CN102438551A - 可植入医疗装置的超声规划和引导 - Google Patents

可植入医疗装置的超声规划和引导 Download PDF

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Abstract

一种用于规划可植入装置的手术植入的超声系统产生手术植入部位的二维或三维超声图像。针对可植入装置的尺寸确定器的图像包括根据超声图像中解剖结构的比例尺而缩放的虚拟尺寸确定器。用户在显示器上相对于超声图像中的解剖结构操纵虚拟尺寸确定器以确定虚拟尺寸确定器，从而其对应的可植入装置是否配合患者的解剖结构。代替解剖学超声图像，可以从超声图像数据产生解剖结构的模型并用于确定尺寸。在利用3D超声图像确定尺寸时，可以通过共同旋转和倾斜两幅图像来研究虚拟尺寸确定器和解剖结构的配合情况。可以利用高亮度来显示虚拟尺寸确定器和解剖结构配合中的不精确。

Description

可植入医疗装置的超声规划和引导
本发明涉及医疗诊断超声系统，具体而言，涉及进行医疗装置，例如修复性心脏瓣膜的三维图像引导的放置的超声系统。
对于诸如修复性心脏瓣膜的可植入医疗装置的植入，有两项重要的活动。首先是规划阶段，其中临床医生确定将正确配合在解剖学植入部位的可植入装置的尺寸或物理构造。例如，心脏瓣膜不能比其要植入的血管或器官部位更大。第二项活动是在手术程序中实际植入装置，期间将可植入装置适当地定位在植入部位。在很多情况下，例如，在缝合或以其他方式附着于身体之前，必须与血管壁或环带完全对准地对称定位装置。过去，这两项活动常常都是在手术程序自身期间进行的。在临床医生通过手术进入植入物部位之后，临床医生将使用制造商与植入装置一起提供的一个或多个尺寸确定器。尺寸确定器一般被制造成尼龙或塑料环、棒或其他形状，具有与可植入装置的临界尺寸配合的一个或多个临界尺寸。心脏瓣膜制造商，例如Medtronic，Edwards Lifesciences和St.Jude Medical随其其心脏瓣膜一起提供了尺寸确定器。由于主动脉心脏瓣膜必须要和主动脉根的内径尺寸相同且必须坐靠在身体主动脉瓣的环带上，所以尺寸确定器将呈现为心脏瓣膜尺寸和形状的环状模板。环状模板被附着于小把手上，临床医生使用该把手相对于患者的主动脉根和瓣膜固定环状模板。然后临床医生能够确定具有尺寸确定器尺度的心脏瓣膜是否对于患者是适当配合的。如果不是，临床医生将尝试另一尺寸确定器，直到找到模板尺度适当配合患者解剖结构的一个为止。然后临床医生将植入适当尺寸的心脏瓣膜。
这项重要的规划程序是在手术程序自身期间，在对患者和外科医生而言最紧要的时候进行的。如果能够在进入手术室之前确定植入物的尺寸，那将是非常希望的。如果尺寸确定能够作为手术前程序而完成，就能够仔细地完成而不会有伴随手术过程的焦虑。可以事先获得适当尺寸的植入物，从而为手术准备好，在手术间中仅有适当尺寸的植入物。此外，如果植入程序不是开放心脏手术，而是微创手术，那么不会用手术打开心脏和血管，它们无法用于确定尺寸。因此希望能够无需物理接近植入物部位就确定植入装置的尺寸。
根据本发明的原理，超声系统包括可植入装置尺寸确定器的电子图像数据，虚拟尺寸确定器。利用2D或3D超声成像采集要植入装置的身体部位的超声图像。将虚拟尺寸确定器图像的比例尺匹配到超声图像中解剖结构的比例尺，使得解剖结构和虚拟尺寸确定器都呈现出共同比例尺。然后参照超声图像操纵虚拟尺寸确定器以确定虚拟尺寸确定器是否与超声图像中的解剖结构配合，为手术程序提供适当植入物尺寸的指示。超声图像可以是静态图像、图像的存储循环或实况图像。临床医生例如可以从心脏图像的序列(循环)选择心脏特定时相的图像，以酌情参照心舒期或心缩期中心脏的比例尺进行尺寸确定。在使用心脏的三维图像时，能够在三维空间中操纵三维虚拟尺寸确定器图像，就像临床医生在手术程序中做的那样，允许评估植入物尺寸、取向和其他血管的可能闭塞。可以参照植入部位的实际解剖学超声图像或参照从超声图像数据产生的解剖模型进行尺寸确定。
