CN104349740B - 处理计划系统 - Google Patents

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Abstract

本公开目的在于一种计划外科手术的计划系统。所述计划系统包括配置成保存多个图像的存储器，和配置成三维地绘制多个图像的控制器。所述控制器还自动划分所述多个图像，以区分靶标区域，并根据靶标区域，自动确定处理计划。显示器被配置成显示绘制的多个图像和靶标区域。

Description

处理计划系统
背景
1.技术领域
本公开涉及计划外科手术程序。更具体地，本公开目的在于通过分割患者的多个图像来确定处理(Treatment)计划的计划系统的使用。
2.背景技术
电外科手术器械已得到广泛使用。电外科手术涉及在手术程序中，施加热量和/或电能，以切割、解剖、消融、凝结、烧灼、缝合或以其它方式处理生物组织。电外科手术一般是利用手柄进行的，所述手柄包括适合于在电外科手术期间向组织部位传送能量的外科手术器械(例如，末端执行器或者消融探针)，能够进行操作来输出能量的远程电外科手术发生器，和操作上将外科手术器械连接到远程发生器的电缆。
某些疾病的处理需要破坏恶性组织生长，例如肿瘤。在诸如癌症之类疾病的处理中，已发现某些种类的肿瘤细胞在比通常对健康细胞有害的温度稍低的高温下会变性。已知的处理方法，比如高温热处理，一般涉及把患病的细胞加热到高于41℃的温度，同时维持相邻的健康细胞低于发生不可逆的细胞破坏的温度。这些方法可以涉及应用电磁辐射来加热、消融和/或凝结组织。存在可用于进行消融程序的许多不同种类的电外科手术设备。
利用二维(2D)术前计算机断层扫描(CT)图像，和一般描述在输入参数(功率、时间)的范围中、消融针在实验性体外组织中的特性的“消融区图”，可以进行对于癌性或良性肿瘤的微创肿瘤消融程序。可以使能量剂量(功率、时间)与特定设计的消融组织效果(体积、形状)关联。能够通过微波天线设计，向组织传递能量剂量，例如，可以采用天线扼流圈(chock)向已知位置提供从器械到组织中的微波传输。在另一个例子中，介电缓冲能够实现从器械到组织中的相对恒定的能量传递，而不管组织性质的不同或变化。
在用户确定应使用哪种消融针来实现靶标的处理之后，用户借助超声引导进行处理。一般，把外科手术器械置于在超声下识别的靶标中需要较高的技能水平。头等重要的是选择为把器械对准超声图像平面(例如，靶标被成像的地方)而需要的角度和进入点的能力。
超声引导介入涉及利用实时超声成像(经腹、术中等)精确地把外科手术器械对准它们的预期靶标。这可利用经皮应用和/或术中应用来实现。在每种情况下，超声系统将包括对患者组织成像的换能器，用于识别靶标，和预见和/或跟随器械朝向靶标的路径。
目前，超声引导介入一般用于穿刺活检程序，以确定检测到的可疑病变(胸部、肝脏、肾和其它软组件)的恶性肿瘤。另外，中心线布置是常见的，以获得经颈静脉介入和允许输送药物。最后，新应用途包括肿瘤消融和器官(肝脏、肺、肾脏等等)的手术切除。在肿瘤消融情况下，在实现超声引导定位后，可利用活检类针来输送能量(RF、微波、冰冻等等)以杀死肿瘤。在器官切除情况下，对于获得成功的手术切缘，同时避开致命结构来说，关键的是解剖期间表层下解剖结构的密切了解，和外科手术机械相对于该解剖结构的显示。
在每种这些情况下，超声引导通常提供从施加到患者的换能器的远端获取的二维图像平面。为了成功地放置器械，对用户而言头等重要的是这样的能力：可视化和表征靶标，选择到达靶标的器械角度和进入点，和观察外科手术器械及其朝向靶标的运动。目前，用户对靶标成像，并利用高水平技能来选择器械角度和进入点。用户随后必须移动超声换能器来观察器械路径(从而丢失了靶标部位)，或者假定路径是准确的，直到设备进入图像平面中为止。头等重要的是选择为把器械对准超声图像平面(例如，靶标被成像的地方)而需要的角度和进入点的能力。
发明内容
本说明可利用都指代按照本公开的相同或不同实施例中的一个或多个实施例的短语“在实施例中”、“在各个实施例中”、“在一些实施例中”、或者“在其它实施例中”。对本说明来说，“A/B”形式的短语意味A或B。对本说明来说，“A和/或B”形式的短语意味“(A)、(B)或(A和B)”。对本说明来说，“A、B或C至少之一”形式的短语意味“(A)、(B)、(C)、(A和B)、(A和C)、(B和C)、或者(A、B和C)”。
如附图中所示，以及在整个以下说明中所述，在涉及外科手术器械上的相对定位时与传统一样，术语“近侧”指的是设备更靠近用户或发生器的一端，而术语“远侧”指的是设备远离用户或发生器的一端。术语“用户”指的是进行涉及使用这里所述的本公开各个方面的医疗程序的任何医务人员(即，医生、护士等)。
本说明中使用的术语“外科手术器械”一般指的是施加电外科能量以处理组织的外科手术工具。外科手术器械可包括(但不限于)针、探针、导管、内窥镜器械、腹腔镜器械、血管闭合设备、外科缝合器等。术语“电外科能量”通常指的是何形式的电磁、光、或声能。
电磁(EM)能通常按递增的频率或递减的波长分类为无线电波、微波、红外线、可见光、紫外线、X射线和伽马射线。这里使用的术语“微波”通常指的是在300兆赫(MHz)(3×108循环/秒)～300千兆赫(GHz)(3×1011循环/秒)的频率范围中的电磁波。这里使用的术语“RF”通常指代具有比微波更低频率的电磁波。如本文所使用的，术语“超声”通常指的是具有频率高于人类听力上限的循环声压。
本说明中使用的术语“消融程序”通常指的是任何消融程序，诸如微波消融、射频(RF)消融或微波消融辅助切除。本说明中使用的“能量施加器”通常指的是可用于从诸如微波或RF电外科发生器之类的能量发生源，向组织传输能量的任何设备。
