使用光纤形状数据的曲面多平面重建

摘要

一种系统和方法，包括启用了形状感测的设备（102），所述启用了形状感测的设备具有光纤（126）。解读模块（115）被配置为接收来自结构内的所述光纤的光信号，并且解读所述光信号，以确定设备的形状。图像生成模块（140）被配置为接收所述设备的形状、将所述形状与所述结构的图像体积进行配准并且基于所述形状生成曲面多平面重建（CMPR）绘制。

说明书

技术领域

本公开涉及医疗器械，并且更具体地涉及在医疗应用中用于改善曲面 多平面重建或重构的形状感测光纤。

背景技术

在计算机断层摄影（CT）（例如，牙科CT，心脏CT，工业CT等）中， 曲面多平面重构或重建（CMPR）是非常有用的工具。通过一个接一个堆叠 轴向切片来建立体积。CMPR涉及对轴向切片堆叠生成透视图，由此能够 生成全景图像和来自旁轴切割的图像。CMPR一般用于使具有弯曲的几何 形状的结构可视化，诸如牙科或心脏特征。CMPR操作包括在轴向（或冠 状或矢状）平面（例如，在二维（2D）视图中）上生成多面重建（MPR） 线。这可以包括生成沿着感兴趣区域的曲线。在三维模态中，CMPR能够 被绘制为可见的。能够绘制沿着线的切片用于观察，使得平行于选定平面 的横截面或切片可用于针对感兴趣区域被单独地回顾。在MPR线上的平面 的取向能够改变为轴向、冠状或矢状。这通过选择适当的视图来实现。可 能使更厚或更薄的平板（切片）可视化。

为了达到多种诊断目的（例如，血管尺寸和病理分析），对于放射科医 师，体积成像数据的CMPR是重要的。为该成像模式生成路径数据（例如， 曲线）会是要求选择标志点的繁琐手工任务。尽管使用基于图像的中心线 或分割算法自动完成，所述任务仍然是困难的。

发明内容

根据本原理，一种系统和方法，包括具有光纤的启用了形状感测的设 备（shape sensing enabled device）。解读模块被配置为从结构内的光纤接收 光信号，并且解读所述光信号，以确定所述设备的形状。图像生成模块被 配置用于接收所述设备的形状，将所述形状与所述结构的图像体积进行配 准，并且基于所述形状生成曲面多平面重建（CMPR）绘制。

一种工作站，包括形状感测系统，所述形状感测系统包括启用了形状 感测的医疗设备和解读模块，所述启用了形状感测的医疗设备具有至少一 个光纤，并且所述解读模块被配置为从结构内的至少一个光纤接收光信号， 并且解读所述光信号，以确定医疗设备的形状。曲面多平面重建（CMPR） 绘制模块包括图像生成模块，所述图像生成模块被配置为接收医疗设备的 形状，将所述形状与所述结构的图像体积进行配准。使用所述形状作为路 径信息，从图像体积生成CMPR。包括用于观察CMPR的显示器。

一种方法，包括：从被设置在三维结构内的形状感测设备中收集形状 感测数据；将其中具有形状感测设备的三维结构与图像体积进行配准；以 及，从形状感测数据生成曲面多平面重建（CMPR）图像，使得形状感测数 据提供路径，沿着所述路径，采用图像体积数据来提供三维结构的图像。

通过结合附图阅读的图示性实施例的以下详细描述，本公开的这些和 其他目的、特征和优点将变得显而易见。

附图说明

参考以下附图，在优选实施例的以下描述中将详细陈述本公开，其中：

图1是示出了根据一个实施例的一种具有形状感测系统的系统和工作 站的方框/流程图，所述形状感测系统采用形状感测数据作为用于曲面多平 面重建（CMPR）成像的路径数据；