在附图中：
图1是车载超声系统的图示；
图2是图1超声系统的一些子系统的方框图；
图3是本发明超声系统中3D波束形成的方框图；
图4a、4b和5图示了超声图像中解剖学边界的自动边界检测；
图6图示了尺寸确定器及其相应确定尺寸的瓣环成形术环的3D图像；
图7a-7c图示了参照身体解剖结构模型操纵尺寸确定器的2D图像；
图8a-8e图示了用于植入的主动脉瓣的尺寸确定和手术前部署规划；
图9a-9b图示了参照3D图像数据集的2D MPR切片确定尺寸；
图10a-10c图示了以利用3D图像操纵的3D尺寸确定器确定尺寸；
图11图示了使用3D超声成像引导植入程序；
图12图示了使用3D和MPR超声成像引导植入程序。
首先参考图1，示出了根据本发明的原理构建的超声系统。该超声系统包括主机或机架60，其包含用于系统的大部分电子线路。机架60安装了轮子，便于移动。机架60上安装了图像显示器62。可以将不同的成像探头插入机架上的三个连接器64中。在本发明的实施中，使用矩阵TEE探头，其从位于食道或胃内部的胃窥器尖端的二维阵列换能器执行3D成像。在美国专利6572547(Miller等人)中描述了适当的矩阵TEE探头。机架60包括具有键盘和控制器的控制面板，总体上由附图标记66表示，声谱仪操作员通过它操作超声系统并输入关于患者的信息或关于正在进行的检查类型的信息。在控制面板66的后方是触摸屏显示器68，其上显示可编程的软键，用于具体的控制功能。声谱仪操作员简单地通过触摸显示器上软键的图像来选择触摸屏显示器18上的软键。在触摸屏显示器的底部是一排按钮，其功能随着每个按钮紧上方触摸屏上的软键标记而改变。
图2中示出了本发明超声系统主要元件的方框图。超声发射器10通过发射/接收(T/R)开关12耦合到探头的换能器阵列14。换能器阵列14是用于执行三维扫描的换能器元件的二维阵列(矩阵阵列)。换能器阵列14向被成像的体积区域中发射超声能量并从区域之内的各种结构和器官接收反射的超声能量或回波。发射器10包括发射波束形成器，其控制延迟定时，通过其确定向换能器阵列的元件施加信号的时间，以发射期望引导方向和焦点的波束。通过适当延迟发射器10施加于每个换能器元件的脉冲，发射器10沿着期望的发射扫描线发射聚焦的超声波束。换能器阵列14通过T/R开关12耦合到超声接收器16。从体积区域之内的点反射的超声能量在不同时间被换能器元件接收。换能器元件将接收的超声能量转换成接收的电信号，电信号由接收器16放大并供应给接收波束形成器20。逐个延迟来自每个换能器元件的信号，然后由波束形成器20汇总以提供经波束形成的信号，该信号是沿给定接收扫描线上的点的反射超声能量水平的表示。如现有技术中已知的，可以在接收超声能量期间改变施加到所接收信号的延迟以实现动态聚焦。针对整个体积区域中指向的多条扫描线重复该过程以提供如下所述用于生成体积区域的一个或多个图像的信号。因为换能器阵列是二维的，可以沿方位角和高度引导接收扫描线以形成三维扫描图案。经波束形成的信号可以经受信号处理，例如滤波、多普勒数据处理和图像处理以及图像发生器30进行的缓冲，图像发生器30产生最大体积区域不同体积段或子体积的图像。从图像发生器30向显示系统28输出图像数据，显示系统从图像数据产生感兴趣区域的三维图像，以在图像显示器62上显示。