CN102793563B - 解剖结构的闪光图 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及解剖结构的闪光图。一种用于在显示器上成像解剖结构的方法，包括获取解剖结构的初始空间表示并且在解剖结构的附近定位器械。该方法还包括确定该器械的位置并产生响应于该位置的解剖结构的一部分的图像。该方法包括将该图像附加于初始空间表示来显示组合的空间表示。

Description

解剖结构的闪光图
技术领域
本发明通常涉及成像，特别是解剖结构的医学成像。
背景技术
心脏的三维(3-D)超声图像在许多基于导管的诊断和治疗应用中是有用的。实时成像改进了医生的操作并使得即使是相对缺乏经验的医生也能较轻松地实施复杂的手术过程。三维图像也减少了实施一些手术过程需要的时间。
心内膜(也就是心脏的内表面)的一些3-D绘图的方法在技术上是已知的。例如，申请人Ben-Haim的美国专利5,738,096，其专利给转让给本发明的申请人，描述了一种用于构建心脏图的方法，其内容作为参考被结合于本发明。侵入性探针或导管被送入接触心脏壁上的多处位置。该侵入性探针在每一处的位置被确定，且这些位置被结合用于形成心脏的至少一部分的结构图。
在一些系统中，例如前面提到的美国专利5,738,096中描述的系统中，附加的生理特征，以及心脏表面的局部电活动也可以通过导管获得。相应的图合并了该获得的局部信息。
一些系统采用合并了位置传感的混合导管。例如，申请人Ben-Haim等的美国专利6,690,963，其专利给转让给本发明的申请人，描述了一种确定侵入性医疗设备的位置和方向的定位系统，其内容作为参考被结合于本发明。
带有声学换能器的导管可用于心内膜的非接触成像。例如，申请人为Govari的美国专利6,716,166，以及申请人为Govari等人的美国专利6,773,402，这些申请也被转让给本发明的申请人，描述了一种用于体腔，尤其是心脏的3-D绘图和几何重建的系统，其内容作为参考被结合于本发明。该系统使用包括许多声学换能器的心脏导管。这些换能器发射超声波，超声波从体腔的表面反射并再次被换能器接收。确定从每个换能器到相对换能器的表面上的点或区域的距离，且该距离尺寸被用于结合重建表面的3-D形状。导管还包括方位传感器，其用于确定心脏中导管的地点和方向坐标。
通常，这些系统提供一个“内窥视野”，其中重建的图像以通过特定导管或其他探针观察到的形式呈现。例如，申请人为Packer等人的美国专利6,556,695，描述了一种用于产生心脏的高分辨率实时图像的方法，其内容作为参考被结合于本发明。在诸如心内膜生理绘图及消融的医疗过程中，实时图像通过插入心脏的超声换能器产生。高分辨率的心脏模型通过得到的实时图像建立，并用于在该过程中产生用来显示的动态的、高分辨率的图像。解剖结构的不同部分可通过移动导管远端将声学换能器“瞄准”感兴趣结构看到。当需要检查解剖结构的其他部分时可使用操纵杆扫描超声换能器的可视区域，而无需移动导管。解剖结构(例如心室)中的方向可使用申请人为Robb等人的美国专利6,049,622中描述的导航图标维持，其内容作为参考被结合于本发明。
类似地，申请人为Dekel等人的美国专利6,203,497描述了一种用于显示解剖体内部图像的系统和方法，其内容作为参考被结合于本发明。身体内部的图像由超声成像换能器获得，并通过空间测定仪在一个参考框架内进行追踪。参考框架中图像的位置通过调整超声成像换能器来产生一个关于换能器上固定点的图像的矢量位置来确定。该矢量位置随后能被叠加于由空间测定仪确定的在参考框架中换能器的固定点的地点和方向。用于患者的医疗器械的地点和方向也通过空间测定仪在参考框架中追踪。这些信息用来从在空间上关系到器械位置的视图产生处理的图像。
申请人为Verard等人的美国专利6,892,090描述了一种用于虚拟内窥镜检查的方法和设备，其内容作为参考被结合于本发明。其提供了一种手术器械导航系统，从位于患者体腔内的手术器械的视角虚拟地模拟患者体腔内的虚拟体积场景。