本说明中使用的术语“功率源”和“电源”指的是呈适合于操作电子电路的形式的电力的任意来源(例如，电池)。本说明中使用的“传输线路”通常指的是可用于使信号从一点传播到另一点的任何传输介质。本说明中使用的术语“开关”或“各个开关”通常指的是任意电致动器，机械致动器，机电致动器(可旋转致动器、可枢转致动器、触发器类致动器、按钮等)，光学致动器，或通常实现连接和断开电子设备、或其组件、器械、设备、输送线路或连接线及其附件、或软件的目的的任何合适设备。
本说明中使用的“电子设备”通常指的是利用在真空、气体、或半导体中运动的电子或离子的特性的设备或物体。这里使用的“电子电路”通常指的是电子或离子运动的路径，以及所述设备或物体为电子或离子提供的方向。这里使用的“电气电路”(或者简单地“电路”)通常指的是多个电气设备和导体的组合，当被连接在一起时，它们形成导电路径，以实现期望的功能。除了互连之外，电气电路的任何组成部分可被称为“电路元件”，它可包括模拟和/或数字组件。
术语“发生器”可指的是能够提供能量的设备。这种设备可包括功率源，和能够改变功率源输出的能量，以输出具有期望的强度、频率和/或波形的能量的电气电路。
本说明中使用的“用户接口”通常指的是向用户或其他实体提供信息和/或从用户或其他实体接收信息的任何视觉、图形、触觉、听觉、感官或其他机构。这里使用的术语“用户接口”可指的是人类用户(或操作者)与一个或多个设备之间的接口，以使得能够在用户和一个或多个设备之间通信。可在本公开的各个实施例中采用的用户接口的例子包括(但不限于)开关、电位计、按钮、拨号盘、滑动器、鼠标、指示设备、键盘、小键盘、操纵杆、轨迹球、显示屏、各种类型的图形用户界面(GUI)、触摸屏、麦克风、以及可接收人类产生的某种形式的刺激并响应所述刺激生成信号的其它各类的传感器或设备。这里使用的“计算机”通常指的是有目的地变换信息的任何事物。
这里说明的系统也可利用一个或多个控制器接收各种信息并变换接收的信息，从而产生输出。控制器可包括任何种类的计算设备、计算电路、或者能够执行保存在存储器中的一系列指令的任何种类的处理器或处理电路。控制器可包括多个处理器和/或多核中央处理器(CPU)，可包括任何种类的处理器，比如微处理器、数字信号处理器、微控制器等。控制器还可包括保存数据和/或算法，以进行一系列指令的存储器。
这里说明的任何方法、程序、算法或代码可被转化为编程语言或计算机程序、或用编程语言或计算机程序表达。“编程语言”和“计算机程序”是用于向计算机指定指令的任何语言，并包括(但不限于)这些语言和它们的派生：Assembler、Basic、批处理文件、BCPL、C、C+、C++、Delphi、Fortran、Java、JavaScript、机器代码、操作系统命令语言、Pascal、Perl、PL1、脚本语言、Visual Basic、自身指定程序的元语言、以及所有的第一、第二、第三、第四及第五代计算机语言。还包括数据库和其它数据模型、以及任意其它元语言。对本定义来说，在被解释、编译，或者利用编译和解翻译两种方法的语言之间没有区别。对本定义来说，在程序的编译版和源版本之间没有区别。因此，当编程语言能够以不止一种状态(比如源、编译、对象、或链接语言)存在时，对于程序的引用是对任何和所有状态的引用。所述定义还包括实际指令和这些指令的意图。
这里说明的方法、程序、算法或代码任意之一可被包含在一个或多个机器可读介质或存储器上。术语“存储器”可包括以机器(比如处理器、计算机或数字处理设备)可读形式提供(例如，存储和/或传输)信息的机构。例如，存储器可包括只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、磁盘存储介质、光存储介质、闪存设备、或任何其它易失性或非易失性存储器存储设备。包含在它们之上的代码或指令可利用载波信号、红外信号、数字信号和利用其它类似信号来表达。
本说明中使用的短语“处理计划”指的是实现靶标的处理的所选消融针、能量级和/或处理持续时间。术语“靶标”指的是待处理的组织区域，可包括(但不限于)肿瘤、纤维瘤和待消融的其它组织。短语“消融区”指的是将被消融的组织的区域和/或体积。
本说明中使用的短语“计算机断层扫描”(CT)或“计算机轴向断层扫描”(CAT)指的是采用利用计算机处理产生的断层扫描的医学成像方法。数字几何处理用于从绕单一旋转轴采集的大量二维X射线图像，生成对象内部的三维图像。
本说明中使用的术语磁共振成像(MRI)、核磁共振成像(NMRI)或磁共振断层扫描(MRT)指的是在放射学中使用的使内部细节结构可视化的医学成像技术。MRI利用核磁共振(NMR)的特性对体内的原子核成像。MRI机器使用强力磁场排列体内的一些原子核的磁化，同时使用射频场系统地改变该磁化的排列。这使原子核产生可由扫描仪检测的旋转磁场，该信息被记录，以构建身体的被所扫描区的图像。
本说明中使用的术语“三维超声”或“3D超声”指的是提供三维图像的医学超声技术。
本说明中使用的短语“医学数字成像和通信”(DTCOM)指的是处理、存储、打印和传送与医学成像有关的信息的标准。它包括文件格式定义和网络通信协议。通信协议是利用TCP/IP在各系统之间通信的应用协议。在能够接收DICOM格式的图像和患者数据的两个实体之间，可以交换DICOM文件。
这里说明的任意系统和方法可通过有线网络、无线网络、点对点通信协议、DICOM通信协议、传输线路、可拆卸存储介质等，在其间传送数据。
这里说明的系统可利用配置成检测组织和/或周围环境的一个或多个性质一个或多个传感器。所述性质包括(但不限于):组织阻抗、组织类型、组织透明度、组织顺应性、组织或颌骨的温度、组织中的水含量、颌开口角度、组织中的水可动性、能量输送、以及颌闭合压。