显示系统也可以从三维图像数据构造该区域的一个或多个2D图像平面，即称为多平面重建(MPR)的过程。如下文所述，在本发明的一种实施方式中使用了多个不同2D图像，例如三个相互正交的图像平面。图像发生器30包括扫描变换器，将来自波束形成器20的扇形扫描信号变换成常规的光栅扫描显示信号。图像发生器30还包括体积绘制器(renderer)，以产生体积区域中被成像解剖结构的三维图像。系统控制器32响应于来自用户控制器66的输入和内部存储的数据提供系统的全面控制。系统控制器32执行定时和控制功能，通常包括微处理器和相关联的存储器。系统控制器对通过系统用户的人工或语音控制从控制面板66和触摸屏显示器68接收的信号做出响应。
ECG装置34包括附着于患者的ECG电极。ECG装置34向系统控制器32提供ECG波形以在心脏检查期间加以显示。也可以在特定检查期间使用ECG信号以将成像与患者的心动周期同步。
图3是利用用于3D成像的矩阵阵列操作时超声系统的更详细方框图。图1的二维换能器阵列14的元件被分成连接到M个组内发射处理器的M个发射子阵列30A和连接到N个组内接收处理器的N个接收子阵列30B。具体而言，发射子阵列311，312，…，31M分别连接到组内发射处理器381，382，…，38M，它们又连接到发射波束形成器40的通道411，412，…，41M。接收子阵列421，422，…，42N分别连接到组内接收处理器441，442，…，44N，它们又连接到接收波束形成器20的处理通道481，482，…，48N。每个组内发射处理器38i包括一个或多个提供发射波形的数字波形发生器以及放大发射脉冲以激励所连接的换能器元件的一个或多个分压器。或者，每个组内发射处理器38i包括从常规发射波束形成器接收信号的可编程延迟线。例如，可以将来自发射器10的发射输出连接到组内发射处理器而非换能器元件。每个组内接收处理器44i可以包括求和延迟线或连接到求和元件(求和点)的几个可编程延迟元件。每个组内接收处理器44i延迟各换能器信号，增加延迟的信号并向接收波束形成器20的一个通道48i提供求和信号。或者，一个组内接收处理器向并行的接收波束形成器的几个处理通道48i提供求和的信号。构造平行的接收波束形成器以同时合成几个接收波束(多线)。每个组内接收处理器44i还可以包括若干求和延迟线(或可编程延迟元件组，每组都连接到求和点)，用于同时从若干点接收信号。系统控制器32包括微处理器和相关联的存储器，被设计成控制超声系统的操作。系统控制器32经由总线53向发射波束形成器通道提供延迟命令，还经由总线54向组内发射处理器提供延迟命令。延迟数据引导并聚焦在楔形发射图案、平行四边形发射图案或包括三维发射图案的其他图案的发射扫描线上生成的发射波束。系统控制器32还经由总线55向接收波束形成器通道提供延迟命令，经由总线56向组内接收处理器提供延迟命令。施加的相对延迟控制合成的接收波束的引导和聚焦。每个接收波束形成器通道48i包括根据接收信号深度控制增益的可变增益放大器以及延迟声学数据以实现合成波束的波束引导和动态聚焦的延迟元件。求和元件50从波束形成器通道481，482，…，48N接收输出并增加输出以向图像发生器30提供所得的波束形成器信号。波束形成器信号代表沿接收扫描线合成的接收超声波束。图像发生器30构造由扇形图案、平行四边形图案或包括三维图案的其他图案上合成的多个往返波束探查的区域的图像。例如，如在美国专利No.4140022(Maslak)；5469851(Hancock)或5345426(Lipschutz)中所述，发射和接收波束形成器都可以是模拟或数字波束形成器，通过引用将所有专利并入本文。
