影像引导消融治疗手术规划装置
阅读：641发布：2020-05-14
专利汇可以提供影像引导消融治疗手术规划装置专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种影像引导 消融 治疗 手术规划装置，包括：患者三维影像构建单元，用于根据患者的CT或者MRI医学影像来得到患者的三维影像；影像显示单元，用于显示患者的三维影像；手术路径输入单元，用于输入消融手术的进针点、 角 度、深度、功率以及消融持续时间； 微波 能量 场计算单元，用于计算单位时间单位体积将要消融的组织吸收的 微波能量 分布； 温度 场计算单元，以计算所得的微波能量场作为内部热源，计算将要消融的组织的温度场分布；损伤场计算单元，用于计算将要消融的组织的热损伤区域；计算所得的热损伤区域通过影像显示单元融合显示于患者的三维影像上。通过该装置，可以以三维影像的方式反映出患者器官和 肿瘤 的真正的解剖结构，准确地预测消融范围，从而为实施消融手术提供客观的参考。，下面是影像引导消融治疗手术规划装置专利的具体信息内容。
1.一种影像引导消融治疗手术规划装置，包括：
患者三维影像构建单元，用于根据患者的CT或者MRI医学影像来得到患者的三维影像；
影像显示单元，用于显示患者的三维影像；
手术路径输入单元，用于输入消融手术的进针点、角度、深度、功率以及消融持续时间；
微波能量场计算单元，用于计算单位时间单位体积将要消融的组织吸收的微波能量分布；
温度场计算单元，以计算所得的微波能量场作为内部热源，计算将要消融的组织的温度场分布；
损伤场计算单元，用于计算将要消融的组织的热损伤区域；计算所得的热损伤区域通过影像显示单元融合显示于患者的三维影像上。
2.如权利要求1所述的影像引导消融治疗手术规划装置，其特征在于：所述患者三维影像构建单元由GPU来实现。
3.如权利要求1所述的影像引导消融治疗手术规划装置，其特征在于：患者的三维影像通过体绘制的方法得到。
4.如权利要求1所述的影像引导消融治疗手术规划装置，其特征在于：微波能量场的计算是基于下面的方程： 其中，W为微波功率，Ct为比例
常数，N为指数常量，在此取2.2；r为径向距离；z为轴向距离；z0为经验常数；计算出的结果结合手术路径的进针点、角度和深度，转化到人体具体位置所受的微波能量场。
5.如权利要求1所述的影像引导消融治疗手术规划装置，其特征在于：温度场的计算是基于下面的方程：
其中，T是生物组织的热力学温度；ρ是生物组织的密度；c是生物组织的比热；λ是生物组织的热导率；ρb为动脉血的密度；cb为动脉血的比热；Tb为动脉血的热力学温度；
ωb为血液灌注率；Qr为单位时间单位体积生物组织吸收的微波能量；Qm为代谢产热，Qc为微波和生物组织间的导热。
6.如权利要求5所述的影像引导消融治疗手术规划装置，其特征在于：血液灌注率ωb(T，Ω)＝ωb0ftfu，其中ωb0为组织的初始灌注率，ft为灌注率随温度变化的比例系数。
7.如权利要求1所述的影像引导消融治疗手术规划装置，其特征在于：损伤场的计算是基于下面的方程：
其中，A为指前因子；ΔE为活化能；R为通用气体常数；Ω为热损伤函数；T为组织温度，由温度场计算得出。
影像引导消融治疗手术规划装置
技术领域
背景技术
[0002] 肝癌是最为常见的恶性肿瘤之一，全世界平均每年有超过一百万人因肝癌而死亡(Esquivel，Keeffe et al.1999)。目前部分切除仍是治疗肝癌的首选方法，但是手术切除仅适合于9％-27％的患者(Lai，Fan et al.1995)，大多数原发性和转移性肝癌患者由于其肿瘤的位置或者有其它肝脏疾病等原因而不能接受切除手术。因此，微创介入疗法对于改善对肝癌患者的预后是非常有必要的。