在本公开的一个方面，提供一种计划系统。所述计划系统包括配置成保存多个图像的存储器。所述计划系统还包括控制器，其被配置成三维地绘制多个图像，自动划分所述多个图像以区分靶标区域，和根据靶标区域，自动确定处理计划。提供显示器，以显示绘制的多个图像和靶标区域。
在所述计划系统中，控制器进行体积分析，以确定处理计划。计划系统还包括配置成调整处理计划的输入设备。显示器提供图形用户界面。
控制器还可划分至少一条血管，并根据血管与靶标的接近度调整处理计划，或者控制器可划分至少一个器官，并根据靶标相对于器官的位置调整处理计划。
附图说明
结合附图，参考以下详细说明，本公开的以上和其它方面、特征和优点将变得更明显，附图中：
图1是按照本公开的实施例的计划和导航系统的系统方框图；
图2A和图2B是按照本公开的实施例的消融针的示意图；
图3是图2A和图2B的消融针的辐射图的示意图；
图4是按照本公开的实施例的计划系统的示意图；
图5是描述按照本公开的实施例的计划系统的整个操作的流程图；
图6和图7是在按照本公开的实施例的计划系统中使用的图形用户界面的示意图；
图8是描述按照本公开的实施例的图像划分和逆向计划的算法的流程图；
图9是说明按照本公开的实施例的划分结节的算法的流程图；
图10A-图10B是消融区和能量输送之间的关系的图形表示；
图1lA是按照本公开另一个实施例的血管和靶标之间的关系的示意图；
图1lB是按照本公开的另一个实施例的替代剂量曲线的图形表示；
图12A-图12C是按照本公开的另一个实施例的计划方法的示意图；
图13是按照本公开的实施例的导航系统的示意图；
图14A和图14B是在图13的导航系统中使用的图形用户界面的示意图；
图15是说明按照本公开的实施例的金标追踪算法的流程图；
图16A和图16B分别描绘了利用摄影机获得的图像以及该图像的校正版本；
图17是描述按照本公开的实施例的用于找出白色圆圈的算法的流程图；
图18A-图18C描绘了图17中描述的算法的中间图像结果；
图19是描述按照本公开的实施例的用于找出黑色圆圈和黑色区域的算法的流程图；
图20A-图20D描绘了图19中描述的算法的中间图像结果；
图21A是说明按照本公开的实施例的匹配算法的流程图；
图21B是描绘按照本公开的实施例的施加拓扑约束的算法的流程图；
图22A-图22D是在图21A的算法中使用的金标模型的示意图；
图23是按照本公开的再一个实施例的一体化计划和导航系统的示意图；
图24是按照本公开的另一个实施例的一体化计划和导航系统的示意图；
图25A和图25B是适合于与图24的系统一起使用的导航系统的示意图；
图26-图29是按照本公开的各个实施例，在图24的系统中使用的图形用户界面的示意图。
具体实施方式
下面参考附图，说明本公开的具体实施例；不过，应明白的是，公开的实施例仅是本公开的例子，可以用各种形式体现。没有详细描述公知的功能或构造，以避免用不必要的细节模糊本公开。于是，这里公开的具体结构和功能细节不应被解释成对本公开的限制，而仅仅作为权利要求书的基础，以及作为教导本领域技术人员以实际上任何合适的细节结构，不同地利用本公开的代表性基础。在附图的整个说明中，相同的附图标记指代相似或相同的元件。
参见附图，图1描绘了按照本公开的各个实施例的计划和导航系统的概况。如图1中所示，如图1所示，通过图像捕捉设备10获取患者“P”的术前图像15。图像捕捉设备10可包括(但不限于)获得二维(2D)或三维(3D)图像的MRI设备、CAT设备或超声设备。图像捕捉设备10保存传送给计划系统100的术前图像15。通过把图像15上传到网络，借助无线通信装置把图像15传送给计划系统100，和/或把图像15保存在插入计划系统100中的可拆卸存储器中，可把术前图像15传送给计划系统100。在本公开的实施例中，按DICOM格式保存术前图像15。在一些实施例中，图像捕捉设备10和计划系统100可被并入独立单元中。
下面更详细说明的计划系统100接收术前图像15，并确定靶标的大小。根据靶标大小和选择的外科手术器械，计划系统100确定实现靶标的处理的设定，包括能量级和处理持续时间。
下面更详细说明的导航系统200利用置于医学成像设备(例如，超声成像设备)上的金标图案，确定外科手术器械的体内位置。相对于利用医学成像设备获得的图像，在显示设备上显示外科手术器械的体内位置。一旦外科手术器械被置于靶标附近，用户就可根据计划系统确定的处理区设定，实现靶标的处理。
在一些实施例中，用户利用计划系统100，确定处理区设定，并在利用导航系统200实现处理时，利用处理区设定。在其它实施例中，当外科手术器械位于靶标附近时，计划系统100向导航系统200传送处理区设置，以自动实现靶目的处理。另外，在一些实施例中，计划系统100和导航系统200被结合为单个独立系统。例如，单个处理器和单个用户接口可用于计划系统100和导航系统200，单个处理器或多个用户接口可用于计划系统100和导航系统200，或者多个处理器和单个用户接口可用于计划系统100和导航系统200。
图2A表示按照本公开的实施例的外科手术器械的例子。具体地，图2A表示具有扼流圈72的消融针60的变形的侧视图，图2B表示沿图2A的2B-2B的剖面侧视图。消融针60表示通过馈线(或轴)64电连接到近侧定位的耦合器66的辐射部分62。辐射部分62被表示为具有涂覆在节段62上的密封层68。扼流圈72被表示成部分置于馈线64的远侧节段上，以形成扼流部分70，它位于辐射部分62近侧。