图2是具有在其中设置的形状感测设备的血管的心脏图像；

图3是具有与图2的血管对应的血管的心脏的图像体积；

图4是根据本原理使用形状感测设备数据作为用于CMPR图像的路径 的图3的血管的图示性CMPR图像；

图5是示出了根据图示性实施例用于采用形状感测数据作为路径信息 以生成CMPR的系统/方法的方框/流程图；以及

图6是示出了根据另一图示性实施例的一种采用形状感测数据作为路 径信息以生成CMPR的系统/方法的方框/流程图。

具体实施方式

根据本原理，在介入过程期间使用光纤形状感测技术、用于曲面多平 面重建（CMPR）生成的路径数据的密集多点设备追踪被制造可用于提高效 率和精度。尤其，基于非笛卡尔成像模态（诸如脉管内超声（IVUS）图像） 的介入性设备与标准笛卡尔数据集的共同配准并不是微不足道的。当光纤 被集成在介入性设备（例如，导线、导管等）内和/或嵌入成像设备（例如， IVUS、光学相干断层摄影（OCT）等）时，光纤形状感测CMPR提供用于 数据融合的方法。这在非笛卡尔图像模态（例如，OCT、IVUS）与笛卡尔 成像模态（例如，CT、MRI等）之间的融合图像中尤其有用。

非笛卡尔成像模态包括不跟随正交笛卡尔坐标系的K空间轨迹的采集 （例如，极投影成像或径向投影成像等）。笛卡尔成像模态包括跟随正交笛 卡尔坐标系的K空间轨迹的采集（例如，直线成像）。非笛卡尔成像模态的 范例包括OCT、IVUS等。光学相干断层摄影（OCT）是光学信号采集和处 理方法，其从光散射介质（例如，生物组织）内捕获微米分辨率三维图像。 光学相干断层摄影是采用例如近红外光的干涉技术。相对长波长光的使用 允许其穿透散射介质。根据光源的特性（超发光二极管和超短脉冲激光）， 光学相干断层摄影已经实现次微米分辨率（具有在a～100nm波长范围以上 的发出的非常宽光谱源）。OCT也已经开始用于介入性心脏病学，以帮助诊 断冠状动脉疾病。

IVUS是使用专门设计的导管的医学成像方法，所述导管具有附接至导 管的远端的小型化超声探头。导管的近端被附接至计算机化超声装备。这 允许血管等内部的超声成像，使活体中的内壁可视化。尽管已经在此图示 性描述，非笛卡尔成像模态不限于描述的那些非笛卡尔成像模态，并且可 以包括其他类型和方法。

在一个实施例中，在介入性设置中，将三维（3D）或3D加时间（3D+t） 成像数据与形状追踪系统进行配准。每当记录数据帧，沿着由形状追踪启 用器械（例如，导管、导线等）描述的路径计算CMPR。CMPR被呈现给 医师，反射解剖的扭曲图像，形状追踪启用器械当前贯穿在所述解剖的扭 曲图像中。

在另一实施例中，集中于磁共振成像（MRI）采集，能够调整实时MRI 体积参数，以仅仅采集针对生成由形状追踪启用设备当前贯穿的体积的 CMPR的必要的数据，潜在地使采集时间流线化，并且增加介入性成像帧 速率。这也可以适用于其他成像模态。

应当理解，在医疗器械方面将描述本发明；然而，本发明的教授更广 泛，并且适用于任何光纤器械。在一些实施例中，在追踪或分析复杂生物 或机械系统中采用本原理。尤其，本原理可适用于生物系统的内追踪过程、 在身体的全部区域（诸如肺、胃肠道、排泄器官、血管等）中的过程。在 附图中描绘的元件可以被实现为硬件和软件的多个组合中，并且提供可以 在单一元件或多个元件中进行组合的功能。

通过使用专用硬件以及能够与适当软件联合执行软件的硬件，能够提 供在附图中示出的多个元件的功能。当由处理器提供时，由单一专用处理 器、由单一共享处理器、或由多个单独处理器（其中一些能够共享），能够 提供所述功能。而且，术语“处理器”或“控制器”的明确使用不应被解 释为仅仅涉及能够执行软件的硬件，并且能够隐含地包括而不限于，数字 信号处理器（“DSP”）硬件、用于存储软件的只读内存（“ROM”）、随机存 取内存（“RAM”）、非易失存储器等。

