CN112294435A - 对内置假体的部署的改进的实时模拟 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于通过X射线进行医学成像的设备。更具体地，本发明涉及内置假体的部署的模拟，以便在血管内手术过程中辅助外科医生。本发明利用单个2D图像来确定内置假体的简化模型的某些特征：2D位置和支架的部署值；确定至少一个支架的固有旋转；然后确定在血管结构的3D模型中表示支架结构的模型的部署，所述模型基于前述步骤初始化。

Description

对内置假体的部署的改进的实时模拟
技术领域
本发明涉及医用X射线系统领域，并且更具体地说，涉及用于腹主动脉的动脉瘤的血管内手术的放射系统。
背景技术
腹主动脉的动脉瘤可以通过常规的开放式手术或通过血管内手术来治疗。在血管内介入期间，外科医生不能直接进入手术部位。相反，在血管内手术中，外科医生在腹股沟区域的股动脉中制造切口，并插入非常柔性的金属线。通过推动该线，然后外科医生可以将其工具(包括内置假体) 移动到腹主动脉中的动脉瘤区域。当外科医生认为内置假体位于正确的位置时，他可以决定释放内置假体，该内置假体自动部署。
因此，内置假体的正确定位是至关重要的。实际上，这种假体必须正确放置，并且必须不阻塞从主动脉分支的动脉。在最复杂的情况下，所谓的有孔内置假体包括必须精确地定位成面向次级动脉口的开口。例如，这些开口必须定位成面向主动脉和肾动脉之间的接合处，所述接合处从肾动脉引出。因此，为了避免阻塞这些接合处和阻塞肾动脉，正确地定位内置假体是必要的。
为了引导这些动作，外科医生使用移动介入放射系统以便精确地定位内置假体，其将重新定向血流。这些系统也称为移动C形臂(或块放大器)，其允许外科医生在介入期间获取X射线图像，并实时且以微创方式监视工具(导管、假体等)的位置。这些系统中的大多数使得有可能获得具有高达每秒三十个图像的视频图像流的二维图像。然后，医生使用这些图像在脑海中重建工具和动脉的几何形状，以便实时验证其定位。这种X射线成像需要注射造影剂。这种造影剂对于使主动脉对X射线可见是必不可少的，但它具有有毒的缺点。因此，注射和图像捕获的可能次数受到限制。
在某些情况下，将内置假体安装到位的步骤非常复杂，并且需要使图像捕获倍增，并且结果，需要患者受到的辐射和注入的造影剂的量倍增。术后并发症的概率也较高。在短期内，这是由于血液损失以及被手术工具阻塞的区域的冲洗不良。从中长期来看，内置假体的不精确定位导致泄漏和血栓形成的风险。内置假体在主动脉中的部署以3D方式进行。因此，单一的2D图像可能不足以允许外科医生清楚地评估内置假体的部署。因此，获得对手术部位的三维可视化的可能性对于外科医生将是很大的优点，从而允许他快速且精确地定位他的工具，同时减少血管造影的数量。
目前有几种方法允许这种3D可视化。然而，这些方法仍然基于从不同视角拍摄多个2D图像以用于3D重建。因此，它们涉及造影剂的多次注射，并且由于必须在不同角度拍摄多个图像，操作时间也增加。
因此，需要一种辅助外科手术的工具，允许外科医生几乎实时地并以 3D方式使其工具和它们在患者主动脉中的配置可视化。
发明内容
为此，本发明涉及一种方法，包括：通过X射线捕获血管结构的2D 图像；获取血管结构的3D模型；获取血管结构中的内置假体的模型，内置假体包括多个支架；根据2D图像中并且针对每个支架，确定至少一个位置、至少一个取向和至少一个部署值；针对每个支架，模拟表示支架结构的支架的模型在血管结构的3D模型中的部署，基于内置假体的模型初始化所述支架的模型；显示所部署的支架模型。
有利地，2D图像定义了3D参考坐标系，其包括图像的垂直轴、水平轴和深度轴；在内置假体模型中，每个支架由以下限定：取向和至少一个特征点的至少一个位置，取向和至少一个位置由至少6个自由度限定，包括：支架的第一特征点在参考坐标系中的3D位置；固有旋转角度；支架的至少一个部署值，部署值围绕其中心轴限定；支架的模型由多个互连的梁单元形成；所述方法包括：根据2D图像并且针对每个支架，确定至少一个位置、至少一个取向和至少一个部署值；确定沿着垂直轴和水平轴的至少一个特征点以及所述支架的至少一个部署值；针对至少一个支架，确定其固有旋转角度。