为了改善消融针60的能量聚焦，电扼流圈72用于把场传播或辐射图案包含在消融针60的远端。通常，扼流圈72布置在消融针60上靠近辐射节段之处。扼流圈72被放置在介电材料上，所述介电材料被置于消融针60上。扼流圈72是导电层，它可被管路或涂层覆盖，以迫使所述导电层与在下面的消融针60相符，从而形成更加远侧，从而更接近辐射部分62的电连接(或短路)。扼流圈72和下面的消融针60之间的电连接也可通过其它连接方法，比如软焊、焊接、铜焊、压接、使用导电粘合剂等实现。消融针60电耦接至发生器，所述发生器向消融针60提供电外科能量。
图3是按照本公开的消融针60的实施例的剖面图，示出了发射辐射图的图形表示。
图4-图12C说明按照本公开的各个实施例的计划系统100的操作。参见图4，计划系统100包括接收器102、存储器104、控制器106、输入设备108(例如，鼠标、键盘、触控板、触摸屏等)和显示器110。在计划系统100的操作期间，接收器102接收呈DICOM格式的术前图像15，并把图像保存在存储器104中。控制器106随后处理图像15(下面更详细地说明)，并把处理后的图像显示在显示器110上。利用输入设备108，用户能够导航穿过图像15，从图像15中选择图像之一，在选择的图像上选择种子点，选择消融针，调整通量级，和调整处理持续时间。输入设备108提供的输入被显示在显示器110上。
图5描述由计划系统100用于确定处理计划的算法的总体概鉴。如图5中所示，在步骤120，通过无线连接、网络、或者通过从可拆卸存储介质下载图像，获得DICOM格式的图像，并保存在存储器104中。控制器106随后执行图像15的自动三维(3D)绘制，并在步骤122中显示3D绘制图像(如图6中所示)。在步骤124，执行图像划分，以区分特定的感兴趣区域，并计算感兴趣区域的体积。如下所述，划分可以是用户驱动的或者自动的。在步骤126，控制器执行还将在下面更详细说明的逆向计划操作，从而确定处理感兴趣区域的处理算法。所述处理算法可包括外科手术器械、能量级和/或处理持续时间的选择。另一方面，用户可以选择外科手术器械、能量级和/或处理持续时间，以满足处理医生的意愿，它应包括以便处理靶标和周围组织的边际部分(margin)的“边际值”。
图6和图7描绘了可显示在显示器110上的图形用户界面(GUI)。如图6和图7中所示，每个GUI被分成多个区域(例如，区域132、134和136)，以显示绘制的DICOM图像。例如，区域132显示患者“P”沿横剖面的图像，区域134显示患者“P”沿冠状剖面的图像。区域136描绘了患者“P”的3D绘制。在其它实施例中，径向截面也可被显示在GUI上。GUI允许用户在下拉菜单131中选择不同的消融针。GUI还允许用户分别在区域133和135中，调整功率和时间设定。此外，GUI在区域137中具有多个附加工具，包括(但不限于)启动种子点选择的计划工具、对比工具、缩放工具、拖动工具、滚动穿过DICOM图像的滚动工具、和显示DICOM数据集的体积绘制的3D绘制工具。
图8的流程图描述用于进行图像划分步骤124和逆向计划步骤126的基本算法。如图8中所示，在步骤140，用户选择种子点(参见图6，其中十字线以区域132和134中的靶标“T”为中心)。在手动选择种子点后，在步骤142，计划系统100划分结节，以区分感兴趣的体积。在其它实施例中，可以根据像素的强度值，自动检测种子点。
图9描述用于划分结节的算法的流程图。如图9中所示，一旦在步骤151中识别了种子点，所述算法就在步骤152中创建感兴趣区域(ROI)。例如，ROI可包括4cm3的体积。在步骤153，连接的阈值滤波器应用阈值，并在保存于存储器104中的DICOM图像中，找出连接到种子点的所有像素。例如，在划分肺结节时，阈值可以始于-400HOundSfield单位(HU)，止于100HU。
在步骤154，控制器106应用几何滤波器，以计算对象的尺寸和形状。几何滤波器使得能够测量标示体积中所有对象的几何特征。所述标示体积能够表示例如划分成不同解剖结构的医学图像。这些对象的各个几何特征的测量结果能够提供对图像的其它深入了解。
所述算法在步骤155判定是否检测到预定形状。如果未检测到预定形状，那么算法进入步骤156，在步骤156，所述阈值被增大预定值。所述算法重复步骤153-155，直到检测到预定对象为止。
一旦检测到预定对象，就在步骤157终止所述算法，计划系统100进入步骤144，以进行体积分析。在体积分析期间，控制器106可计算球形对象的下述性质:最小直径；最大直径；平均直径；体积；球形度；最小密度；最大密度；和平均密度。计算的性质可被显示在显示器110上，如图7的区域139中所示。体积分析可使用几何滤波器来确定最小直径、最大直径、体积、延伸率、表面积和/或球形度。在步骤144，图像强度统计滤波器还可与几何滤波器结合使用。图像强度统计滤波器计算最小密度、最大密度以及平均密度。
在步骤146，针对区分的靶标计算功率和时间设定。图10描述对于给定时间段，沉积到组织中的能量和作为结果的消融区之间的关系的各个曲线图。所述关系通过考虑靶标组织(即，肿瘤、纤维瘤等)的维度和特性以及特定消融针的能量剂量/天线设计，允许逆向计划。下表1表示了消融针的消融体积、功率和时间之间的关系的例子。
表1
利用表1中的值，能够从该表导出线性等式，从而计算最佳功率和时间设定。例如，利用线性回归分析，表1提供以下等式：
体积＝0.292381*功率+8.685714*时间-44.0762 (1)
它可被写成：
功率＝(体积-8.685714*时间+44.0762)/0.292381 (2)
通过利用来自体积分析的最大直径加上1厘米的边际，可如下计算期望的体积：
期望的体积＝4/3*pi*期望半径∧3 (3)
其中期望的半径是如下计算的：
期望的半径＝最大结节直径/2+边际 (4)