一些系统在显示超声图像的同时显示超声导管尖端，作为导航和成像引导。例如，申请人为Vesely等人的美国申请6,019,725，描述了一种3-D追踪和成像系统，用于追踪插入体内的手术器械(例如导管、探针、传感器、针或类似物)的方位，并显示3-D图像，显示与手术器械周围环境的3-D图像相关的手术器械的方位，其内容作为参考被结合于本发明。该3-D追踪和成像系统辅助医生引导手术器械进入人体。
申请人为Ritter等人的美国专利7,020,512描述了一种定位患者体内医疗器械的方法，其内容作为参考被结合于本发明。不同频率的交流电磁信号在患者体外的已知位置的点和患者体内的医疗器械上的点之间传送。这些传送的交流电磁信号经处理后用于确定医疗器械上的点的方位，并从而确定医疗器械的位置。该处理过程包括通过使用发射和接收的不同频率的信号校正附近内的金属的作用。
美国专利7,020,512还描述了一选择性的实施例，该实施例提供了用于患者体内的参考设备，且该医疗器械相对于参考导管来被定位。包括至少两种频率的信号的使用，其在该相关的定位实施例中可以用也可以不用，但是通常是至少被应用于定位该参考导管。
发明内容
诸如心脏等解剖结构的三维或四维(3-D或4-D，在这里统称为n-D)超声图像包含大量的视觉信息，这些信息是如此庞大以至于使得观察者很难从周围背景中理解和区分感兴趣的特征。本发明通过允许观察者，通常为系统操作者或医生，下文统称为操作者来选择和观察整幅n-D图像的仅仅一小部分来处理这一问题。该部分在此处称为“重建区域”，它通常是由用户选择的，距以在某器械一定距离之内，该器械临近解剖结构，并且在一些实施例中在解剖结构内。一般地，该解剖结构为一种器官且该器械为插入该器官的导管。
在一个实施例中，该重建区域附加于3-D空间表示，通常为被实际的器械插入的器官的图像。可能只显示在上文提到的有限的重建区域中的n-D超声图像。可选择地，在该区域外，n-D超声图像可以以不同于在区域内的显示方式显示。其区别可以为颜色，透明度/不透明度，分辨率或其他图像显示参数，或这些参数的组合，这些区别通常被选择来增强该区域内要素的清晰度。并且，对于区域外部，操作者可选择显示或不显示该3-D空间表示。
在一个可选择的实施例中，该重建区域并不附加于3-D空间表示，而是操作者只显示重建区域内的n-D超声图像。可选择地，操作者可以基本上使用不同的如上文描述的图像显示参数以一种形式显示重建区域内的n-D超声图像，而以另一种形式显示区域外的图像。
由此，操作者可以得到感兴趣区域附近的解剖特征的显示，例如，在导管尖端的位置或者超声导管对准的位置。通过显示，操作者可以观察到器械相对于被成像的器官部分的实际位置。这种显示使得操作者维持对器官内的局部特征的视觉认识。这种显示在下文被称为闪光图(flashlight view)。
在一些实施例中，表示器械的图标可显示在闪光图上，用于标记该重建区域。
一般地，重建区域可通过下面方法中的一个或多个确定，由操作者作出选择：
●与插入器械例如导管的尖端的位置相关。
●与来自诸如超声发生器的设备的超声波束的方向相关。这种情况下，该区域通常为超声波束方向上的具有给定厚度的体积切片。
●操作者通常可通过使用诸如鼠标的指示设备改变区域的大小和位置。
对于前两种方法，操作者可以在器械运动过程中设定更新显示，或者该显示可被“冻结”在一个选定的地点。
参照本发明的实施例，提出了一种用于在显示器上成像解剖结构的方法，包括：
获得解剖结构的初始的空间表示；
在解剖结构的附近定位器械；
确定器械的位置；
产生响应于该位置的解剖结构的一部分的图像；
将该图像附加于初始的空间表示以显示组合的空间表示。
一般地，该器械包括配置为产生超声波束的导管，并且其中产生图像包括产生对应于超声波束方向的图像。产生图像包括使用指示设备来描绘该解剖结构的一部分的范围。