有利地，每个支架的位置和取向由分别对应于支架沿其中心轴的中心、上端和下端的三个特征点的3D位置以及支架绕其中心轴的固有旋转来限定。
有利地，针对至少一个支架，确定其固有旋转角度包括确定固有旋转角度，对于该固有旋转角度，支架上的至少一个不透射线标记的至少一个 3D位置投影最接近地匹配2D图像上的至少一个标记的至少一个图像。
有利地，通过执行使至少一个投影与2D图像上的至少一个标记的至少一个图像之间的距离最小化的循环来获得固有旋转角度，所述循环是所述固有旋转角度的函数。
有利地，针对至少一个支架，确定其固有旋转角度包括在表示支架的中心轴的上端的特征点与表示支架的中心轴的下端的特征点之间以有限元模型的梁单元的形式对支架进行建模，其中特征点沿着深度轴没有位移。
有利地，内置假体以有限元模型的形式表示，其中：每个支架由梁单元建模，连续的支架通过至少一个梁单元彼此连接；支架特征点的位置沿垂直轴、水平轴和深度轴固定，支架的最大部署直径大于或等于血管结构在部署位置处的直径；支架的特征点的位置沿着垂直轴和水平轴固定并且沿着深度轴自由位移，支架的最大部署直径小于血管结构在部署位置处的直径；支架的特征点沿深度轴的位置由有限元模型的机械平衡确定，支架的最大部署直径小于血管结构在部署位置处的直径。
有利地，所部署的支架模型的显示包括支架模型的投影在血管结构的 2D图像上的叠加显示。
有利地，所部署的支架模型的显示包括所部署的支架模型和血管结构的3D模型的3D显示。
有利地，血管结构的3D模型是有限元模型，其通过梁单元表示血管结构的中心线。
本发明还描述了一种计算机程序产品，其包括被配置成用于执行根据本发明的实施例之一的方法的计算机代码单元。
本发明还描述了一种设备，包括：至少一个输入端口，其被配置为接收通过X射线捕获的血管结构的2D图像；至少一个计算单元，其被配置为执行根据本发明的实施例之一的方法。
该方法总体上允许对主动脉中内置假体的部署进行可靠且快速的计算。例如，该方法可以在标准计算设备上在约三十秒内进行，这允许几乎实时地对内置假体的部署进行建模。
本发明的方法为外科医生提供了基于其实际位置的内置假体的部署的实时可视化。因此，这使得可以显著地提高由外科医生执行的治疗的精度。
本发明的方法需要单次图像捕获以模拟内置假体的部署，这避免了使用造影剂的多次注射。
该方法可应用于部署的假体，并且也可应用于未部署或部分部署的假体。
附图说明
通过阅读参照附图提供的描述，本发明的其他特征、细节和优点将变得清楚，附图作为示例给出并且在附图中：
图1示出了其中可以实施本发明的医学成像系统；
图2a示出了围手术期的2D图像，其示出了在注射造影剂的情况下主动脉中的内置假体；
图2b示出了围手术期的2D图像，其示出了在没有注射造影剂的情况下主动脉中的内置假体；
图2c示出了根据本发明的一组实施方式的部署在模拟主动脉中的内置假体；
图3示出了根据本发明的一组实施方式的模拟内置假体的部署的方法；
图4示出了根据本发明的一组实施方式的内置假体模型内的支架的建模；
图5示出了在内置假体的模型的背景内支架的部署；
图6示出了基于2D图像确定支架的特征点的垂直和水平位置以及支架的部署；
图7a示出了根据本发明的一组实施方式的对支架的部署进行建模的第一示例；
图7b示出了根据本发明的一组实施方式的对支架的部署进行建模的第二示例；
图8示出了根据本发明的一组实施方式的支架的部署的模拟在围手术期图像上的叠加。
具体实施方式
图1示出了在其中可以实施本发明的医学成像系统。
系统100是移动介入放射系统。
它包括被称为C形臂110的单元，该单元允许拍摄患者的身体的X射线图像。C形臂能够绕不同的轴转动，以便以不同的角度捕获静止患者的图像。C形臂包括允许医疗团队控制取向和图像捕获的控制接口。
C形臂110连接到计算设备(例如，计算机120)，其能够在显示装置 (例如，屏幕121)上产生由C形臂110拍摄的X射线图像的显示。为此，计算设备120包括用于接收围手术期图像的入口端口。计算设备120还包括至少一个计算单元(例如，处理器)，以用于处理由C型臂拍摄的图像。例如，处理器可以执行图像的预分析，并且可以在图像上叠加医疗团队可能感兴趣的信息项(例如，捕获图像的时间、患者的温度、他或她的血压等)。