将期望的体积代入等式(1)或(2)留下两个未知数：功率和时间。利用等式(2)，控制器106可通过代入时间值来求解功率。控制器106选择维持功率低于70W，或者某个其它预定值的时间最小值，以致用户可以尽可能快地执行该程序，同时把功率保持在安全范围中。
一旦在步骤146计算了功率和时间，功率和时间就被显示在显示器110上，如图7所示(参见133和135)。用户可分别使用控件133和135调整计算的功率和/或时间，从而调整处理区138a和/或边际138b。
存储器104和/或控制器106可保存对应于不同外科手术器械的多个等式。当用户在下拉菜单131中选择不同外科手术器械时，控制器106可执行上面所述的相同分析，以确定保持功率低于70W或某个其它预定值的时间最小值。
尽管上述程序描述了利用单个种子点来确定预定对象，不过，一些靶标可具有不规则形状，所述不规则形状不能够在不对其他组织造成损伤的状态下通过预定处理区来处理。在这种情况下，可利用多个种子点来创建利用重新定位于多个地方的单一外科手术器械或者可同时使用的多个外科手术器械的不规则形状处理方案，以处理形状不规则的区域。
在其它实施例中，存储器104和/或控制器106可保存外科手术器械和处理区性能的目录，它包括为了实现体外或体内处理区而需要的功率、时间、器械数量和器械间隔。根据图像划分和体积分析的结果，控制器可自动选择器械种类、器械数量、多个器械的间隔、和/或每个设备的功率和时间设定，以对ROI进行处理。另一方面，用户可以利用GUI手动选择处理ROI的器械种类、器械数量、多个器械的间隔、每个器械的功率和/或时间设定，从而产生处理方案。
在按照本公开的另一个实施例中，计划系统100还可划分除了靶标之外的器官和其他重要结构。器官和其它结构(比如血管)的划分用于提供更加先进的处理计划。如上关于图10所述，处理区按规则方式与能量输送关联。此外，已知大于三(3)毫米的血管可不利地影响处理区形成。血管的划分将允许血管和待评估靶标之间的交互，包括血管直径(Dl)以及血管与提出的靶标之间的距离(D2)(参见图11A)。所述交互可由用户手动评估或由控制器106自动评估。利用血管直径Dl和距离D2，计划系统100可自动地建议用于处理目的的可选剂量曲线，如图1lB所示。另一方面，控制器106可通过显示器110向用户提供推荐，以移动处理区。另外，不同的处理区投影可被显示在显示器110上。此外，在图8的计算功率和时间设定步骤146中，控制器可取决于血管直径和到靶标区域的距离，对不同的曲线进行权衡。
图12A-图12C描绘了利用器官划分的先进处理计划。器官的划分在计划疗程中具有至少两个优点。在第一种情况下，微创处理通常被选择成是器官保留(orgn sparing)的。通过划分器官，控制器106可以计算器官体积160，并减去确定的消融区162，以确定保留的器官164的体积，如图12A中所示。如果控制器106确定保留的器官体积太小，那么控制器106可提醒用户需要替代处理计划，或者它可以建议替代处理计划。
图12B和图12C描绘了针对位于器官表面上的靶标“T”的处理计划。按照惯例，通常避免靠近器官表面的处理，或者在可进行处理之前，需要另外的技术把该器官和其他器官隔开。在按照本公开的另一个实施例中，在划分器官后，也可以确定靶标“T”的位置。如果处理计划中的处理区162凸出于器官表面之外，并且靶标“T”位于表面上，那么控制器106可以提醒用户处理区162可能影响在靶标“T”附近的其它器官和/或结构，以及该处理方案需要被变更。在另一实施例中，控制器106可自动向用户提出指示外科手术器械、能量级、处理持续时间的建议。控制器106还可建议较小的处理区162，如图12B中所示，或者它可以建议移动处理区162，如图12C所示。
在其它实施例中，在划分靶标、组织、器官和其它结构后，已知的组织性质可被归因于这些结构。这样的组织性质包括(但不限于)跨频率的电导率和介电常数、热导率、热对流系数等等。图8的计划算法可利用归因于划分的肿瘤、组织、器官和其它结构的组织性质来求解Pennes生物传热方程,以便计算消融选定靶标所需的剂量。成功实现利用生物传热方程的更全面求解的关键包括:利用稳态的已知组织性质来预测初始空间温度分布，利用温度上升时的组织性质来根据温度的升高调整空间性质，和利用处于液-气相变的组织性质。
参见图13，按照本公开的实施例的导航系统被概括地表示成200。通常，导航系统200结合固定至超声换能器202的基准贴片或金标贴片204。金标贴片204可被印制在超声换能器202上，借助粘结剂附着在超声换能器202上，或者可移除地耦接到超声换能器202。在一些实施例中，金标贴片被布置在支撑结构上，所述支撑结构被配置成可移除地固定，例如“夹在”超声换能器的外壳上。超声换能器202被耦接到产生声波的超声发生器210。超声换能器202和超声发生器210可被合并成独立单元。超声换能器202朝着患者“P”发出声波。所述声波从患者“P”内的各种结构反射，并被超声换能器202接收。超声换能器202把反射的声波传输给超声发生器210，超声发生器210把反射的声波实时转换为二维(2D)图像。所述2D图像被传送给控制器212。控制器212处理2D图像，并把该2D图像作为包括靶标220的图像218，显示在显示器214上。图像218是可包括靶标“T”的扫描平面“S”的实时表示。
导航系统还包括固定在外科手术器械206上的摄像机208。摄像机208实时捕捉金标贴片204的图像，以便确定外科手术器械206相对于扫描平面“S”的位置。特别地，金标贴片204具有相对于扫描平面“S”的规定空间关系。所述规定空间关系被保存在控制器212中。摄像机208还具有保存在控制器212中的相对于外科手术器械206的已知空间关系。为了确定外科手术器械206和扫描平面“S”之间的空间关系，摄像机208捕捉金标贴片204的图像，并把该图像传送给控制器212。通过利用金标贴片204的图像，控制器212可计算外科手术器械206和扫描平面“S”之间的空间关系。