而且，本文列举的本发明的原理、方面和实施例，以及其具体范例的 全部叙述意为涵盖其结构和功能等效物。额外地，意为这些等效物包括当 前已知等效物和在未来开发的等效物（即，无论结构如何，执行相同功能 的开发的任何元件）。由此，例如，本领域技术人员应当认识到，本文陈述 的方框图表示图示性系统组件和/或体现本发明的原理的电路的概念视图。 相似地，应当认识到，任何流程图表、流程图等表示多个过程，其可以在 计算机可读存储介质中大体被表示，并且因此由计算机或处理器进行执行， 不论是否明确示出这样的计算机或处理器。

此外，本发明的实施例能够采取从计算机可用或计算机可读存储介质 可访问的计算机程序产品的形式，所述计算机可用或计算机可读存储介质 提供由计算机或任何指令执行系统使用的或者连同计算机或任何指令执行 系统一起使用的程序代码。为了这个描述的目的，计算机可用或计算机可 读存储介质能够是任何装置，其可以包括、存储、通讯、传播、或输送由 或者与指令执行系统、装置、或设备使用的或者连同指令执行系统、装置、 或设备一起使用的程序。所述介质能够是电子、磁性、光学、电磁、红外、 或半导体系统（或装置或设备）或传播介质。计算机可读介质的范例包括 半导体或固态内存、磁带、可移动计算机软盘、随机存取内存（RAM）、只 读内存（ROM）、硬磁盘和光盘。光盘的当前范例包括压缩盘-只读内存 （CD-ROM）、压缩盘-读/写（CD-R/W）、Blu-Ray^TM（蓝光光碟）和DVD。

现在参考附图，其中同样的数字表示相同或相似的元件，并且初始参 考图1，根据一个实施例图示性地示出了一种使用启用了形状感测的设备用 于曲面多平面重建的系统100。系统100可以包括工作站或控制台112，通 过所述工作站或控制台112来监督和/或管理过程。工作站112优选地包括 一个或多个处理器114和用于存储程序和应用的内存116。内存116可以存 储光学感测和解读模块115，所述光学感测和解读模块115被配置为解读来 自形状感测设备或系统104的光学反馈信号。光学感测模块115被配置为 使用光学信号反馈（和任何其他反馈，例如，电磁（EM）追踪），以重建 形变、偏转和与医疗设备或器械102和/或其周围区域关联的其他改变。医 疗设备102可以包括导管、导线、探头、内窥镜、机器人、电极、过滤设 备、气囊设备或其他医疗组件等。

形状感测系统包括模块115和被安装或集成到设备102的形状感测设 备104。所述形状感测系统包括光学询问机108，所述光学询问机108提供 选定的信号，并且接收光学响应。光源106可以被提供作为询问机108的 部分或作为用于向形状感测设备104的提供的光信号的分立单元。形状感 测设备104包括一个或多个光纤126，所述一个或多个光纤12以一种或多 种固定模式被耦合到设备102。所述光纤126通过电缆127连接到工作站 112。根据需要，所述电缆127可以包括光纤、电连接、其他器械等。

具有光纤的形状感测104可以基于光纤布拉格光栅传感器。光纤布拉 格光栅（FBG）是反射光的特定波长并且传递全部其他波长的一小段光纤。 这通过添加纤芯中的折射率的周期性变化来实现，所述折射率的周期性变 化生成波长特异性的介质镜。因此，光纤布拉格光栅能够用作内联滤光器， 以屏蔽某些波长，或作为波长特异性的反射镜。

纤维布拉格光栅的操作背后的基本原理是在折射率改变的每个接口处 的菲涅尔反射。对于一些波长，多个周期的反射光同相，由此存在用于反 射的相长干涉并且因此存在用于传输的相消干涉。布拉格波长对应变和温 度敏感。这意味着布拉格光栅能够用作光纤传感器中的感测元件。在FBG 传感器中，量度（例如，应变）引起布拉格波长中的位移。