系统控制器通过在发射波束形成器通道41i中使用“粗略”延迟值，在组内发射处理器38i中使用“精细”延迟值来控制换能器元件的定时。有几种方式为换能器元件生成发射脉冲。发射器10中的脉冲发生器可以向移位寄存器提供脉冲延迟信号，移位寄存器向发射子阵列30A提供几个延迟值。发射子阵列提供高压脉冲，用于驱动发射换能器元件。或者，脉冲发生器可以向连接到发射子阵列的延迟线提供脉冲延迟信号。延迟线向发射子阵列提供延迟值，发射子阵列提供高压脉冲，用于驱动发射换能器元件。在另一实施例中，发射器可以向发射子阵列30A提供成形的波形信号。可以在美国专利6126602(Savord等人)中找到关于图3的发射和接收电路的更多细节。
图4a图示了心脏的2D超声图像18。为了例示清楚，这幅超声图像被示为与超声图像正常外观黑/白反转。在本范例中，换能器阵列14与图像顶部心脏的顶点相对。可以看出心脏的隔膜壁22延伸通过图像的中心。方框24标识二尖瓣与心脏隔膜壁相交的位置。如图4b所示，可以由观察图像的临床医生人工指示这个交点26。在图4b中，绘示方框34以标识二尖瓣与图像中心脏另一侧相交的位置。可以类似地人工指示这个交点。还有自动化和半自动化技术在超声图像中描绘心脏的特征，例如二尖瓣平面和心肌层的心内膜和心外膜边界。例如，在美国专利6491636(Chenal等人)中描述了自动化技术，例如，在美国专利公开2005/0075567(Skyba等人)中描述了半自动方法。在本发明的实施方式中可以由显示系统28采用这些技术。图5示出了一超声图像，其中使用Chenal等人的自动化技术跟踪左心室的边界并绘制通过二尖瓣平面的线。
不过，指示二维图像中的二尖瓣平面或二尖瓣与其环带相交的两点的线不足以精确地配合或定位二尖瓣修补物。这是因为仅示出了通过瓣膜的单个平面。即使是采集通过二尖瓣的两个正交平面的双平面成像也将仅指示二尖瓣环带的四个点。不能假设二尖瓣环带处在单个平面中或由四个点精确地表示，因为环带在高度上可能是起伏的和弯曲的。三维超声图像能够采集二尖瓣及其环带的完整三维数据集，将完整且精确地绘示环带。于是能够根据本发明使用3D超声图像数据集以产生植入部位的三维图像、植入部位的图形模型，例如线框模型，或一个或多个选定二维MPR图像，其可用于在瓣膜替换手术之前估量诸如心脏瓣膜的修补物的配合度。
图6图示了二尖瓣环带尺寸确定器70的图像。尺寸确定器70具有把手72和把手末端的尺寸确定模板74。尺寸确定器之下是二尖瓣瓣环成形术环。模板74的尺寸和形状是对应尺寸和形状的修复性二尖瓣和环所需的。在手术期间，外科医生将具有各种不同尺寸的尺寸确定器70以配合患者的解剖结构。通常参照患者的二尖瓣环带尝试不同的尺寸确定器，外科医生能够估量适当尺寸的二尖瓣和环以用于替换患者的二尖瓣。
希望能够在手术之前获得这种尺寸信息，因此可以事先进行尺寸确定程序，适当的二尖瓣或环在手术程序之前就准备好。根据本发明，尺寸确定器模板74的数字数据集存储在尺寸确定器CAD图像数据文件52中并用于显示虚拟尺寸确定器，可以利用二尖瓣环带的超声显影图像操纵虚拟尺寸确定器以在手术前确定尺寸。尺寸确定器通常是利用计算机辅助设计(CAD)程序制造的，其产生尺寸确定器模板的尺寸和形状的数字数据集。数字数据一般将定义可用于显示虚拟尺寸确定器的尺寸确定器的二维或三维图像。参照患者解剖结构的超声显影图像操纵尺寸确定器模板的这种CAD文件图像。这可以是实际超声图像或从超声图像数据产生的模型和/或被跟踪的边界数据，例如美国专利6106466(Sheehan等人)中描述的线框架模型。图7a示出了从二尖瓣尺寸确定器的CAD数据产生的二尖瓣模板的虚拟尺寸确定器74′，其已经被输送到超声系统并存储在尺寸确定器图像数据文件52中。