将系统分成两个设备，分别是用于拍摄图像的C形臂110和用于处理和显示它们的计算设备120，这允许在使用C形臂110时具有很大的灵活性，即使显示屏121的位置保持固定，C形臂110也可以保持移动。
在本发明的一组实施例中，该设备120还使得能够生成内置假体的部署的可视化，并以2D或3D生成其显示，如下面将解释的。
系统100仅作为其中可以实施本发明的系统的示例而给出。本发明可以在许多其他医疗系统中实施。例如，根据不同的图像捕获模式，可以在单个设备中执行图像的处理和显示。还可以在一个位置捕获图像，并将该图像发送到另一站点(例如，在远程服务器上)以用于处理并显示该图像。
图2a、图2b和图2c分别示出了根据本发明的一组实施方式的围手术期的2D图像，其示出了在注入和不注入造影剂的情况下主动脉中的内置假体以及在模拟主动脉中部署的内置假体。
图2a示出了通过X射线(例如，通过诸如设备100的设备)拍摄的并利用造影剂拍摄的主动脉的围手术期图像。该图像允许主动脉边界的可视化。特别地，它使得可以知道主动脉在每个点处的直径并且可以从相邻静脉分支的地方进行可视化。
图2b示出了在没有造影剂的情况下且在支架部署之前通过X射线(例如，通过诸如设备100的设备)拍摄的主动脉的围手术期图像200b。在没有造影剂的情况下，主动脉的边界不再可辨别，但是内置假体的支架211b、 212b、213b、214b、215b、216b、217b和218b、219b、220b是明显的。支架211b至218b未部署，支架219b部分部署，并且支架220b完全部署。不透射线标记(例如，标记230b和231b)也是明显的。围手术期的成像也使得能够定位某些关键特征点，这些关键特征点例如可以通过诸如标记 230b和231b的标记来可视化。这些标记可以定位在内置假体上特别重要的点，以便允许外科医生在围手术期的图像上定位它们。
当引入内置假体时，外科医生可以在注射造影剂的情况下捕获第一图像以使主动脉的边界可视化，然后在没有造影剂的情况下捕获一个或多个图像，以使支架和不透射线标记的位置可视化。这两个视图可以叠加显示，以使支架在主动脉内的位置可视化。
在这个阶段，内置假体可以是未部署的、部分部署的或完全部署的。然而，如图2b中的图像允许确定支架的位置，如将在下面解释的。
因此，这种类型的围手术期的2D图像允许外科医生对动脉中的内置假体的位置和部署有大致了解。然而，这种2D视图可能经常证明不足以评估就其本质而言在3D中发生的部署。
图2c示出了部署在实体模型中的内置假体的图像。该图像类似于外科医生在有造影剂的围手术期图像的叠加与没有造影剂的围手术期图像的叠加中所看到的图像，也就是说，使内置假体和内置假体在其中部署的空间两者可视化。在图2c的示例中，内置假体完全部署。该图像示出了部署在主动脉220的实体模型中的内置假体。内置假体由多个支架211、212、213、 214、215、216、217、218形成。因此，围手术期图像允许以2D方式可视化支架在动脉内的位置和部署。
如下面将解释的，本发明使得可以基于2D图像获得内置假体的部署的 3D模拟和可视化。在本说明书的其余部分中，将根据参考坐标系Rim，基于三个轴x、y和z来表示3D部署，这三个轴分别对应于垂直轴、水平轴和深度轴。由垂直轴x和水平轴y形成的平面被称为投影平面或2D图像的平面。然而，该参考坐标系仅作为示例给出，并且本领域技术人员在阅读本公开时将有可能选择满足其需要的任何3D参考坐标系。
图3示出了根据本发明的一组实施方式的模拟内置假体的部署的方法。
方法300的目的是模拟内置假体的部署，并允许外科医生可视化内置假体在动脉中的部署，如果合适的话，以3D方式可视化。
方法300包括通过X射线捕获血管结构的2D图像311的步骤310。该 2D图像是围手术期的图像，并且可以例如由诸如设备100的C臂型设备拍摄。图2a和图2b中的图像是这种图像的两个示例。如上所述，通过X射线捕获这种图像可以包括将造影剂注射到血管结构中。应当注意，在说明书的其余部分，将通过与主动脉中内置假体的模拟有关的示例来说明该方法。然而，这些示例作为非限制性示例给出，并且该方法可以应用于模拟内置假体在任何血管结构中的部署。内置假体在主动脉中的部署和在另一血管结构中的部署之间没有根本的差异，并且因此该方法可以直接应用于其他血管结构。该方法还可以应用于模拟内置假体在外科实体模型中的部署。