在控制器212确定外科手术器械206和扫描平面“S”之间的空间关系之后，控制器212把所述关系显示在显示器214上。如图13中所示，显示器214包括扫描平面“S”的图像218，它包括靶标“T”的靶标图像220。另外，控制器212相对于图像218叠加外科手术器械206的虚拟图像206a，以指示外科手术器械206相对于扫描平面“S”的位置。根据消融针206的角度和位置，控制器212可计算外科手术器械206的轨迹，并将计算的轨迹一般显示为216。在一些实施例中，十字线或靶可被叠加在图像218上，以指示外科手术器械206将与扫描平面“S”相交的位置。在其它实施例中，计算的轨迹216可用红色或绿色表示，以指示导航状态。例如，如果外科手术器械206在将与靶标“T”相交的路径上，那么计算的轨迹216将用绿色表示。如果外科手术器械206不在将与靶标“T”相交的路径上，那么计算的轨迹216将用红色表示。
控制器212也可由用户控制，以输入外科手术器械种类、能量级和处理持续时间。外科手术器械种类、能量级和处理持续时间可被显示在显示器214上，如图14A中所示。当外科手术器械206与靶标“T”相交时，虚拟消融区222被投影到图像218上，如图14B中所示。随后用户可调整能量级和处理持续时间，控制器212将调整虚拟消融区222，以反映能量级和处理持续时间的变化。
下面参考图15-图22，说明金标追踪系统。在金标追踪系统中，控制器212从照相机208接收金标图像。控制器212还包括先前保存于其上的对于摄影机208的摄影机校准和畸变系数、金标系统模型、和摄影机-天线校准数据。在其它实施例中，对于摄影机208的摄影机校准和畸变系数、金标系统模型、和摄影机-天线校准数据可在导航程序中被输入控制器212中。根据金标图像、对于摄影机208的摄影机校准和畸变系数、金标系统模型、和摄影机-天线校准数据，控制器212可把消融针206的位置以及诊断帧速率、残留误差和追踪状态输出给显示器214。在一些实施例中，摄影机208和金标贴片204之间的距离可以在约5厘米到约20厘米的范围内。在一些实施例中，摄影机208和金标贴片204之间的距离可以在约1厘米到约100厘米的范围内。
图15表示控制器212采用的金标追踪算法的基本流程图。如图15中所示，在步骤230中捕捉图像帧。在步骤231，控制器212利用摄影机校准和畸变系数校正透镜畸变。由摄影机208捕捉的图像可呈现透镜畸变，如图16A所示。从而，在图像可用于进一步计算前，需要对图像进行畸变校正。在导航程序中使用摄影机208之前，摄影机208用于以不同角度，拍摄棋盘状图案的多个图像。所述多个图像和多个角度用于创建摄影机矩阵和畸变系数。控制器212随后利用摄影机矩阵和畸变系数校正透镜畸变。
在步骤232，控制器212利用图17的算法，找出图像帧中的白色圆圈。如图17中所示，在步骤243中，利用动态阈值(参见图18B)，使在步骤241(图18A)中接收的图像帧阈值化。当利用动态阈值时，在每个有效帧之后，动态阈值算法利用在有效帧中发现的圆圈，计算关于下一帧的新阈值。通过利用在有效帧中发现的圆圈，控制器212基于下式(5)，计算新阈值：
阈值＝(黑色圆圈强度平均值+白色圆圈强度平均值)/2 (5)
可以利用预定阈值来捕捉初始有效帧，所述初始有效帧之后被用来计算新的阈值。
另一方面，控制器212可通过测试阈值的范围来扫描初始阈值，直到找到产生有效帧的阈值为止。一旦找到初始阈值，控制器212就可根据有效帧，把式(5)用于动态阈值化。
在其它实施例中，可以使用固定阈值。固定阈值可以是保存在控制器212中的预定数字，或者可通过测试阈值范围确定所述固定阈值，直到找到产生有效帧的阈值为止。
在对图像应用阈值和自动增益控制之后，在步骤244，进行连接的成分分析，以找出阈值化图像中的所有对象。在步骤245，把几何滤波器应用于连接的成分分析的结果以及图像帧。几何滤波器计算对象的尺寸和形状，并且只保持圆形并且约为合适尺寸的那些对象，如图18C中所示。对所有圆形对象，计算并保存加权形心。
返回参见图15，除了在步骤232中找出白色圆圈之外，控制器212还在步骤233中利用在图1中描述的算法找出黑色圆圈。用于找出黑色圆圈的算法类似于图17中所示的用于找出白色圆圈的算法。为了找出黑色圆圈，在步骤241中接收图像帧之后(参见图20A)，控制器212在步骤242反转图像帧的强度，如图20B所示。随后，如上关于图17所示，图像被如图20C中所示阈值化，进行连接的成分分析，并应用几何滤波器，从而获得图20D所示的图像。在步骤248，对所有的黑色圆圈，计算并保存加权形心。此外，在步骤245，控制器212应用几何滤波器，确定图像帧中除黑色圆圈以外的黑色区域。在步骤249，控制器212保存确定的黑色区域。
在图15的步骤234中，控制器212利用图21A中所示的算法，找出金标图像和金标模型之间的对应。在图21A的步骤251中，控制器212利用拓扑约束选择4个白色圆圈，如图21B中所示。如图21B中所示，在步骤261中，控制器212获得在图19的步骤249中保存的黑色圆圈，和在图17的步骤246中保存的白色圆圈。控制器212随后在步骤263中选择第一个黑色区域，并在步骤264中计数第一个黑色区域中的白色圆圈的数目。控制器212在步骤265中，判定所选黑色区域中的圆圈的数目是否和圆圈的预定数目一致。如果圆圈的数目和圆圈的预定数目不一致，那么算法进入步骤266，在步骤266，选择下一个黑色区域，并在步骤264中，再次计数所述下一个黑色区域中的圆圈的数目。重复该处理，直到在步骤264中计数的圆圈的数目与圆圈的预定数目一致为止。一旦在步骤264中计数的圆圈的数目与圆圈的预定数目一致，算法就进入步骤267，在步骤267，结束拓扑约束算法。在其它实施例中，控制器212通过选择4个最圆的圆圈，来选择4个白色圆圈。