虚拟尺寸确定器周围是二尖瓣环带的线框架模型。线框模型是从包括二尖瓣的心脏的3D数据集产生的，然后如上所述由边界检测刻画二尖瓣环带。临床医生然后操纵系统控制板上的用户控制器，例如跟踪球和操纵杆，以移动虚拟尺寸确定器74′，与二尖瓣环带的模型80对准。不过，在这样做之前，必须转换这两幅图像，如有必要，转换到共同比例尺。如图5所示，通常以厘米增量刻画超声图像，如心脏图像右侧的厘米比例尺所示。于是，可以将数据集之一(尺寸确定器数据或图像数据)缩放到另一个，使得二尖瓣环带的一厘米和虚拟尺寸确定器的一厘米都在同一比例尺中刻画。在图2的实施方式中，由尺寸确定器定标器54执行这种共同缩放，该定标器对来自图像发生器30的超声图像和尺寸确定器图像数据的比例尺做出响应以对应地缩放尺寸确定器图像。这样对准比例尺之后，临床医生就能够精确地估量虚拟尺寸确定器和环带的配合情况。如果特定的尺寸确定器尺寸不对，如图7a所示，其中虚拟尺寸确定器过小，临床医生能够将来自文件52的CAD数据和图像用于下一尺寸的虚拟尺寸确定器并估量更大尺寸确定器的配合情况。或者，能够将原始尺寸确定器的数据集重新缩放到不同尺寸的虚拟尺寸确定器。使用不同的虚拟尺寸确定器，直到临床医生找到与二尖瓣环带尺寸匹配的一个为止，那时临床医生就知道了用于手术程序的适当的二尖瓣和环。
根据本发明的另一方面，超声系统指示尺寸与形状的未对准。在图7b中，虚拟尺寸确定器74′过小，在虚拟尺寸确定器74′和二尖瓣环带80之间留下空间82。超声系统的显示系统28通过利用特殊的颜色，例如黄色填充这个空间82来突出显示空间82。利用该颜色填充线框模型80之内的显示中虚拟尺寸确定器74′未使用的像素。在虚拟尺寸确定器完全填充环带时，在虚拟尺寸确定器74′和环带80之间没有明显的黄色像素。
类似地，如果虚拟尺寸确定器74′过大，它将与环带80重叠，如图7c中的84所示。用红色突出显示这种重叠区，其中两个对象的像素设法占据显示屏上的相同像素。于是，红色告诉临床医生在解剖结构和虚拟尺寸确定器之间有冲突(interference)，必须使用更小的或不同形状的虚拟尺寸确定器。同时，如果需要的话，可以用其他颜色(例如黄色)填充虚拟尺寸确定器74′和环带80之间的空间82。当图像显示器中没有明显的颜色时，则已获得了很好的配合。
在图5的超声图像底部是ECG装置34产生的ECG迹线并与图像一起显示。具有垂直向上指角部的三角形表示采集图5的超声图像所在的心脏周期时相。由于心脏一直在跳动，从而一直在改变形状并在一定程度上改变尺寸，所以临床医生能够使用ECG信息在最适于确定植入物尺寸的心脏周期时相获得超声图像。
图8a-8e图示了尺寸确定过程。在图8a中，在超声显示器上示出了主动脉的横截面(2D)图像180。图示的图像示出了主动脉相对侧上的血管壁182和184，冠状动脉188和主动脉瓣186。在这个程序中，要用植入瓣膜取代主动脉瓣。显示屏上主动脉和主动脉瓣下方显示的是针对主动脉瓣的三个对应缩放的虚拟尺寸确定器，即针对三个不同尺寸瓣膜替换的小尺寸确定器192、中尺寸确定器194和大尺寸确定器196。
在图8b中，临床医生在小虚拟尺寸确定器192上点击并将其拖入要被替换的主动脉瓣186位置处的主动脉180中。如显示器所示，这个瓣膜尺寸过小，将不足以替换主动脉瓣186。
在图8c中，在显示屏上的主动脉180和主动脉瓣186中尝试另一个虚拟尺寸确定器198。可以看到这个虚拟尺寸确定器具有正确的直径，能够配合到主动脉瓣186的环带。不过，这个特定瓣膜替换太长，因为看到其妨碍了冠状动脉188。