这个技术的一个优点是能够在纤维的长度上分布多个传感器元件。将 三个或更多核与嵌入结构的沿着纤维的长度上的多个感测器（计量表）进 行合并，允许精确确定的这样结构的三维形式，通常具有优于1mm的精度。 在沿着光纤的长度的多个位置处，能够定位多个FBG传感器（例如，三个 或更多纤维感测核）。从每个FBG的应变测量中，能够推理在那个位置处 的结构的曲率。通过多个测量的位置，确定完整的三维形式。

作为光纤布拉格光栅的备选，能够利用在常规光纤中的固有的反向散 射。一个这样的途径是使用在标准单一模式通信纤维中的瑞利散射。瑞利 散射发生作为在纤维核中折射率随机波动的结果。这些随机波动能够被建 模作为具有沿着光栅长度的幅度和相位的随机变化的布拉格光栅。通过在 多核纤维的单一长度内运转的三个或更多核中使用这个作用，能够跟随感 兴趣表面的3D形状和动力学。也可以采用其他光学现象，诸如例如，布里 渊散射等。

在过程期间，针对对象131的原位成像，可以采用成像系统110。所述 成像系统110可以与设备102（例如，IVUS等）合并或可以在对象131外 部采用所述成像系统110。成像系统110也可以用于收集和处理术前图像， 以标出在对象中的感兴趣区域来创建用于配准并具有形状感测空间的成像 体积130。图像生成模块140被配置为接收所述设备的形状，将所述形状与 图像体积130进行配准，并且基于所述感测形状生成曲面多平面重建 （CMPR）绘制。

工作站112包括显示器118，其用于观察的对象（患者）131的内部图 像，包括CMPR。成像系统110可以包括荧光透视系统、计算机断层摄影 （CT）系统、超声系统、核成像系统（PET、SPECT）等。显示器118也 可以允许用户与工作站112及其组件和功能或系统100内的任何其他元件 交互。通过接口120更便于完成该过程，所述接口120可以包括键盘、鼠 标、操纵杆、触感设备或任何其他外围设备或控件，以允许用户从工作站 112反馈并且与工作站112交互。

在一个实施例中，为了达到多个诊断目的（例如，血管维度和病理分 析），需要体积成像数据的曲面多平面重建（CMPR）。根据本原理，CMPR 基于由形状感测104提供的位置数据。所述形状感测104提供点的连续轨 迹，在所述点上生成CMPR。在尤其有用的实施例中，形状感测104启用 多个成像模态的融合或配准。所述点的连续轨迹提供曲线或直线，一个或 多个成像模态能够配准到所述曲或直线。例如，关于笛卡尔成像模态（例 如，CT、MRI等）能够融合或配准非笛卡尔图像模态（例如，OCT、IVUS）。 利用不同成像模态得到的多个图像的融合增加精度，并且提高图像的可视 化。

参考图2，在一个范例中，细长设备（诸如导管）配备形状感测光纤并 且特定血管204或其他脉管结构内部被推进，例如，心脏206内、腔内结 构（诸如胃肠道、肺气道等）。在血管204或结构的形状中，形状感测纤维 是弯曲的。所述形状感测设备104提供路径数据，所述路径数据可以代替 分割或中心线算法使用。形状感测数据提供血管形状的实时快照。尤其， 形状感测纤维提供能够与血管和/或感兴趣区域的术前数字图像进行配准的 形状。在一个范例中，基于非笛卡尔成像模态（诸如静脉超声（IVUS））的 导管可以具有在其中集成的光纤感测设备。从形状感测设备捕获如由几何 形状（例如，三维形状）随时间变化提供的血管的形状，并且所述血管的 形状用于与由一个或多个成像模态（例如，笛卡尔和非笛卡尔模态）收集 的图像数据进行配准。

参考图3，对应于血管204图示性地示出了三维术前图像210。通过已 知配准算法执行所述配准，所述已知配准算法寻找两个数据集中的相似模 式，并且配准数据集，使得一个数据集的点与另一数据集的点匹配。亦即， 三维空间一致。在一个实施例中，当形状感测纤维被集成在成像设备内（例 如，导线嵌入成像设备，诸如具有IVUS、OCT等）时，自动融合数据集。

