層時(shí)，通過在與橢圓形表面正交的方向上移動橢圓形來調(diào)節(jié)橢圓形112，可以由邊界處圖像數(shù)據(jù)中的梯度識別該方向。在圖5a的范例中，內(nèi)皮邊界在橢圓形的頂部和底部處于橢圓形外部，因此從這些區(qū)域中的橢圓形112向外搜索梯度將向外移動橢圓形的這些區(qū)域以匹配內(nèi)皮邊界110。在左側(cè)和右側(cè)，看出橢圓形在內(nèi)皮邊界112外部，因此在這些區(qū)域中從橢圓形 112的開始位置向內(nèi)搜索將在從橢圓形開始位置向內(nèi)的位置定位圖像數(shù)據(jù)中的邊界梯度。 圖5a中的小箭頭表示對梯度的搜索將從模型的初始橢圓形開始找到主動脈根壁的正交方向。
利用在與3D圖像數(shù)據(jù)中看到的主動脈根形狀對準(zhǔn)的模型的不同層次的橢圓形或其他閉合輪廓形狀，可以定位調(diào)節(jié)的模型的中軸，如圖5b中所示。這幅圖示出了找到調(diào)節(jié)模型中心軸的多邊形擬合方法。這是一個(gè)數(shù)學(xué)過程，其中將圓形或多邊形定位在主動脈根形狀110內(nèi)部，或者優(yōu)選地定位在模型的共對準(zhǔn)截面中。圖5b的范例中每個(gè)圓形都與內(nèi)皮內(nèi)層或調(diào)節(jié)的模型相切，其直徑是使圓形/多邊形完全保持在管腔之內(nèi)的最大值。多個(gè)這樣的圓形/多邊形位于解剖結(jié)構(gòu)110或調(diào)節(jié)的模型112’的內(nèi)部邊界附近。在這幅圖中，圓形的尺寸與用于清楚例示的尺寸不同(更小)。通過這種方式定位于管腔中的每個(gè)圓形/多邊形具有其自己由“ + ”符號表示的中心。在對“ + ”符號的位置求平均時(shí)，它們產(chǎn)生如圖中小實(shí)心圓形表示的標(biāo)稱中心。將小實(shí)心圓形所示的標(biāo)稱中心位置作為這個(gè)截面的平面中中軸的位置，針對通過主動脈根或模型100的多個(gè)不同截面層次確定的這種標(biāo)稱中心的序列將表示通過調(diào)節(jié)模型的中軸路徑。
圖6a針對沿模型的中軸130定位的圖4中所示的四個(gè)界標(biāo)層次，示出了主動脈根模型100的四個(gè)橢圓形截面122、124、126和128。如前所述，其他閉合輪廓形狀，甚至不規(guī)則形狀能夠充當(dāng)主動脈根模型的截面區(qū)域形狀。例如，模型100’圖6b使用小橢圓形122’ 和長徑更長的更大橢圓形124’作為分別用于AAN和SV的截面形狀。在STJ和AAoJfW 標(biāo)圓形126’和128’用作截面形狀。也可以使用其他閉合輪廓。在具有圖6a所示橢圓形截面的模型中，每個(gè)橢圓形都具有作為從中軸向外的徑向(radial)方向的函數(shù)的特定半徑值，如每個(gè)橢圓形上的箭頭所示。在調(diào)節(jié)橢圓形以擬合主動脈根的解剖結(jié)構(gòu)之后，每個(gè)半徑表示在其徑向方向上到主動脈根的距離?？梢詼y量、統(tǒng)計(jì)這些半徑，并在直方圖140中顯示結(jié)果，如圖7所示。直方圖140被分成四個(gè)容器，每個(gè)針對不同橢圓形的半徑。第一容器 142是橢圓形128的半徑，等等。對于在與解剖結(jié)構(gòu)對準(zhǔn)之前完美的橢圓形模型100，容器中半徑數(shù)目的分布將產(chǎn)生如圖7所示的直方圖。直方圖每段的峰值都示出了橢圓形的最大半徑，這與其最長直徑一致。可以看出直方圖140的每個(gè)相繼峰都在與該層次橢圓形尺寸對應(yīng)的層次。在已經(jīng)調(diào)節(jié)每個(gè)橢圓形以與主動脈根的解剖邊界對準(zhǔn)之后，可以從模型100 產(chǎn)生相同的直方圖。然后，直方圖140將顯示出在主動脈根四個(gè)界標(biāo)位置處半徑的峰值和分布，并且是能夠用于生產(chǎn)假體術(shù)主動脈瓣的數(shù)據(jù)，假體主動脈瓣的尺寸針對特定患者加以定制。
可以在圖4所示四個(gè)界標(biāo)層次之外重復(fù)這一過程。可以針對在沿中軸密集分布層次的其他閉合輪廓截面重復(fù)3D超聲圖像中所示的模型100到解剖結(jié)構(gòu)的擬合，沿中軸產(chǎn)生密集分布的經(jīng)調(diào)節(jié)的閉合輪廓的測量。在圖8中，每條線代表針對四個(gè)界標(biāo)層次122’、 124’、126’和128’的調(diào)劑閉合輪廓的徑向測量，在這幅圖中被示為個(gè)體線條，沿著中軸在中間層次上從其他調(diào)節(jié)的閉合輪廓與數(shù)值交替。盡管圖8示出了在主動脈根十七個(gè)層次的調(diào)節(jié)形狀，但可以針對數(shù)百密集分布的層次重復(fù)該過程。在連接處于其相應(yīng)徑向方向的徑向箭頭尖端時(shí)，它們界定主動脈根內(nèi)部邊界的表面，從而形成圖9所示主動脈根內(nèi)壁的三維網(wǎng)格模型160，圖9還示出了主動脈瓣小葉?？梢栽诔曄到y(tǒng)的輸出部56以打印輸出或電子數(shù)據(jù)文件的形式提供這種三維網(wǎng)格模型及其測量，包括標(biāo)記冠狀動脈心門位置的標(biāo)簽，供假體主動脈瓣的制造商制造針對特定患者精確確定尺寸的定制設(shè)計(jì)的瓣膜置換物。