在图8d中，临床医生正在向着显示屏上的主动脉180和主动脉瓣186操纵中等尺寸的虚拟尺寸确定器194。图8e图示了临床医生将虚拟尺寸确定器194拖入主动脉和瓣膜中其期望位置时的显示屏。可以看到该尺寸确定器恰好配合在瓣膜环带中并且不阻塞冠状动脉。这种尺寸确定指示应当为这一瓣膜替换程序使用与虚拟尺寸确定器194对应的替换瓣膜，而且这是在手术前的预先规划阶段中进行的。
在使用矩阵阵列探头采集超声图像时，能够采集包括手术部位的体积的三维数据集。然后可以通过MPR图像重建获得的体积任何平面形成平面图像切片。于是能够选择要附着可植入装置的解剖结构的2D图像。如果该解剖结构是非平面的且起伏不平的，可以合成若干空间上相继的MPR切片并共同显示为厚切片图像，如国际专利申请公开WO 2008/126015(Thiele等人)中所述。图9a和9b中图示了一个这样的MPR图像或重建的解剖模型160。在图9a中，将虚拟尺寸确定器170配合到MPR图像或模型160的解剖结构，看到配合适当。在图9b中，看到另一个虚拟尺寸确定器172对于解剖开口160而言过大。
尽管图7a-7c示出利用2D图像执行尺寸确定，但也可以在三维空间中这样做，这常常是优选的。图10a-10c图示了使用三维图像进行尺寸确定。图10a图示了显示，其中虚拟尺寸确定器190的经缩放的3D图形正在接近主动脉180′和主动脉瓣186的经类似缩放的3D图像或模型，在本范例中3D图形是可植入装置自身的图形表示。图10b图示了临床医生操纵虚拟尺寸确定器190进入其在主动脉瓣处放置位置之后的结果。为了充分评估虚拟尺寸确定器在血管中的配合情况，临床医生调整血管和/或虚拟尺寸确定器的不透明度。在图10b的范例中，例如，临床医生已经调整了血管的显示不透明度，使其是半透明的，并且能够容易确定虚拟尺寸确定器190在血管180′之内的配合情况。可以通过血管180′与其内部的虚拟尺寸确定器190的运动学视差操纵倾斜并旋转血管180′与其内部的虚拟尺寸确定器190，使得临床医生能够从不同视角观看插入的尺寸确定器/装置。临床医生可以改变血管和虚拟尺寸确定器/装置的相对透明度，直到临床医生全面检查了装置在血管中的配合并确信这个尺寸的装置适于这位患者。
在图10c的显示中，血管92的三维超声图像被示为与作为虚拟尺寸确定器的支架或气囊装置90的共同缩放图像对准。利用解剖结构和可植入装置的3D图像，临床医生能够操纵装置图像并尝试不同尺寸或形状的装置，直到找到两者的配合为止。临床医生能够通过翻转或旋转两者的图像以从所有侧面和角度观看配合情况来检查配合情况。类似地，可以通过用特殊的阴影或颜色对空间和冲突区域着色来辅助这个程序。
要认识到，身体中的很多解剖区域具有需要考虑的动态特性，心脏就是这种情况。二尖瓣环带不是静态的，而是随着心脏跳动而运动并改变形状。利用实时超声，能够在心脏特定时相停止图像序列，以估量在心脏周期的那些特定时间尺寸确定器或装置在心脏中的配合情况。临床医生可能希望确定特定的瓣环成形术环是否在例如心舒期末期和心缩期峰值都工作得好。可以将植入装置的CAD模型与在心脏那些特定时相的心脏图像或模型对准，以为临床医生保证所选装置在完整的心脏周期中工作得很好。还可以扭曲或弯曲虚拟尺寸确定器图像以更好地估量可植入装置与非平面解剖学植入部位的配合情况。
可以在超声系统中安装不同装置CAD图像文件的库，使得用户能够选择一个用于给定程序。或者，可以将要用于本程序中的装置的CAD图像文件加载，缩放到超声图像(或反之)，并用于在手术前确定装置的适当配合。