2D图像的捕获定义了将在该方法的其余部分中使用的3D参考坐标系。该3D参考坐标系包括图像捕获的垂直轴、水平轴和深度轴。在图2的示例中，这些轴分别标记为x、y和z。然而，这种命名仅通过示例的方式给出，并且对于本领域技术人员来说，为轴提供满足其需要的名称和取向是简单的事情。
方法300还包括获取主动脉的3D模型321。该3D模型321使得可以以3D方式限定主动脉的轮廓和体积。例如，主动脉可以由一组3D多边形来限定。因此可以在由2D成像定义的参考坐标系中表示主动脉的边界。
根据本发明的不同实施例，可以以不同方式获得3D模型。例如，它可能已经通过3D成像为患者预先创建、预先获得，并且然后在手术期间实时配准，或者它可以是从围手术期的2D图像创建的。
在本发明的一组实施例中，主动脉321的3D模型是有限元模型，包括主动脉的中心线及其表面的表示。
在本发明的一组实施方式中，主动脉的3D模型是通过主动脉的先前模型的非刚性配准方法从围手术期的2D图像(例如，从C型臂获得的图像) 获得的。
如上所述，主动脉的非刚性配准方法基于动脉中心线的有限元模型。围手术期2D图像的投影平面中包含的围手术期信息项用作有限元模型上的边界条件。然后通过机械模型计算平面之外的变形。
在本发明的一组实施例中，配准方法具有以下步骤：
-使用例如由“Antiga,L.(2002).大动脉中的几何形状和血流的患者特定建模.Politecnico di Milano”引入的Voronoi图法提取动脉的中心线；
-在基于梁单元的有限元模型中实施中心线。这可以以不同的方式完成。“Duriez,C.(2013).涉及变形和器械-组织相互作用的医疗程序的实时触觉模拟(博士论文，Université des Sciences et Technologie de Lille-Lille I)”提供了通过有限元模型实施主动脉的中心线的示例；
-在围手术期图像与在前述步骤中提取的中心线的投影之间执行第一 2D/2D非刚性配准。这种非刚性配准由刚性配准然后是插值组成；
-然后在有限元模型中实施与手术期间主动脉或工具的位置有关的2D 信息项。假设围手术期图像的投影矩阵是已知的。通过这种方式，可以计算在2D图像上识别的每个特征点的反投影线。然后，在机械模型中以边界条件的形式实施这些信息项，迫使3D模型的点沿着反投影线移动。因此，机械模型计算不包含在围手术期的2D图像的投影平面内的变形，以便达到平衡状态；
-然后围绕更新的中心线重建主动脉的体积。
在本发明的一组实施例中，主动脉的3D模型被叠加在围手术期的图像上。
方法300还包括获取内置假体的模型331。在该模型中，每个支架由支架的至少一个位置和一个取向以及支架的部署来限定，支架的至少一个位置和一个取向由至少6个自由度来限定。
代表支架的位置和取向的自由度包括支架的至少一个特征点的至少一个3D位置，以及支架围绕其中心轴的固有旋转rx’。根据不同的实施例，支架的6D位置可以以不同的方式限定。例如，它可以由支架的至少两个特征点的3D位置和固有旋转角度来限定，或者由支架的单个特征点的3D位置和三个旋转角度来限定。本领域技术人员将能够容易地限定满足其需要的支架建模的类型。
图4示出了根据本发明的一组实施方式的内置假体模型内的支架的建模。
图4示出了内置假体模型331内的支架的建模400。
在该示例中，支架与其自身的参考坐标系R支架相关联，该参考系R支架包括最初与参考坐标系Rim的轴(x，y，z)对准的3个轴(x’，y’，z’)。支架的固有旋转rx’被定义为围绕中心轴(其也可以称为垂直轴)x’。该简化模型包括三个特征点P0、P1、P2的3D位置，分别对应于支架沿其中心轴x’的中心、上端和下端。在该示例中，支架的位置和取向因此由10个自由度限定(用于三个3D位置的9个自由度以及用于旋转的一个自由度)。
这种三个特征点的使用使得可以进一步改进支架的位置和取向的确定。