在实施例中，显示结合的空间表示，其包括使用图像显示参数显示该图像、和使用不同于该图像显示参数的空间表示显示参数来显示该初始空间表示。图像显示参数和空间表示显示参数可从下列参数中选择：亮度、颜色、分辨率和透明度。
在一个实施例中，该方法包括产生一个对解剖结构的一部分的图像的限定，用于描述该图像范围，将该限定应用到初始的空间表示来形成重新定义的空间表示，并且其中图像附加包括将图像附加到重新定义的空间表示中。
该解剖结构可包括解剖器官的表面。
该方法可包括附加有与结合的空间表示相配准的表示该器械的图标。
通常，初始的空间表示包括Carto图、计算机断层扫描成像(CT)图像和磁共振(MR)图像中的至少一种。
可选择地，初始的空间表示包括超声图像，并且该解剖结构的一部分的图像包括该超声图像的一部分。该部分可包括该超声图像的截断部分，该截断部分占整个范围的10％到50％。
通常，定位器械包括在解剖结构内定位器械。
在公开的实施例中，该方法包括确定器械的方向，且其中产生图像包括产生响应于该方向的图像。
依照本发明的实施例，还提出了一种用于显示器上成像解剖结构的计算机软件产品，包括用于存储计算机指令的有形的计算机可读介质，当计算机读入这些指令时，使计算机得到解剖结构的初始空间表示，确定位于解剖结构附近的器械的位置，产生响应于该位置的解剖结构的一部分的图像，将该图像附加于初始空间表示，以形成组合的空间表示，并在显示器上显示该组合的空间表示。
依照本发明的实施例，又提出了一种用于在显示器上成像解剖结构的方法，包括：
在解剖结构的附近定位器械；
确定器械的位置；
产生响应于该位置的解剖结构的图像；
限定响应于该位置的图像的部分区域；
在该图像的部分区域内应用第一显示参数并在该部分区域外应用不同于第一显示参数的第二显示参数，以形成合成图像；并且
在显示设备上显示该合成图像。
在实施例中，应用第二显示参数包括在没有任何图像信息的部分区域的外侧显示图像。
通常，该器械包括配置为产生超声波束的导管，并且其中限定部分区域包括响应于该波束的方向描述区域的范围。
依照本发明的实施例，还提供一种用于成像解剖结构的设备，包括：
被配置为在解剖结构的附近定位的器械；和
处理器，被配置为与器械耦合并且被安排成获得解剖结构的初始的空间表示，确定该器械的位置，产生响应于该位置的解剖结构的一部分的图像，并将该图像附加在初始的空间表示上，以在显示器上显示组合的空间表示。
依照本发明的实施例，还提供一种用于在显示器上成像解剖结构的器械，包括：
被配置为在解剖结构的附近定位的器械；和
处理器，被配置为确定器械的位置，产生响应于该位置的解剖结构的图像，确定响应于该位置的图像的部分区域，将第一显示参数应用于该部分区域内的图像而将不同于第一显示参数的第二显示参数应用于该部分区域外的图像，以形成合成的图像，并在显示器上显示该合成的图像。
附图说明
为更好的理解本发明，下文通过示例结合下面的附图对发明作详细描述，其中相同的特征使用相同的标记表示，其中：
附图1为依照本发明公开的实施例用于获得心脏的闪光图的系统的插图；
附图2为依照本发明的实施例用在附图1所示的系统中的导管远端的插图；
附图3为依照本发明公开的实施例心脏闪光图的示意图；
附图4A为依照本发明的另一个实施例心脏闪光图的示意图；
附图4B为依照本发明的又一个实施例心脏闪光图的示意图；
附图5为依照本发明公开的实施例附图3、4A及4B中所示的闪光图的显示方法的流程图。
具体实施方式
在下面的叙述中，阐明了许多特定的细节，以便提供对本发明的透彻的理解。这对于本领域技术人员来说是显而易见的，然而，离开这些特定的细节，本发明仍可以被实施。在其它的情况下，众所周知的电路、控制逻辑以及常规算法和过程的计算机程序指令的细节并为未作详细的说明以避免使本发明不必要的晦涩。