图11图示了使用3D超声引导实际植入程序。在本程序中，将Miller等人专利中描述的矩阵TEE探头150向下插入患者的食道380中，如箭头152所示。如箭头所示，可以向下将TEE探头插入食道中，在使用后撤回，以及在食道中时旋转以获得适当视图。从食道或胃，矩阵换能器阵列14能够观察由V指示的心脏，V指向换能器正在观察的体区域。在这种程序的一种形式中，通过腹部中的切口并通过心脏顶点320处的心肌层将其上具有可植入装置90′的导管120插入。在本范例中，可植入装置90′是主动脉瓣修补物，因此通过心室将导管120引导到流出道和主动脉302。在导管通过主动脉瓣395并且修补物90′与瓣膜395对准时，将修补物90′展开，锚定在适当的位置，并收回导管120。
理想地，希望在3D超声图像中清晰地观察到所有这些。不过，导管120和装置90′通常是超声的强散射体，大量的杂乱回波通常围绕在图像中其位置周围，因此在超声图像中常常不能清晰地观察到它们的精确位置。根据本发明的另一方面，可以利用诸如美国专利6785571(Glossop)中所述的手术导航系统克服这种困难。Glossop专利示出了场发生器，其产生通过患者身体的复合电磁场。诸如磁性传感器线圈的小传感器产生对复合场中传感器的位置和取向变化做出反应的信号。这样能够跟踪它们在患者内部场中的取向和位置。在另一种实施方式中，可以利用如美国专利5158088(Nelson等人)中描述的超声传感器进行跟踪。在图11的范例中，传感器50位于TEE探头上以跟踪其位置，传感器130位于导管120上装置90′之前或之后。这样允许将来自传感器的导管位置数据并入超声图像中。在插入导管120之前可以在图像中定位主动脉瓣395的位置并在图像中标记。将导管120插入主动脉中，直到传感器130在这个标记任一侧为止。然后可以在需要的地方部署装置90′，即使人为噪声使超声图像混乱并使植入部位模糊时也如此。
图11还示出了由心内超声心动描记术(ICE)导管140执行的程序，该导管从另一血管之内观测植入部位。如矩阵TEE探头的情况那样，ICE导管140包括传感器130，用于将植入导管120的位置与ICE导管的3D图像场中的装置90′相关。
图12在图中的右上角示出了主动脉302和主动脉瓣395的3D超声图像。这可以是解剖学超声图像或诸如线屏模型的解剖学模型。通过在这个3D超声图像中选择点，如Miller等人的专利中图9-14中所示，可以通过MPR技术产生与该点正交相交的三个平面中的图像。在本范例中，交点位于主动脉瓣395处，三个MPR平面在3D图像上方指示的X、Y和Z平面中。这样三个正交平面将示出在导管120和装置90′接近其手术部位时它们的三个视图。在本范例中，X和Y平面图示出了在导管120接近瓣膜时主动脉302和主动脉瓣395的正交截面图。在本范例中，Z平面通过主动脉瓣环带385，将示出在导管通过瓣膜时的样子。优选地，利用实际3D超声解剖图像执行这种引导。不过，如果杂乱回波问题太大，能够在插入导管之前将3D图像302构造成主动脉和主动脉瓣的模型。然后引导传感器(示为这些图像中的小点)将在导管120接近主动脉瓣395时跟踪导管120的位置，可以在来自位置传感器的跟踪信息引导下，在导管120接近的同时，向着瓣膜移动导管的图标或其他表示(例如，从装置的3D CAD数据导出的模型)。
图10c图示了在可植入装置引导中三维超声的另一种有益用途，即在部署装置90之前检查其位置和取向。一些植入物，例如瓣膜和支架，需要在被部署之前以适当的位置进行定向，因为一旦部署，就不能调整其位置了。例如，该装置不能在血管中翘起或歪斜；它必须在被部署之前与血管的管腔均匀地对准。图10c图示了在血管92中翘起和歪斜的装置90。借助于血管图像92和装置的相对透明度调整，能够在3D超声图像中从所有侧面和角度观察这种未对准，并在部署装置90之前进行对准校正。如果需要，如上所述可以由装置上的位置传感器130辅助对准过程。超声图像优选为实况3D图像，但如果杂乱回波问题太大，可以在引入装置之前采集或产生静态图像或解剖模型，然后通过感测装置相对于解剖结构或模型的位置和取向引导调整，如Glossop所教导的那样。