然而，支架的位置和取向的这种建模仅作为非限制性示例给出，并且支架的位置和取向可以以其他方式表示。例如，它们可以由特征点P0的位置和3次旋转、或者特征点P1和P2的位置以及围绕轴x’的固有旋转来表示。
图5示出了在内置假体的模型的背景下支架的部署。
在本发明的一组实施例中，支架的部署由单个值限定。该值可以是例如支架的直径、部署的百分比或比率。
图示500示出了几个支架的简化部署。轴510以mm为单位示出了支架的部署。轴520示出了每个支架的位置和长度。
根据本发明的不同实施例，还可以根据有限数量的值来表示支架的部署，该有限数量的值表示支架在围绕其中心轴的不同特征点处的部署。例如，支架的部署可以由支架上端的部署值和支架下端的部署值表示。
因此，通过至少一个表示支架围绕其中心轴部署的水平的值来表示支架的部署，使得可以结合位置和取向值，借助于有限数量的参数，以高度综合的方式表示每个支架在内置假体内的部署，其中，可以从2D围手术期的图像中提取所述有限数量的参数中的大部分值。
因此，内置假体的模型331允许内置假体的简化建模，使得可以用有限数量的自由度来表示内置假体的整体定位。
回到图3，方法300包括，根据2D图像并且针对每个支架，确定至少一个特征点沿着垂直轴(x)和水平轴(y)的至少一个位置以及所述支架的至少一个部署值的步骤330。
该步骤包括识别可直接从2D图像获得的内置假体模型的所有值。
图6示出了根据2D图像确定支架的特征点的垂直和水平位置以及所述支架的部署。
更准确地说，图6示出了图2c的图像，在该图像上突出显示了用于对 3D内置假体的部署进行建模的不同参数。因此，图6示出了在主动脉的围手术期图像上，在类似于外科医生可以实时可视化的2D图像上，对某些值的检测。尽管图2c和图6示出了部署在主动脉的实体模型中的内置假体，但是图6中所示的要素也适用于示出主动脉的图像，其借助于造影剂突出显示，与内置假体的图像叠加，并且也适用于内置假体在未部署或部分部署时的图像。
三个插图610、620和630分别示出了在图像200上确定支架的特征点的位置、支架的部署以及与主动脉的中心线的关联的三个示例。
特别地，如图2b所示，2D图像使得可以直接获得支架的每个特征点沿参考坐标系Rim的x和y轴的位置。可以从屏幕上显示的信息项中手动地进行读取，或者从检测支架的重心位置的处理中半自动地进行读取。在图6 所示的示例中，根据图4所示的模型，支架211与三个特征点211-P1、211-P0 和211-P2相关联。因此，针对每个支架，对图像200b的分析使得可以直接推导出特征点211-P0、211-P1和211-P2沿x和y轴的位置。例如，这些点可以对应于图像200b的点211b-0、211b-1和211b-2，其位置可以通过分析图像200b直接确定。根据本发明的不同实施例，可以相对于参考坐标系 Rim的单个原点或参考主动脉的中心点来确定特征点的位置x、y。然后，借助于这样确定的特征点的位置，在模拟中定位支架。
插图620示出了针对每个支架，确定所述支架围绕其中心轴的至少一个部署值。在图6的示例中，每个支架与其上端的部署值和其下端的部署值相关联。例如，支架211与其上端的部署值211-D1相关联并与其下端的部署值211-D2相关联。这里，再次，支架的部署值可以通过分析图像200 直接获得。在插图620的示例中，支架被部署，并且部署值可以通过手动地或通过图像分析自动地测量支架在图像上的部署而直接获得。
在内置假体未部署或未完全部署的实施例中，如果内置假体的最大部署直径大于或等于部署点处的主动脉的直径，则部署值可以确定为部署点处的主动脉的所述直径。在相反的情况下，部署值对应于内置假体的最大部署。实际上，在这种情况下，内置假体在这点的最终部署直径将受到主动脉直径或支架直径的约束。
插图630示出了支架的特征点与主动脉的中心线之间的关联。
主动脉的中心线可以通过投影预先获得的3D中心线，或通过骨架化 2D图像的方法(已知许多骨架化2D图像的方法，例如“Couprie,M., Coeurjolly,D.,&Zrour,R.(2007).在2D和3D中的离散二等分线函数和欧几里得骨架，图像和视觉计算，25(10),1543-1556”所描述的方法)获得。在本发明的一组实施例中，在主动脉的中心线上初始化支架的特征点沿z轴的位置。