[0003] 对于肝癌来说，微波消融是一种非常有效的热消融方法，它表现出了许多优于其他手术的优势(Liang and Wang 2007)。它具有热消融技术中共同的优点，例如：弹性治疗方法，良好的耐受性，可预测消融范围大小且重复性好。和当前世界上普遍采用的射频消融技术相比，微波消融具有以下几个理论上的优势。第一，微波消融采用主动加热，而射频消融是被动加热的。微波消融具有非常宽广的而不依赖组织的导电性的主动加热区域。微波能量在活组织中的传输不受组织干燥及炭化的限制(Skinner，Lizuka et al.1998)。因此，肿瘤内温度可以达到足够的高度从而保证创造一个足够大的消融区域，用较短的治疗时间更彻底的灭活肿瘤。第二，血流的冷却原因可显著影响有效加热区域的热传导，但微波消融较少受灌注介质的“热降”效应的影响(Wright，Sampson et al.2005)，这样它可以更好地灭活靠近血管的靶目标区域的肿瘤。第三，在射频消融中存在的电子干涉不会在数个微波能量同时应用时出现(Wright，Lee et al.2003)。这样可以很容易地在短治疗时间内通过协同作用消融大的肿瘤。
[0004] 在微波消融手术中，到目前为止，大多数医生使用的手术规划是根据纯理论的推理得来的，对于实际临床应用的指导性不大。所以，一个实用的针对真实患者的影像数据所作出的准确的术前经皮手术路径规划是非常重要的。这种规划不仅需要能够准确的预测消融范围，包括具体的温度场和损伤场，还需要精确地通过三维影像的方式反映出患者器官和肿瘤的真正的解剖结构。
发明内容
[0005] 本发明旨在提出一种影像引导消融治疗手术规划装置，通过该装置，以三维影像的方式反映出患者器官和肿瘤的真正的解剖结构，准确地预测消融范围，从而为实施消融手术提供客观的参考。
[0006] 本发明的影像引导消融治疗手术规划装置，包括：患者三维影像构建单元，用于根据患者的CT或者MRI医学影像来得到患者的三维影像；影像显示单元，用于显示患者的三维影像；手术路径输入单元，用于输入消融手术的进针点、角度、深度、功率以及消融持续时间；微波能量场计算单元，用于计算单位时间单位体积将要消融的组织吸收的微波能量分布；温度场计算单元，以计算所得的微波能量场作为内部热源，计算将要消融的组织的温度场分布；损伤场计算单元，用于计算将要消融的组织的热损伤区域；计算所得的热损伤区域通过影像显示单元融合显示于患者的三维影像上。
[0007] 通过本发明的影像引导消融治疗手术规划装置，医生可以通过术前CT数据重建患者骨骼及重要脏器的三维影像，并根据生物传热学原理精确计算手术将产生的损伤范围，对手术的结果进行预判，依照预判的结果提前反复调整消融针的进针点、角度、深度、功率和时间，得到最佳的进针点、角度、深度、功率和时间，提高手术的成功率，减小患者的手术痛苦。附图说明
[0008] 从对说明本发明的主旨及其使用的优选实施例和附图的以下描述来看，本发明的以上和其它目的、特点和优点将是显而易见的，在附图中：
[0009] 图1是本发明的影像引导消融治疗手术规划装置的系统结构图；
[0010] 图2是应该本发明的影像引导消融治疗手术规划装置进行手术规划时的视图。
具体实施方式
[0011] 如图1所示为本发明的影像引导消融治疗手术规划装置的系统结构图。该影像引导消融治疗手术规划装置包括患者三维影像构建单元，用于根据患者的CT或者MRI医学影像来得到患者的三维影像；影像显示单元，用于显示患者的三维影像；手术路径输入单元，用于输入消融手术的进针点、角度、深度、功率以及消融持续时间；微波能量场计算单元，用于计算单位时间单位体积将要消融的组织吸收的微波能量分布；温度场计算单元，以计算所得的微波能量场作为内部热源，计算将要消融的组织的温度场分布；损伤场计算单元，用于计算将要消融的组织的热损伤区域；计算所得的热损伤区域通过影像显示单元融合显示于患者的三维影像上。