典型地，实现本发明多个方面的软件程序代码保存于永久性存储介质，例如有形的计算机可读介质中。在客户端-服务器环境中，该软件程序代码可以被存储于客户端或者服务器。该软件程序代码可以实现在与数据处理系统协同使用的任何种类的已知介质上。这包括但并不仅限于磁性或光存储设备，诸如磁盘驱动器、磁带、光盘(CD)、数字化视频光盘(DVD)，计算机指令信号实现在带有或不带有用于调制该信号的载波的传输介质上。例如，该传输介质可包括诸如因特网的通信网络。并且，本发明可实现在计算机软件中，执行本发明的必要的功能可选择性地部分或全部使用硬件组件来实现，诸如专用集成电路或其他硬件、或者硬件组件和软件的某些结合。
本发明的实施例可用于显示不同解剖结构的图像，这些结构通常包括内腔。在下文，通过示例的方式，该解剖结构被认为包括患者的心脏。
现在转到附图，首先参照附图1，图1是依照本发明公开的实施例用于获得心脏24的闪光图的系统20的插图。系统20包括导管27，其由系统20的操作者通过静脉或动脉插入到心室，此处的操作者为医生。导管27通常包括用于由医生操作导管的手柄28。在手柄28上合适的控制使得医生以希望的方式操纵、定位和定向导管27的远端29。
系统20包括定向子系统30，用于测量导管27的位置和方向坐标。在说明书和权利要求书中，术语“位置”表示诸如导管27的对象的空间坐标，术语“方向”表示对象的角坐标，术语“方位”表示对象的全部方位信息，包括位置和方向坐标。
在一个实施例中，定位子系统30包括磁性位置追踪系统，用于确定导管27的方位。定位子系统30以预定的工作体积在患者的附近内产生磁场，并在导管27处感测这些磁场。定位子系统30通常包括一组外部辐射器，例如场发生线圈31，该线圈位于患者之外固定的已知方位。线圈31产生场，通常为在心脏24的附近内的磁场。
控制台34包括定位处理器36，基于导管中的方位传感器32发出的信号来计算导管27的位置和方向。定位处理器36通常通过电缆33接收来自传感器32的信号，该处理器放大、滤波、数字化和用其他方式处理该信号。控制台34还包括图像处理器43。如下文所述，该处理器43处理控制台接收到的图像数据，并将处理后的数据输出在显示器44上作为图像。控制台34包括指示设备45，例如轨迹球、鼠标、和/或操纵杆，其允许医生通常通过选择以观察的图形用户界面(GUI)来操作系统20以控制该系统。为清楚的表示，图形用户界面并未在附图1中示出。该图形用户界面可以在显示器44或其他的显示器上被观察。
本发明描述了实施例中可以使用的一些方位追踪系统，例如，前面提到的美国专利6,690,963、美国专利6,618,612、6,332,089和公开号为2004/0147920A1及2004/0068178A1的美国专利申请，其内容作为参考被结合于本发明。尽管定位子系统30使用磁场，本发明的实施例可以通过使用其它合适的定位子系统来实现，例如基于电磁场测量，声学测量和/或超声测量的系统。
附图2为依照本发明的实施例在附图1中所示系统中使用的导管27的远端29的插图。上文提到的产生的场被方位传感器32感测，该方位传感器32响应该检测到的场，通过电缆33将方位相关的电信号传送到控制台34。可选择地，方位传感器32可通过无线链路向操纵台传输信号。
在另外一个实施例中，导管中诸如线圈的辐射器，产生在病人体外由传感器接收到的磁场。该外部的传感器产生方位相关的电信号。
在一些实施例中，导管27包括超声成像传感器39。超声成像传感器39通常包括超声换能器40的阵列。尽管超声换能器40显示为一种线性的阵列方式，也可以使用其它的阵列方式，例如环形的或凸的配置。在一个实施例中，超声换能器40为压电换能器。超声换能器40被定位在窗口41中或与其相邻，该窗口限定了导管27的主体或管壁上的开口。如下文所述，超声成像传感器39产生心脏24的超声图像(附图1)。