如图6所示，确定支架的水平和垂直位置以及部署的步骤330可以通过对围手术期的2D图像的直接分析来完成，或者手动地或者通过图像分析自动地完成。
因此，这种确定非常迅速地进行。因此，一旦捕获了2D图像，就可以实时地实现步骤330。此外，该步骤允许在所确定的值上具有小于一毫米的高精度。
内置假体的模型的某些特征不能通过直接分析图像来直接确定。例如，不能直接确定特征点在深度轴z上的位置和支架的固有旋转。这些值可以被初始化为默认值。例如，可以初始化点在深度轴上的位置，使得这些点位于主动脉的中心线上，并且可以将支架绕轴x’的固有旋转初始化为0。
在本发明的一组实施例中，内置假体组件以有限元模型的形式建模，其中，每个支架由梁单元建模，且支架通过小梁单元彼此连接。
在本发明的一组实施例中，多个连接梁单元(例如，五个)串联布置在代表支架的梁单元的端部之间。这些连接梁单元可以与刚度矩阵相关联，该刚度矩阵的机械特性不同于表示支架的梁单元的刚度矩阵的机械特性。因此，这些连接梁单元将具有较小刚性性能。这使得可以精确地对连续支架之间的机械平衡进行建模。
在部署部位处，其最大部署直径大于或等于的主动脉的直径的支架被认为是受约束的：它们的特征点的位置沿轴x、y和z固定，事实上，它们的位置将完全受它们部署时的主动脉体积的约束。相反，最大部署直径小于主动脉直径的那些支架被认为是“自由的”：它们的特征点沿水平轴x和垂直轴y的位移受到约束，但是沿z轴自由位移。然后，通过有限元模型的机械平衡来限定它们沿深度轴z的位置。
这使得可以在考虑主动脉内机械力的平衡的同时，获得支架的精确3D 位置，其位置不完全受主动脉体积的约束。
支架的特征点定位在主动脉的中心线上提供了在计算时间和方法精度之间的良好折衷。
回到图3，方法300包括确定内置假体的至少一个支架的固有旋转角度的步骤340。
根据本发明的不同实施例，在每个支架上分别执行的该步骤可以在内置假体的所有或一些支架上执行。例如，它可以在内置假体的每个支架上执行。它也可以只在某些关键支架上执行，例如包括将面对流入孔定位的窗口的支架。外科医生也可以根据其需要手动选择将在其上执行该步骤的支架。
在本发明的一组实施例中，针对至少一个支架，确定其固有旋转角度 rx’包括确定这样的固有旋转角度rx’，对于该固有旋转角度rx’，至少一个不透射线标记的位置的投影与该标记在2D图像上的图像最接近地匹配。例如，在图6中的插图610、620和630中也表示的图像200中，支架211包括一定数量的不透射线的标记，例如标记230和231。这些不透射线的标记的位置在支架的简化模型中是已知的。因此，知道了支架的部署值，对于固有旋转角度rx’的每个值，可以将不透射线标记的3D位置投影到2D图像上，并且检查其是否与2D成像上的不透射线标记的位置一致。可以对一个或几个标记进行这种比较。
rx’的确定因此可以以不同的方式实现。例如，可以通过执行使3D位置的投影与2D图像上的至少一个标记的图像之间的距离最小化的循环来获得固有旋转角度rx’，所述循环是所述固有旋转角度rx’的函数。
因此，角度rx’可以迭代地修改，并且在每次迭代中，可以计算每个标记在2D图像上的模型中的3D位置的投影与其由X射线拍摄的图像之间的位置差。如果使用几个标记，则位置差的绝对值可以加在一起或单独获取。因此，可以例如通过随机方法中的梯度下降算法、或者通过任何其他算法作为固有旋转rx’的函数迭代地确定角度rx’的值，以便最小化2D成像上的一个或多个标记的图像与3D位置的投影之间的位置差，通过该算法可以识别标记的3D位置的投影与其图像之间的差的全局最小值。根据本发明的不同实施例，可以利用单个出发点或利用多个出发点来初始化这种算法，以避免向局部最小值收敛。这里可以使用任何最小化算法。
这提供了确定支架的固有旋转rx’的简单和快速的方式。
方法300然后包括模拟主动脉311的3D模型中的部署，对于每个支架，模拟由多个梁单元形成并基于内置假体210的模型331初始化的支架的模型351。
一旦确定了内置假体的模型331的参数值，其中每个支架以简化的方式表示，该步骤包括使用这些参数值来初始化每个支架的更复杂的模型，并模拟其在主动脉的3D模型中的部署。