Claims (15)

1.一种用于规划利用可植入装置的手术程序的超声系统，包括：
身体中可植入装置要处在的部位的经缩放的解剖学超声图像的源；
尺寸确定器的一个或多个经缩放的图像的源，所述一个或多个经缩放的图像形成指示所述可植入装置的尺寸的虚拟尺寸确定器；
定标器，其适于使得能够以共同比例尺显示解剖学超声图像和虚拟尺寸确定器；
显示器，其适于显示经共同缩放的所述解剖学超声图像和所述虚拟尺寸确定器；以及
用户控制器，用户能够操作所述用户控制器以操纵所述虚拟尺寸确定器在所述显示器上相对于经共同缩放的所述解剖学超声图像中的解剖结构的定位。
2.根据权利要求1所述的超声系统，其中，所述超声图像是三维超声图像。
3.根据权利要求1所述的超声系统，其中，所述用户控制器能够用于尝试将所述虚拟尺寸确定器配合到所述超声图像的所述解剖结构中，所述超声系统还包括
显示系统，其对所述虚拟尺寸确定器和所述解剖学超声图像做出响应，突出显示所述虚拟尺寸确定器在所述解剖结构中的配合情况。
4.根据权利要求1所述的超声系统，还包括图像发生器，所述图像发生器对所述解剖学超声图像做出响应，以产生所述解剖学超声图像的所述解剖结构的经缩放的图形模型，
其中，经共同缩放的所述解剖学超声图像还包括所述解剖结构的所述经缩放的图形模型。
5.根据权利要求1所述的超声系统，其中，经共同缩放的所述超声图像和所述虚拟尺寸确定器是三维图像。
6.根据权利要求5所述的超声系统，其中，能够响应于用户控制一起倾斜和旋转所述三维超声图像和虚拟尺寸确定器图像。
7.根据权利要求1所述的超声系统，其中，所述图像发生器还包括边界检测器，其跟踪所述解剖学超声图像的解剖学边界。
8.根据权利要求1所述的超声系统，其中，所述尺寸确定器的经缩放的图像的源还包括用于不同尺寸的可植入装置的虚拟尺寸确定器的源。
9.根据权利要求1所述的超声系统，其中，所述用户控制器还能够由所述用户操作以改变所述超声图像的所述解剖结构和所述虚拟尺寸确定器的相对不透明度或透明度。
10.根据权利要求1所述的超声系统，其中，所述虚拟尺寸确定器还包括可植入装置的经缩放的图像。
11.一种确定适于身体的解剖结构的可植入装置的尺寸的方法，包括：
显示所述身体中所述可植入装置要处于的所述解剖结构的经缩放的超声图像；
与所述解剖结构的经缩放的所述超声图像一起显示指示可植入装置的尺寸的虚拟尺寸确定器的经共同缩放的图像；以及
相对于所述超声图像中的所述解剖结构操纵所述虚拟尺寸确定器以确定所述虚拟尺寸确定器是否正确地配合所述超声图像中的所述解剖结构。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，显示还包括显示用于不同尺寸的可植入装置的多个虚拟尺寸确定器；并且
其中，操纵还包括相对于所述超声图像的所述解剖结构操纵所述多个虚拟尺寸确定器。
13.根据权利要求11所述的方法，其中，显示还包括显示所述身体的所述解剖结构的经缩放的三维超声图像。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，操纵还包括一起旋转或倾斜所述虚拟尺寸确定器和所述解剖结构。
15.根据权利要求11所述的方法，其中，经共同缩放的所述虚拟尺寸确定器还包括可植入装置的经共同缩放的图像。
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