在一些实施例中，导管27的远端29还包括至少一个电极42，用于实现诊断功能，治疗功能，或这两种功能，例如电解剖绘图及射频(RF)消融。在一个实施例中，电极42可用于感测局部电势，该电势可用于产生Carto图(下文有更详细的描述)。由电极42测量到的电势可用于心内膜表面上的局部电活动的绘图。当电极42接触或临近心脏24(附图1)的内侧表面上的点时，该电极测量在该点处的局部电势。测得的电势被转换为电信号并且通过导管27发送到图像处理器43(附图1)。在其他的实施例中，局部电势通过其它通常类似于导管27的导管获得，该导管包括合适的电极和方位传感器，这些都连接到控制台34。(为清楚的表示，其它导管在附图1中未示出)。
在可选择的实施例中，电极42可用于测量不同于上文提到的电势的参数，例如各种组织特征、温度和血流量。尽管电极42被示出为单环的电极，但是导管27基本上可包括任何合适数量的通常为本领域所知形式的电极。例如导管27可以包括两个或多个环形电极、大量的或一组点电极、尖端电极或这种类型电极的任意组合用于用于实施如上所述的诊断和治疗功能。
方位传感器32通常位于导管27的远端29中，邻近于电极42和超声换能器40。通常，方位传感器32、电极42以及超声成像传感器39的超声换能器40之间的位置和方向的偏移量是固定的。在给出方位传感器32测出的方位的情况下，这些偏移量一般被定位处理器36使用(附图1)以推导出超声成像传感器39和电极42的方位。在其它的实施例中，导管27包括两个或多个方位传感器32，每个方位传感器具有关于电极42以及超声换能器40的恒定的位置和方向的偏移量。在一些实施例中，该偏移量(或等效的校准参数)是被预先校准并存储在定位处理器36(附图1)中的。可选择地，该偏移量可以被存储在诸如电可编程只读存储器(EPROM)的存储设备中，其通常装配在导管27的手柄28中。
方位传感器32通常包括三个非同心线圈(未示出)，例如在上述的美国专利No.6,690,963中描述的。可选择地，可使用其他任何合适的方位传感器排列方式，例如包括任何数量的同心或非同心线圈的传感器，霍尔效应传感器和/或磁阻式传感器。
在一个实施例中，超声成像传感器39包括十六到六十四个超声换能器40，通常包括四十八到六十四个超声换能器40。通常，超声换能器40产生在5-10MHz范围内的中心频率处的超声能量，其一般可穿透的深度范围在几毫米至大约16厘米之间。该穿透深度依赖于超声成像传感器39的特性、周围组织的特征以及工作频率。在另外一个实施例中，可使用其它合适的频率范围和穿透深度。
超声成像换能器40通常以相控阵列的形式工作，共同从阵列孔穿过窗口41发射超声波束。在一个实施例中，该阵列发射一束短的超声能量脉冲而后转换为接收模式用于接收从周围组织反射的超声信号。超声成像传感器40通常以受控方式被单独驱动，以便控制超声波束在期望的方向上。通过对换能器适当的定时，产生的超声波可被赋予同心弯曲波前，使得将波束聚焦在离换能器阵列为特定的距离处。
在接收到反射的超声后，超声换能器40发射基于该反射超声的电信号经电缆33传输至控制台34中的图像处理器43。处理器根据该信号产生超声图像，并使用该图像和方位信息以产生病人的心脏的目标结构的三维超声图像。
通常，通过选通和与体表心电图(ECG)信号或者心内心电图信号相关的信号和图像获取，超声图像和方位测量与心脏周期同步。在一个实施例中，ECG信号可以通过电极42产生。由于在心脏周期性的收缩和舒张期间心脏的形状和方位会改变的特性，整个图像处理过程通常在与该周期相关的特定时间内实施。
在一些实施例中，各个组的图像和方位数据都是在心脏周期的不同时期获得的。每组图像和方位数据可用于重建心脏在某一时间点上的3-D图像，且这些3-D图像可被结合形成4-D(随时间变化的)图像。
附图3为依照本发明公开的实施例的心脏闪光图100的示意图。闪光图100产生在显示器44上。在闪光图100中示出了某解剖结构的3-D超声图像104的一部分102。部分102在此还被称作重建区域102。该区域102的面积通常为整个超声图像104的面积的大约10％-50％。区域102的尺寸和边界，以及由此确定的面积通常可由系统20的操作者进行调整，这在下文将详细作说明。为举例说明，下文描述的解剖结构被指定为心脏24(附图1)。