患者三维影像构建单元将根据术前患者的CT或MRI医学影像得到的患者的三维影像显示到影像显示单元，医生基于所显示的患者的三维影像，通过手术路径输入单元来输入消融手术的进针点、角度、深度、功率以及消融持续时间；根据所输入的手术路径，微波能量场计算单元计算得到单位时间单位体积将要消融的组织吸收的微波能量分布；以微波能量场作为内部热源，温度场计算单元计算得到温度场分布；基于计算所得的温度场分布，损伤场计算单元，计算得到消融的组织的热损伤区域；计算所得的热损伤区域通过影像显示单元融合显示于患者的三维影像上，以供医生判断该手术路径下消融的效果。
[0013] 患者三维影像构建单元在手术规划过程中，通过医学图像的三维可视化来准确地显示患者病灶所在区域的解剖结构。该患者三维影像构建单元为可编程图形处理器GPU(Graphic Processing Unit)，GPU通过体绘制的方法来构建患者的三维影像。
[0014] 体绘制是最常用的一种可视化方法，它的主要思想是，从成像平面上每个像素点出发，沿视线方向(也就是由观察点指向屏幕上像素点的方向)发出一条射线，该射线穿过三维数据场，沿该射线选择若干个等距采样点，采样点的颜色和不透明度可以通过由离该采样点邻近的体素的颜色值及不透明度值做三线性插值得到。在求该条射线上所有采样点的不透明度值及颜色值后，采用由后到前或由前到后的方法将每一采样点的颜色及不透明度进行混合，从而计算出屏幕上该像素点处的颜色值。传统的体绘制方法往往使用基于CPU的串行算法来完成计算，计算效率受到比较大的局限，难以达到动态人机交互中的实时渲染，从而难以实际运用于临床手术规划。
[0015] 随着3D图形硬件的不断发展，可编程图形处理器GPU(GraphicProcessing Unit)已经发展成为一种高度并行化的多线程、众核处理器。相对CPU而言，它具有杰出的计算能力。CPU和GPU之间浮点能力之所以存在这样的差异，原因就在于GPU专为计算密集型、高度并行化的计算而设计，GPU的设计将更多的晶体管用于数据处理，而非数据缓存和流控制。更具体的说，GPU专用于解决可表示为数据并行计算的问题，在许多数据元素上并行执行的程序，具有极高的计算密度，因而可以极大地提高相应程序的计算效率。本发明有效利用GPU并行计算能力来加速体绘制的渲染过程，大幅提高了三维可视化的速度和精度，为高分辨率三维场景中的实时渲染和人机交互操作提供了可能，从而可以显著地减少手术规划的所需时间，极大地提高了手术规划的效率。
[0016] 在进行GPU绘制之前，首先需要创建两组用于渲染的纹理数据。第一组是显存中的三维纹理，主要用于保存将原始CT数据归一化而获得的三维体数据，人体组织的CT值主要分布于-1024到1024之间，可以将原始CT值线性映射到0-1区间的浮点值，并保存在显存中的三维纹理中，用于绘制过程中的重采样。第二组是显存中的一维纹理，主要用于保存从CT值到颜色值和不透明度值之间的映射关系，它以查找表的形式加以保存，该查找表以0-1区间内的数据可以作为索引，并获得以rgba四分量形式保存的颜色值和不透明度值。由于已经将CT值通过映射均匀分布在0-1之间，因此可以采用从CT三维数据纹理中采样得到的值直接作为颜色查找表的查找参数进行二次采样，并得到该点的颜色和不透明度值。
[0017] 体绘制过程主要是基于以上两类纹理数据进行的。针对每一个像素，首先需要确定的是像素沿视线方向射线的基本信息，包括射线穿过体数据场的进入点，以及射线在体数据场中经过的长度。随后，可以由进入点开始按照射线方向在CT数据纹理中进行等间隔的采样，并利用采样点的CT值从查找表内查询相应的颜色和不透明度值，获得的结果按照公式(1)按视线方向从前到后的次序逐步混合采样点颜色值，直到射线射出体数据场为止。为了进一步提高运算效率，这里采用了光线提前终止技术，也就是说，当颜色值在混合过程中，不透明度也会进行累积，当不透明度值高于某一值，比如0.99，则认为射线穿过的部分已经完全阻挡了光线的进一步传播，即已经看不到后面的体素时，进一步沿射线的采样就没有必要了。这时终止该射线上的采样，并把目前的颜色值作为该像素点最终的颜色值。该方法可以减少计算量，提高效率。颜色混合的算法流程如下：