参考图4，由于介入性引导背景内的CMPR的诊断和治疗价值，基于 来自形状感测光纤的反馈可以构造CMPR。CMPR402包括血管204的全景 二维图像，其从在收集形状感测光纤数据期间采集的三维几何形状中可以 被变得平坦。由于将形状感测光纤数据与术前图像数据进行配准或融合， 横截面线404可以被指示并且用于生成血管204的内部结构的横截面视图 406。形状感测光纤的数据用于计算体积成像数据集的CMPR。形状感测光 纤数据以在五个维度中（例如，3D空间、围绕纤维轴的1D旋转、1D时间） 密集采集的点的形式递送路径信息。可以生成横截面406，所述横截面406 横向通过沿着如描绘的血管204的路径。

参考图5，根据一个图示性实施例示出了方框图，用于描述针对CMPR 成像的方法。在方框502中，在具有形状追踪系统的介入性设置中配准3D （或3D+时间）成像数据。在方框504中，从启用了形状感测的器械（例 如，导管，导线等）中可以连续收集多个维度中的数据（例如，达到五个 或更多）。在方框506中，每当记录数据帧（或许多数据帧），可以沿着由 启用了形状感测的器械描述的路径计算CMPR。CMPR可以被呈现给医师， 反映解剖的扭曲图像，启用了形状感测的器械与所述解剖的扭曲图像当前 相交（例如，在其内部定位）。

对于IVUS、血流储备分数（FFR）、OCT或其他基于导管的成像过程， 启用了形状感测的CMPR可视化也尤其有价值，允许非笛卡尔成像信息与 来自前过程或内过程模态（例如，计算机断层摄影（CT）、磁共振成像（MRI）、 荧光透视等）的常规笛卡尔数据进行快速融合。能够将3D中的启用了形状 感测的器械路径与在笛卡尔体积（例如，在心脏CT体积采集中的冠状脉管） 识别的对应路径进行快速实时配准。血流储备分数（FFR）是用于冠状导管 插入的技术，以测量冠状动脉狭窄（通常由于动脉粥样硬化而变窄）两侧 的压力差，以确定狭窄阻碍氧递送至心肌（心肌缺血）的可能性。

在方框508中，能够执行配准完善，以解释在笛卡尔数据集采集与基 于导管成像撤回（例如，非笛卡尔数据集）之间的任何其他组织位移。启 用了形状感测的器械的曲线路径允许在任何瞬间沿着器械路径的前过程或 内过程体积数据集的快速重采样。备选地，使用实时启用了形状感测的器 械形状信息，能够重采样沿着曲线路径作为撤回采集的数据，诸如体积 IVUS或OCT数据，以创建在前过程或内过程成像模态的笛卡尔成像空间 中的体积数据集。启用了形状感测的设备可以被移动到新位置，作为完善 的一部分。对于任何这些情况，基于CMPR的启用了形状感测的设备提供 非笛卡尔基于导管成像数据集与基于笛卡尔成像模态的动态共同配准和可 视化。在方框514中，对于启用了形状感测的设备的每个新形状/位置，可 以更新CMPR。操作路径返回方框504，以执行所述更新。

对于OCT，撤回或撤退是相当快，但是在撤回之前和恰好之后，可以 得到形状感测3D形状。血管的心跳运动妨碍在心血管应用中对于OCT的 配准。所述数据能够被重新调节为恒定血管直径，以解释该运动。独立监 测器或来自启用了形状感测的器械的数据能够提供在器官运动状态下的信 息。该信息能够用于驱动在启用了形状感测的器械空间与用于生成CMPR 的体积数据集（体积）之间的可形变配准。换言之，CMPR计算处理能够 考虑运动数据，以生成反映解剖的当前形状的时变CMPR。如果使用启用 了形状感测的器械的时间形变数据，时间上取平均值能够用于减少噪声。 应当注意，本文中具有形状感测设备的结构可以包括脉管结构或任何腔内 结构（诸如，胃肠道、肺气管等）。解释的运动可以包括心跳、蠕动振动、 呼吸运动等。