在重建区域102中，图像处理器43产生图像104的细节部分。处理器43还可产生表示导管27的图标110，与区域102配准。在重建区域102的外部，图像处理器43产生带有不同于区域102中的参数的参数的图像104。图像104的两部分之间的差别通常包括不同的颜色、色调、亮度、透明度/不透明度、分辨率或其他图像参数，或这些图像参数的组合。这些区别通常被选择来增强重建区域102中的要素相对于该区域的外部的要素的可见度。
为举例说明，重建区域102被确定为对应于心脏24的相应的近似平面的部分，该部分被以图标110的尖端120为中心的球体相交叉。在这种情况下，重建区域直接与尖端120配准。重建区域102的尺寸可以由操作者设定，通常由操作者通过在显示器44(附图1)上呈现给操作者的图形用户界面(GUI)改变尺寸参数来设定。在本发明的一些实施例中，重建区域的中心可以为除了尖端120之外的点，这使得重建区域不直接与尖端120配准。例如，该中心可以在由操作者限定的与尖端相关的固定方向上。另外地或可选择地，该中心可通过操作者操作指示设备45来调整。
系统20的操作者可以依照其他标准限定区域102的尺寸。例如，一个标准可包括从远端29发射出超声波束的方向，操作者可以定义通常在波束方向上的切片的尺寸，用于描述区域102。可选择地或附加地，操作者可以使用指示设备，例如设备45，结合显示器44来描述区域102的尺寸。在一些实施例中，操作者可以重新定位由指示设备限定的区域到显示器44上的期望位置。
在一些实施例中，只有位于区域102中的图像104的要素被显示在显示器44上，在该区域之外的要素被显示，但没有图像信息。例如，处理器43可以设定区域102之外的图像参数的亮度至有效的零点，或者仅包括一种颜色。
参照附图4A，其为依照本发明的另一个实施例心脏闪光图150的示意图。和图110一样，闪光图150显示在显示器44上。闪光图150与闪光图100(附图3)的不同之处在于闪光图100基本上只由超声图像(图像104)产生，而图150中超声图像附加至其他类型的图像。
在附图4A中显示了Carto图155。Carto图155为3-D彩色编码或者3-D灰度级编码的心脏电解剖图，其可由以下途径获得，例如，使用Biosense Webster公司(3333Diamond Canyon Road，Diamond Bar，CA 91765)的导航系统。在显示器44上，Carto图155通常在黑色背景上以不同的颜色和阴影显示。在附图4A中，Carto图显示为主要为白色的区域。在显示器44上显示为黑色的附图4A中的区域151，通过图中平行的对角斜线阴影表示。
闪光图150通过将从大的超声图像形成的重建区域154附加至图155而得到。为清楚地表示，该大的超声图像并未在附图4A中示出，但是该大的超声图像通常可以覆盖区域151的主要部分。在附图4A中，重建区域154以点状区域表示，且定义了从大超声图像产生的较小超声图像160。重建区域154通常类似于球面二角形，且可被想象成通常类似于具有有限厚度的橘子皮的一部分。为举例说明，假定操作者使用图标190和配合图标的一些箭头连同指示设备45描绘区域154，包括其边界和厚度。例如，箭头的末端表示为“柄状”以用于使用者调整重建区域的尺寸。尽管如此，可使用其它方便的方法来描述该区域。图标190表示导管27的远端29。以附图4A中的带有非平行阴影线的区域170表示的第一平面，以及表示为线171的第二平面来界定区域154。两条曲线172，173之间的间隔部分限定了区域170，表示区域154的厚度。
闪光图150中重建区域154附加至图155，使得图像显示叠加在该区域上。在重建区域154和图155的外部，大的超声图像没有被显示出(其亮度为零)。
上述描述已经假定Carto图被用于闪光图150中。其他图像，例如MRI图或CT图，也可以替代Carto图被用于闪光图中，所有这些图像均包含在本发明的范围内。