在选择4个圆圈后，在步骤252中，利用凸壳算法(convex hull algorithm)，顺时针顺序地排列这4个圆圈。实向量空间V中的点集X的凸壳或凸状包络是包含X的最小凸集。如果所有点都位于一条直线上，则凸壳是连接最外侧两点的线段。在平面情况下，凸壳是凸多边形，除非所有点位于相同直线上。类似地，在三维中，凸壳通常是包含集合中的所有点的最小凸多面体。此外，模型中的四个匹配金标也是按顺时针顺序排列的。
在步骤253中，计算平面单应矩阵(homography matrix)。在计算平面单应矩阵之后，通过利用图22中所示的4个对应金标模型找出最接近的匹配图像基准点(步骤254和255)，所述单应矩阵被用于把金标模型变换为图像坐标。在步骤256中，控制器212还计算残留误差。所述算法利用所得到的3D变换，把3D金标模型变换为2D图像。所述算法随后比较映射在2D图像中的金标与在2D图像中检测到的金标之间的距离。残留误差是像素的平均距离。该误差用于检验精度以及部分地确定红色/绿色导航状态。控制器212随后选择具有最多匹配和最小残留误差的模型。为了得到更精确的结果，必须存在数目最小的黑色金标匹配(例如，3个)。
在图15的步骤235中，进行摄像机姿态估计。摄像机姿态估计涉及通过迭代地把模型基准点变换到基准图像平面上并使像素中的残留误差达到最小，来计算摄影机和选定模型之间的3D变换。目的是找到误差函数的全局最小值。可能发生的一个问题是需要避免的误差函数中的显著局部最小值的出现(例如，从左侧成像的天线看上去类似于从右侧成像的天线)。通过从多个起始点执行最小化并选择误差最小的结果，控制器212避免局部最小值。一旦计算了3D变换，控制器就可以利用3D变换来把外科手术器械206的坐标变换至模型空间，并把外科手术器械206作为虚拟外科手术器械206a，显示在显示器214中。
由于对象边界在不同照明条件下扩展和收缩，因此常规的方角金标位置可随照明条件而变化。金标贴片204使用黑色和白色圆圈，从而不会受该问题妨碍，因为圆圈的中心始终保持不变，从而继续适用于计算加权形心。也可构思其它对比图像或颜色。
在本公开的另一个实施例中，并且如图23中所示，提供计划和导航系统300。系统300包括连接到控制器306的计划系统302和导航系统304。控制器306连接到显示器308，显示器308可包括单个显示屏或者多个显示屏(例如，两个显示屏)。计划系统302类似于计划系统100，导航系统304类似于导航系统200。在系统300中，显示器308显示上面说明的计划操作和导航操作。计划操作和导航操作可以作为分屏排列被显示在单个显示屏上，计划操作和导航操作可被显示在独立的屏幕上，或者计划操作和导航操作可被显示在相同屏幕上并且用户可在视图之间切换。控制器306可输入来自计划系统的剂量设定，并在导航操作期间利用所述剂量设定，以显示消融区尺寸。
在本公开的其它实施例中，CT导航和软件可以与计划系统100集成。参见图24、图25A和图25B，计划和导航系统被概括地表示成400。系统400包括捕捉具有电磁基准点428和/或光学基准点438的患者“P”的CT图像的图像捕捉设备402。CT图像以DICOM格式被提供给与计划系统100类似的计划系统404。计划系统400被用于如上所述确定处理计划，处理计划被提供给控制器408，并作为计划屏幕412显示在显示器410上，如图26中所示。
导航系统406可利用如图25A中所示的电磁追踪系统、如图25B中所示的红外追踪系统、或者光学追踪系统。参见图25A，导航系统420包括电磁场发生器422、具有电磁换能器426的外科手术器械424、和置于患者身上的电磁基准点428。电磁场发生器422发出电磁波，所述电磁波被外科手术器械424上的电磁传感器(未明确图示)和电磁基准点428检测，并随后被用于计算外科手术器械424和电磁基准点428之间的空间关系。空间关系可由电磁场发生器422计算，或者电磁场发生器422可把数据提供给控制器408，以计算消融针424和电磁基准点428之间的空间关系。
图25B描绘了与上面在图13中说明的导航系统类似的备选导航系统430。在图25B中，光学基准点或金标438被放置在患者身上。附着在外科手术器械424上的摄像机436拍摄金标438的图像，并把该图像传送给控制器408，以确定消融针相对于金标438的位置。
在从导航系统406收到数据之后，控制器408可以使外科手术器械424的位置与CT图像关联，以便把外科手术器械424导航到靶标“T”，如下所述。这种情况下，(任意类型的)患者基准上也可具有不透射线的标记，以允许CT期间的可视化。这允许控制器将患者CT图像坐标系和器械追踪坐标系关联。
控制器408和显示器410相互协作，以把CT图像显示在导航屏幕440上，如图27中所示。如图27中所示，显示屏幕440包括横向视图442、冠状图444和矢状图446。每个视图包括靶标“T”和消融区452(包括边际)的视图。横向视图442、冠状图444和矢状图446、消融区452都是从计划系统404输入的。另外，所有计划要素(例如，器械选择、能量级和处理持续时间)都被自动传送给导航屏幕440。导航屏幕440也是允许用户调整器械选择、能量级和处理持续时间的图形用户界面。