在已经部署内置假体的情况下，这使得可以3D地模拟内置假体的实际部署。在内置假体未部署或未完全部署的情况下，这允许外科医生将如果他决定将内置假体部署在其当前位置，则内置假体的部署将看起来是什么样子可视化。
图7a和图7b示出了根据本发明的一组实施方式的支架的部署的建模的两个示例。
支架的模型351由对支架建模的多个梁单元形成。梁单元的数量可以根据期望的复杂度而变化。支架的模型351可以由例如大约一百个梁单元形成。
图7a示出了主动脉330的3D模型中的模型700a(对应于模型351的示例)的初始化。如上所述，步骤330和340使得可以为每个支架确定简化模型的特征：特征点的位置、绕中心轴的旋转等。这些值允许表示支架结构的模型351、700a的梁单元的位置和取向的初始化。
在图7a的示例中，支架尚未部署。为了模拟支架的部署，然后模拟梁单元从初始位置到主动脉330的3D模型的界限的延伸就足够了。
图7b示出了在主动脉330的3D模型中部署的支架模型。如上所述，模型700b由多个梁单元形成，例如单元710b、711b、712b、713b。因此，支架可以部署到其最大延伸度，或者直到梁单元到达主动脉的界限，例如在点720b、721b处。
有限元模型使得可以同时考虑支架内的约束以及支架和主动脉之间的相互作用。
由于表示支架结构的有限元模型是基于预先计算的简化模型初始化的，所以可以快速实现支架部署的简单模拟，同时非常精确地模拟支架的部署。
因此，方法300作为整体允许对主动脉中内置假体的部署进行可靠且快速的计算。例如，该方法可以在标准计算装置上在约三十秒内进行，这允许几乎实时地对内置假体的部署进行建模。
以下事实允许该结果：对包括多个单元的每个支架的结构进行建模的完整模型(模型351、700a、700b)通过前面的步骤初始化并且仅需要部署。尽管可以直接对表示内置假体的每个支架的结构的完整模型的部署进行建模而无需先前假设，但这将花费相当多的时间并与实时操作的执行不相符。
返回图3，方法300包括显示所部署的支架的模型的步骤360。该显示可以是通过将支架部署的投影叠加在围手术期的2D图像上(例如图像200) 以2D方式显示，或者是通过以3D方式显示支架的部署和主动脉330的模型而以3D方式显示。例如，可以在医学成像设备的屏幕121上显示该显示。
假设该方法允许以非常精确的方式且实时地模拟内置假体的部署，则显示360允许外科医生基于内置假体的实际位置实时地可视化内置假体的部署。因此，这使得可以显著地提高由外科医生执行的治疗的精度。
在将该方法应用于部署的内置假体的情况下，外科医生可以以3D方式可视化所述部署。在将该方法应用于未部署的内置假体的情况下，如果外科医生基于当前位置决定部署内置假体，则外科医生可以以3D方式使内置假体的部署将看起来如何可视化。
此外，该方法需要单次图像捕获以模拟内置假体的部署，这避免了使用造影剂的多次注射。
图8示出了根据本发明的一组实施方式的支架的部署的模拟在围手术期图像上的叠加。
图像800示出了内置假体的部署的模拟在从C型臂获得的2D成像上的叠加。如上所述，本发明还允许在主动脉的3D模型上模拟内置假体的部署的3D表示。在3D可视化的情况下，外科医生可以操纵该表示以在不同视角可视化对部署的预测。
在这两种情况下，这都允许外科医生实时地可视化内置假体的部署的模拟。
上述示例证明了本发明允许确定内置假体的部署的能力。然而，它们仅通过示例的方式给出，并且不以任何方式限制如以下权利要求中限定的本发明的范围。

Claims (11)

1.一种方法(300)，包括：
-通过X射线捕获(310)血管结构的2D图像(311)；
-获取所述血管结构的3D模型(321)；
-获取所述血管结构中的内置假体(210)的模型(331)，所述内置假体(210)包括多个支架；
-根据所述2D图像并且针对每个支架，确定(330、340)至少一个位置、固有旋转角度(rx’)和至少一个部署值；
-针对每个支架，模拟表示所述支架的结构的所述支架的模型(351)在所述血管结构的所述3D模型(321)中的部署(350)，基于所述内置假体(210)的所述模型(331)初始化所述支架的所述模型；
-显示(360)所部署的支架模型；