附图4B为依照本发明公开的又一个实施例的心脏闪光图195的示意图。除下文提到的差别之外，闪光图195通常类似于闪光图150，在两幅图中以相同的附图标记表示的要素通常在结构和操作过程中是类似的。在闪光图195中，操作者将图155包括在重建区域的限定中，使得该图以截断的方式被重新限定。限定该图中的截断的平面在附图4B中通过椭圆162和线171的一部分164被示意性地表示出来。因此，在图150中模糊不清的区域154的一部分166在闪光图195中对操作者是可见的。在又一个实施例中，操作者可以至少部分看见位于椭圆162中的区域154的一部分168。
参照附图5，其为依照本发明的公开的实施例的表示闪光图的显示方法的流程图201。分别关于附图3、4A和4B的闪光图100、150和195解释了该方法。
在初始步骤205中，获得心脏24的第一空间表示。在附图3的例子中，第一空间表示包括3-D超声图像104；在附图4A和4B的例子中，第一空间表示包括图155。在可选择的实施例中，第一空间表示可以包括电解剖图、CT(计算机断层扫描成像)图像、MR(磁共振)图像，或心脏24的任何其他图像，或者这些图像的结合。
在判定步骤207，操作者决定是否有任何其他形式的空间表示要显示。判定步骤207的结果通常依赖于操作者可用的空间表示，和/或操作者选择的选项。在附图3的例子中，判定步骤207的结果为否。在附图4A和4B的例子中，判定步骤207的结果在第一个关口为是，在第二个关口为否。在本发明的一些实施例中，操作者选择多于一个的额外空间表示，例如操作者可以选择CT图和MR图，使得通过步骤207存在多于一个的关口。
如果在判定步骤207的判定为是，则继续进行步骤210，在该步骤中，获得附加的空间表示。该附加的空间表示可以包括参考初始步骤205描述的任何类型。在附图4A和附图4B的例子中，该附加的空间表示包括参考附图4A和4B如上所述的大的超声图。该附加的空间表示通常可以被预先获得，可能在之后重建的片段中。然而，该附加的空间表示可以在流程201的执行过程中获得。
在步骤215中，图像处理器43记录该两种表示。因此，参考附图4A和4B所述的大的超声图像被放置成与图155配准以产生组合或合成的图像。美国专利No.6,650,927，其被转让给本发明的申请人，描述了一种合适的配准技术，其内容作为参考被结合于本发明。例如，识别大的超声图像和Carto图155的共同的界标和/或其他基准标志，通常为自动的，但是可选择地或附加地，通过操作者的辅助来识别。调整大的超声图像的尺寸且将其重新定位和旋转，直到对准共同的特征。操作返回到判定步骤207。
如果在判定步骤207的判定为否，操作进入步骤218。在步骤218中，使用者通常使用图形用户界面来指定用于显示合成图像的参数。这些参数限定了空间表示的显示的可视模式，并包括用于在重建区域(上文描述的)内部显示的第一显示参数和用于在重建区域外部显示的第二显示参数。这些参数可包括，尤其是，分辨率、亮度、颜色和透明度(也就是透明的，半透明的或不透明的)。这些参数还可以包括是否显示导管或其它器械的图标。在本发明的一些实施例中，这些参数可被预先选择，在这种情况下，步骤218可以被认为在步骤205之前执行。
在步骤220中，定位处理器36确定导管27的远端29的位置和方向。用于确定导管27的远端29的位置和方向的方法在上文已描述过，参照附图1。
在步骤225中，如果要显示导管的图标则被执行，图像处理器43放置表示导管27的远端29的图标110(附图3)或图标190(附图4A和4B)与在步骤207已经返回否定的回答之后可获得的图像进行配准。如果步骤215已经被执行，则该图像是合成图像。如果步骤215未执行，该图像包括第一空间表示。
在步骤230中，操作者指定重建区域相关于步骤220中确定的端部29的形状和大小，一般由操作者通过在显示器44(附图1)上呈现给使用者的图形用户界面(GUI)来改变尺寸参数来实现，和/或通过操作者如上文关于附图4所描述的调整该区域的尺寸来实现。在本发明的一些实施例中，使用者可以通过调整指示设备45或指定附加的参数，例如导管27的远端29在超声波束方向上的距离，来指定重建区域的尺寸。在本发明另外的实施例中，重建区域的中心可以为导管的远端。