在显示屏440上设置导航引导屏幕448，以帮助把消融针导航到靶标“T”。根据从导航系统406接收的数据，控制器可判定外科手术器械424是否与靶标“T”对准。如果外科手术器械424没与靶标“T”对准，则圆圈454将偏离外圆圈453的中心。用户随后将调整外科手术器械424的进入角度，直到圆圈454的中心与外圆圈453的中心对准为止。在一些实施例中，当圆圈454的中心没有与外圆圈453的中心对准时，圆圈454可被显示为红色圆圈，或者当圆圈454的中心与外圆圈453的中心对准时，圆圈454可被显示为绿色圆圈。另外，控制器408可计算靶标“T”和外科手术器械424之间的距离。
在图28中描绘了的另一个实施例中，控制器408把虚拟外科手术器械424a叠加在3D绘制的图像上，并把组合图像显示在屏幕462上。类似于上面说明的方法，用户可对准圆圈453的中心和圆圈454的中心，以把外科手术器械424导航至靶标“T”。另一方面，用户可通过观察屏幕462上的虚拟外科手术器械424a，确定外科手术器械424相对于靶标“T”的位置，从而将外科手术器械424导航至靶标“T”。
图29描绘了本公开的另一个实施例。类似于上面的屏幕462，在图29的实施例中，屏幕472描绘了与先前获得并绘制的CT图像成空间关系的虚拟外科手术器械424a。CT图像已经被体积绘制，以区分靶标“T”，以及另外的结构、血管和器官。通过对靶标“T”以及另外的结构、血管和器官进行体积绘制，用户能够把外科手术器械424导航到患者体内，同时避开了另外的结构、血管和和器官，以避免不必要的伤害。
应明白以上说明只有举例说明本公开。本领域的技术人员可以想出各种备选方案和修改，而不脱离本公开。因而，本公开意图包含所有这样的备选方案、修改和变化。参考附图说明的实施例只是用于展示本公开的一些例子。与上面说明的和/或附加权利要求中的元件、步骤、方法和技术并无实质不同的其它元件、步骤、方法和技术也在本公开的范围之内。

Claims (16)

1.一种计划系统，包括：
接收器，配置成接收多个图像；
存储器，配置成保存所述多个图像；
控制器，配置成三维地绘制所述多个图像，划分所述多个图像以区分靶标区域，划分靶标区域中的至少一条血管或划分靶标区域中的至少一个器官，应用几何滤波器以计算靶标区域中的至少一个对象的尺寸和形状，进行体积分析以根据靶标区域确定处理计划以及根据所述至少一条血管与所述至少一个对象的接近度或所述至少一个对象相对于所述至少一个器官的位置，通过调整能量级和处理持续时间来调整处理计划；
输入设备，配置成调整处理计划；和
显示器，配置成显示绘制的所述多个图像和靶标区域。
2.按照权利要求1所述的计划系统，其中显示器提供图形用户界面。
3.按照权利要求1所述的计划系统，其中控制器被进一步配置为进行以下操作：
选择种子点；
围绕种子点，创建感兴趣区域；
将感兴趣区域中的第一多个像素与预定阈值相比较；
从所述第一多个像素中，选择第二多个像素，其中所述第二多个像素被连接到种子点，并且小于预定阈值；和
对所述第二多个像素应用几何滤波器。
4.按照权利要求3所述的计划系统，其中控制器被进一步配置为进行以下操作：
判定所述第二多个像素是否形成预定对象，
其中如果所述第二多个像素未形成预定对象，那么增大预定阈值，并重复比较所述第一多个像素、选择所述第二多个像素、应用几何滤波器、和判定所述第二多个像素是否形成预定对象的操作。
5.按照权利要求1所述的计划系统，其中控制器被进一步配置为进行以下操作：
选择外科手术器械；和
根据靶标区域和选择的外科手术器械，计算能量级和处理持续时间。
6.按照权利要求1所述的计划系统，其中，显示器被进一步配置为显示处理计划。
7.一种外科手术计划系统，包括：
存储器，被配置成保存多个CT图像；
控制器，被配置成三维地绘制所述多个CT图像，划分所述多个CT图像以区分靶标区域，划分靶标区域中的至少一条血管或划分靶标区域中的至少一个器官，应用几何滤波器以计算靶标区域中的至少一个对象的尺寸和形状，进行体积分析以根据靶标区域确定处理计划以及根据所述至少一条血管与所述至少一个对象的接近度或所述至少一个对象相对于所述至少一个器官的位置，通过调整能量级和处理持续时间来调整处理计划；和
显示器，被配置成通过图形用户界面，显示绘制的所述多个CT图像和靶标区域，所述图形用户界面被配置成允许选择外科手术器械，所述控制器被配置成根据靶标区域和选择的外科手术器械，计算能量级和处理持续时间。
8.按照权利要求7所述的计划系统，还包括配置成接收所述多个CT图像的接收器。
9.按照权利要求8所述的计划系统，其中所述多个CT图像由接收器通过无线网络接收。
10.按照权利要求7所述的计划系统，其中所述多个CT图像为DICOM格式。
11.按照权利要求7所述的计划系统，其中通过图形用户界面，可选择能量级和处理持续时间中的至少一者。
12.按照权利要求7所述的计划系统，其中图形用户界面包括多个区域，每个区域被配置成显示绘制的所述多个CT图像的剖面。
13.按照权利要求7所述的计划系统，其中通过图形用户界面，可选择所述多个CT图像至少之一，以便显示在显示器上。
14.按照权利要求7所述的计划系统，其中控制器被进一步配置为进行以下操作：
选择种子点；
围绕种子点，创建感兴趣区域；
将感兴趣区域中的第一多个像素与预定阈值相比较；
从所述第一多个像素中，选择第二多个像素，其中所述第二多个像素被连接到种子点，并且小于预定阈值；和
对所述第二多个像素应用几何滤波器。
15.按照权利要求14所述的计划系统，其中控制器被进一步配置为进行以下操作：
判定所述第二多个像素是否形成预定对象，
其中如果所述第二多个像素未形成预定对象，那么增大预定阈值，并重复比较所述第一多个像素、选择所述第二多个像素、应用几何滤波器、和判定所述第二多个像素是否形成预定对象的操作。
16.按照权利要求7所述的计划系统，其中，显示器被进一步配置为显示处理计划。
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