由于矩陣陣列探頭能夠在心臟周期跨度上產(chǎn)生3D圖像的幀頻下產(chǎn)生主動脈根區(qū)域的3D圖像，所以可以用心臟周期很多不同階段的3D圖像進(jìn)行模型擬合?？梢灾貜?fù)以上流程以在心臟周期的每個(gè)被成像階段將主動脈根模型擬合到3D超聲圖像，由此產(chǎn)生模型圖像的序列，模型圖像對心臟運(yùn)動每個(gè)階段的管腔大小與形狀和冠狀動脈心門位置建模。可以向人工瓣膜設(shè)計(jì)者提供被擬合模型的這個(gè)序列以確保人工瓣膜在心臟運(yùn) 動的整個(gè)周期上正確擬合且工作。可以在3D運(yùn)動視差圖示中按照階段序列重放3D模型圖像，使得設(shè)計(jì)者能夠觀察和評估心臟周期期間管腔和心門的運(yùn)動和變化形狀，并用于確保制造精確擬合的人工瓣膜。
權(quán)利要求
1.一種用于規(guī)劃在主動脈根中利用能植入裝置的手術(shù)流程的超聲系統(tǒng)，包括適于掃描包括主動脈根的體區(qū)域的超聲探頭；耦合到所述超聲探頭并且適于產(chǎn)生所述主動脈根的三維超聲圖像的圖像生成器； 以電子方式存儲在所述超聲系統(tǒng)上的能夠由用戶選擇的主動脈根的三維解剖模型；3D形狀處理器，其對所述主動脈根的三維超聲圖像和所述解剖模型做出響應(yīng)，適于調(diào)節(jié)所述解剖模型的形狀以在三維圖像中擬合所述主動脈根，所述處理器還產(chǎn)生經(jīng)調(diào)節(jié)的解剖模型的測量；顯示器，其對所述圖像生成器和所述3D形狀處理器做出響應(yīng)，用于產(chǎn)生所述主動脈根的所述三維超聲圖像；以及輸出部，在所述輸出部處提供所述經(jīng)調(diào)節(jié)的解剖模型或所述測量中的至少一個(gè)的數(shù)據(jù)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述三維解剖模型呈現(xiàn)為閉合輪廓截面。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述3D形狀處理器還適于將所述解剖模型的所述閉合輪廓截面擬合到所述三維超聲圖像的解剖結(jié)構(gòu)的形狀。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述3D形狀處理器還適于對經(jīng)擬合的所述解剖模型的閉合輪廓截面進(jìn)行測量。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述閉合輪廓為圓形或橢圓形或兩者，并且所述測量是徑向測量。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述3D形狀處理器還適于定位經(jīng)擬合的解剖模型的中軸。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述3D形狀處理器還適于從所述解剖模型的中軸到邊界進(jìn)行徑向測量。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述3D形狀處理器還適于產(chǎn)生所述徑向測量的分布的度量。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述徑向測量的分布的度量為直方圖的形式。
10.根據(jù)權(quán)利要求7所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述3D形狀處理器還適于從所述徑向測量識別三維表面。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述三維表面還包括所述三維超聲圖像的所述主動脈根的網(wǎng)格模型。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述三維解剖模型存儲在與所述超聲探頭和所述圖像生成器分離的工作站上，并且所述3D形狀處理器位于所述工作站上。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲系統(tǒng)，其中，利用在所述輸出處提供的所述數(shù)據(jù)生產(chǎn)假體主動脈瓣置換物。
14.根據(jù)權(quán)利要求2所述的超聲系統(tǒng)，其中，所述三維解剖模型在與主動脈根的解剖學(xué)界標(biāo)對應(yīng)的位置處沿中軸呈現(xiàn)多個(gè)橢圓形截面。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的超聲系統(tǒng)，其中，將與主動脈根的解剖學(xué)界標(biāo)對應(yīng)的橢圓形截面擬合到所述主動脈根的所述三維超聲圖像中的內(nèi)皮內(nèi)層。
全文摘要
一種用于規(guī)劃假體主動脈瓣的手術(shù)植入的超聲系統(tǒng)產(chǎn)生患者主動脈根區(qū)域的三維圖像。訪問主動脈根的電子模型并將其擬合到三維超聲圖像中的主動脈根。優(yōu)選地，主動脈根模型呈現(xiàn)為擬合到超聲圖像中主動脈根內(nèi)皮內(nèi)層的閉合輪廓截面。識別擬合模型的中軸并從醫(yī)學(xué)軸到擬合模型的邊界測量半徑。連接半徑以識別擬合到患者主動脈根解剖結(jié)構(gòu)的表面形成網(wǎng)格模型。擬合的模型的形狀和尺度可用于制造用于主動脈瓣置換的定制人工瓣膜。
文檔編號G06T7/00GK103068318SQ201180040690
公開日2013年4月24日 申請日期2011年8月24日 優(yōu)先權(quán)日2010年8月26日
發(fā)明者L·G·扎戈?duì)栔x夫, M·卡迪納爾, S·H·塞特爾邁爾, K·C·匡, S·莫盧斯, J·威斯, I·薩爾戈 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司