在步骤235中，图像处理器43根据步骤230中的输入值来确定重建区域的范围，并且应用步骤218中的图像参数到该区域和显示在显示器44上的图像的其余部分。
由此，在闪光图100(附图3)的情况中，处理器43确定重建区域102的范围，并在该区域内和区域外应用步骤218的图像参数。位于重建区域102中心的带有尖端120的图标110的参数也可以被计算。一般的，区域102中的这些图像参数相对于区域外的参数来说，为操作者提供了更详细的，和/或更好的可见度。
在闪光图150(附图4A)的情况中，处理器43确定重建区域154的范围，并在该区域内和区域外应用步骤218的图像参数。区域154的尺寸只用于大的超声图像(参考附图4A的如上所述)。在闪光图150中，图像参数附加到图155以使其看上去使下面的超声图像的部分模糊，这样完整的图155就被显示出来。
除了区域154的尺寸也被应用于图155外，闪光图195通常类似于图150，这样截取图以便同操作者定义的区域154的尺寸相一致。
在流程图201的结束步骤240中，图像处理器43将在步骤235中确定的闪光图的2-D投影呈现在显示器44上。
通常地，图像处理器43(附图1)重复流程图201，从而为操作者提供基本连续的且实时的闪光图。
可以理解的是，流程图201中的步骤无需按照其示出的顺序执行。例如，步骤210可以先于步骤205执行或者与步骤205同时执行。其他在步骤上的变化对本领域技术人员是显而易见的。
同样可以理解的是，闪光图100、150和195在此处是以例子的方式被提供的，其他类型的闪光图可以在显示器44上呈现给操作者。
例如，参考闪光图100，操作者可以选择使显示器44只显示区域102，并且不提供该区域以外的图像信息，例如使该区域之外的部分表示为诸如黑色的一种颜色，而不是使显示器44同时显示区域102和该区域以外的部分。
参考闪光图150，操作者可以选择只显示超声图像160，而没有在该区域的外部的图像信息，或者将图像160附加到图155上从而使该图像看来是叠加在该图上。在后一种情况中，该图像看上去使图模糊不清。可选择地，操作者可以在步骤218中选择参数以便通过将该图像或该图在它们重叠的地方部分透明而不存在遮挡。
参考闪光图195，操作者可以选择只显示截断图155，而不显示超声图像160。可选择地，截断图的至少一部分可以为部分透明，使得由区域154限定的下面的超声图像160是可见的。
在替代实施例中，此处描述的技术可用于其他解剖结构，例如心脏之外的器官，例如胃。
应该理解，上述实施例中描述的内容通过举例的方式引入，并且本发明不限于上文所显示和描述的特定的内容。而是本发明的范围包括上面描述的各种特征的组合或次组合，以及对于本领域技术人员来说阅读了前面的描述就会想到的和在现有技术中没有公开的它们的变形和修改。

Claims (3)

1.一种用于在显示器上成像解剖结构的设备，包括：
被配置为在解剖结构的附近定位的器械；和
处理器，被配置为确定器械的位置，产生响应于所述器械的位置的解剖结构的3-D超声图像，限定并选择响应于所述器械的位置的所述解剖结构的3-D超声图像的部分区域，将第一显示参数应用于在所述部分区域内的3-D超声图像而将不同于所述第一显示参数的第二显示参数应用于在所述部分区域之外的3-D超声图像，以形成合成图像，并在显示器上显示所述合成图像。
2.如权利要求1所述的设备，其中应用所述第二显示参数包括显示所述部分区域之外的3-D超声图像但在其中没有图像信息。
3.如权利要求1所述的设备，其中所述器械包括配置为产生超声波束的导管，并且其中限定所述部分区域包括响应于波束的方向描述所述区域的范围。
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