在方框510中，显示图像绘制，用于在过程期间存储或使用。利用具 有由来自启用了形状感测的器械特性的信息部分或全部定义的参数设置的 多个可视化方案能够增强以上绘制途径。这些可以包括但不限于，解剖和 功能的颜色编码体积绘制、具有颜色编码图的表面绘制，以反映组织的解 剖或功能特性/启用了形状感测的器械特性，以及半透明/不透明增强绘制， 其中，形状信息用于自动调整/定义可视化参数。所述图像可以包括来自多 个成像模态的融合图像。

在另一实施例中，在方框512中，能够调整实时体积参数，以仅仅采 集对于生成由形状启用设备当前贯穿的体积的CMPR所需的数据。这与 MRI模态一起尤其有用，其能够使采集时间流线化，并且通过收集在感兴 趣区域中的仅需的信息来增加介入性成像帧速率。

参考图6，根据一个实施例图示性地示出了用于生成CMPR的方法。 在方框602中，从被配置在三维结构（例如，脉管结构、机械结构等）内 的形状感测设备中收集形状感测数据（路径信息）。所述形状感测设备可以 包括内窥镜、导管、导线等中的一个。

在方框604中，针对所述结构，使用一个或多个成像模态，可以收集 图像体积。这可以在任何过程之前执行该过程，并且可以在不同位置和时 间处执行该过程。在方框606中，在采集图像体积期间可以任选地调整图 像体积参数，以将体积数据的收集限制在与形状感测设备相交的区域。

在方框608中，将在其中具有形状感测设备的三维结构与图像体积进 行配准（即，将形状感测空间与图像体积进行配准）。形状感测设备可以包 括在其中集成的成像模态。在这种情况下，已经配准图像体积和形状感测 空间。所述图像体积可以包括对象或患者的术前图像。所述图像体积可以 包括由计算机断层摄影、磁共振成像、荧光透视、超声等中的一个或多个 得到的所述结构的三维图像。

在方框610中，从形状感测数据生成曲面多平面重建（CMPR）图像， 使得形状感测数据提供路径，沿着所述路径，采用图像体积数据来提供三 维结构的一幅或多幅图像。这可以包括所述结构的扭曲线性或展开的二维 视图。所述视图受到针对所述结构由形状感测设备采集的路径的影响和/或 基于所述路径。所述形状感测数据可以包括针对三维空间的随时间变化的 信息和关于形状感测设备的轴的旋转。所述结构的视图可以包括可以得到 并且同时观察切片或横截面的位置。在方框612中，可以沿着所述路径绘 制所述结构的横截面。

在方框614中，每当为形状感测设备采集新形状或为了聚集额外的信 息，可以完善所述CMPR。在方框616中，图像数据可以被重新调节（例 如，可以是完善的一部分），以解释在结构中的运动。所述运动可以由于心 跳或其他来源。所述重新调节可以包括采取平均移位或采用更精细的评估 工具来评估在CMPR视图中的适当维度。

在解读所附权利要求中，应当理解：

a）“包括”一词不排除在给定权利要求中列举的元件或动作之外存 在其他元件或动作；

b）元件前的“一”或“一个”一词不排除存在多个这样的元件；

c）在权利要求中的任何参考标记不限制其范围；

d）若干“模块”可以由相同的项目或硬件或实施结构或功能的软件来 表示；以及

e）不意为对动作的具体顺序做出要求，除非具体指示。

已经描述了使用光纤形状数据用于曲面多平面重建的优选实施例（其 意为图示性的并非限制性的），应当注意，鉴于以上教授，本领域技术人员 能够做出修改和变型。因此，应理解在本公开的具体实施例中可以做出改 变，公开的所述改变在如附加权利要求概述的在本文中公开的实施例范围 内。由此，已经描述了由专利法要求的详情和特征，在附加权利要求中陈 述和需要专利特许证保护的权利要求。