所述方法的特征在于，针对至少一个支架，确定(340)其固有旋转角度(rx’)包括：确定以下所述固有旋转角度(rx’)，对于所述固有旋转角度(rx’)，所述支架上的至少一个不透射线标记的至少一个3D位置投影最接近地匹配所述2D图像上的至少一个标记的至少一个图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中：
-所述2D图像(311)定义了3D参考坐标系(Rim)，所述3D参考坐标系(Rim)包括所述图像的垂直轴(x)和水平轴(y)以及深度轴(z)；
-在所述内置假体模型中，每个支架由以下限定：
-取向和至少一个特征点(P0、P1、P2)的至少一个位置，所述取向和所述至少一个位置由至少6个自由度限定，所述至少6个自由度包括：
-所述支架的第一特征点(P0)在所述参考坐标系中的3D位置；
-所述固有旋转角度(rx’)；
-所述支架的所述至少一个部署值，所述至少一个部署值围绕所述支架的中心轴限定；
-所述支架的所述模型由多个互连的梁单元形成；
所述方法包括：
-根据所述2D图像并且针对每个支架，确定(330、340)至少一个位置、至少一个取向和至少一个部署值；确定(330、340)沿着所述垂直轴(x)和所述水平轴(y)的所述至少一个特征点、以及所述支架的所述至少一个部署值；
-针对至少一个支架，确定(340)其固有旋转角度(rx’)。
3.根据权利要求1和2中任一项所述的方法，其中，每个支架的所述位置和所述取向由分别对应于所述支架沿其中心轴(x’)的中心、上端和下端的三个特征点(P0、P1、P2)的3D位置和所述支架围绕其中心轴(x’)的固有旋转角度来限定。
4.根据权利要求1至3中的一项所述的方法，其中，通过执行使所述至少一个投影与所述2D图像上的所述至少一个标记的所述至少一个图像之间的距离最小化的循环来获得所述固有旋转角度(rx’)，所述循环是所述固有旋转角度(rx’)的函数。
5.根据权利要求1至4中的一项所述的方法，其中，针对至少一个支架确定(340)其固有旋转角度(rx’)包括在表示所述支架的所述中心轴的所述上端的特征点(P1)与表示所述支架的所述中心轴的所述下端的特征点(P2)之间以有限元模型的梁单元的形式对所述支架进行建模，其中，所述特征点沿着所述深度轴(z)没有位移。
6.根据权利要求5所述的方法，其中：
-所述内置假体被以有限元模型的形式进行表示，其中：
-每个支架由梁单元建模，连续的支架通过至少一个梁单元彼此连接；
-所述支架的所述特征点的位置沿着所述垂直轴(x)、所述水平轴(y)和所述深度轴(z)固定，所述支架的最大部署直径大于或等于所述血管结构在部署位置处的直径；
-所述支架的所述特征点的位置沿着所述垂直轴(x)和所述水平轴(y)固定并且沿着所述深度轴(z)自由位移，所述支架的最大部署直径小于所述血管结构在所述部署位置处的直径；
-所述支架的所述特征点沿所述深度轴(z)的位置由所述有限元模型的机械平衡确定，所述支架的最大部署直径小于所述血管结构在所述部署位置处的直径。
7.根据权利要求1至6中的一项所述的方法，其中，显示(360)所部署的支架模型包括所述支架模型(351)的投影在所述血管结构的所述2D图像(311)上的叠加显示。
8.根据权利要求1至6中的一项所述的方法，其中，显示(360)所部署的支架模型包括对所部署的支架模型和所述血管结构的所述3D模型(321)的3D显示。
9.根据权利要求1至8中的一项所述的方法，其中，所述血管结构的所述3D模型(321)是有限元模型，所述有限元模型通过梁单元表示所述血管结构的中心线。
10.一种计算机程序产品，包括计算机代码单元，所述计算机代码单元被配置为当所述程序在计算设备的计算单元上执行时执行根据权利要求1至9中的一项所述的方法。
11.一种设备(120)，包括：
-至少一个输入端口，所述至少一个输入端口被配置为接收通过X射线捕获的血管结构的2D图像(311)；
-至少一个计算单元，所述至少一个计算单元被配置为执行根据权利要求1至9中的一项所述的方法。
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