[0018] (1)得 到 第 一 个 采 样 点 位 置；(2) 采 样 得 到 灰 度 值 并 二 次采 样 得 到 该 采 样 点 的 颜 色 值 和 不 透 明 度 值；(3)根 据 公 式 (1)计 算混 合 后 不 透 明 度 值 和 颜 色 值。 如 果 不 透 明 度 大 于0.99，转 向 (5)；(4)将
当前采样点位置加上一个采样间距，如果得到的位置与第一个采样点位置差小于射线穿过长度，重复(2)-(4)；(5)输出混合的不透明度和颜色值；
当前采样点位置加上一个采样间距，如果得到的位置与第一个采样点位置差小于射线穿过长度，重复(2)-(4)；(5)输出混合的不透明度和颜色值；
[0019] 由于在绘制过程，所有像素渲染结果的计算都完全独立于其他像素，所以从整理上来说，整个算法的执行过程是完全并行的，可以充分利用GPU多核并行计算的优势；此外，在渲染的过程中大量用到了对显存纹理的采样操作，由于这些采样方法对于GPU来说都由特定的硬件单元加以完成，所以可以进一步提高体绘制算法的渲染效率。
[0020] 在手术规划过程中，需要进行微波热场的模拟计算。也就是根据预先设定的手术规划路径精确地计算出手术过程所产生的肿瘤灭活区域的范围，而这一工作需要结合生物传热学的基本原理以及临床试验的实验结果来实现。具体来说，计算主要分三个步骤：微波能量场的分布、组织的温度场分布和热损伤场计算。下面以肝脏为例进行说明。
[0021] 微波能量场计算单元用于完成微波能量场的计算，这里可以根据方程式(2)加以计算 其中，W为微波功率，Ct为比例常数，这个假设是建立在Qr与微波能量成正比的基础上的，N为指数常量，在此取2.2；r为径向距离；z为轴向距离；z0为经验常数。该公式为半经验公式，保持此公式的框架不变，所涉及到的两个参数Ct和Z0根据不同的组织类型及不同的热疗条件会有相应的差异，需要通过从临床手术的测量结果中来获取进一步的统计数据来修正以达到较高精度的模拟结果。
[0022] 温度场计算单元用于计算肝组织的温度场分布，也就是肝组织在不同时间和不同位置温度变化的规律，这里可以利用微波能量场的分布规 律 和Pennes生 物 热 传 导 方 程 来 进 行 计 算，Pennes方 程 如 式(3)所 示：
其中，T
是生物组织的热力学温度；ρ是生物组织的密度；c是生物组织的比热；λ是生物组织的热导率；ρb为动脉血的密度；cb为动脉血的比热；Tb为动脉血的热力学温度；ωb为血液灌注率；Qr为单位时间单位体积生物组织吸收的微波能量；Qm为代谢产热，Qc为微波和生物组织间的导热，由于Qm和Qc对计算结果的影响非常小，在计算中一般将其忽略。
其中，T
是生物组织的热力学温度；ρ是生物组织的密度；c是生物组织的比热；λ是生物组织的热导率；ρb为动脉血的密度；cb为动脉血的比热；Tb为动脉血的热力学温度；ωb为血液灌注率；Qr为单位时间单位体积生物组织吸收的微波能量；Qm为代谢产热，Qc为微波和生物组织间的导热，由于Qm和Qc对计算结果的影响非常小，在计算中一般将其忽略。
[0023] 在消融过程的初期，随温度的升高，血管发生膨胀、血流加速，从而导致生物组织的血液灌注率变大，随后又由于血液不断地凝固而导致血液灌注率减小。在这里，血液灌注率ωb取决于组织的温度和热损伤的程度，具体的关系如式(5)所示：ωb(T，Ω)＝3 -1 -3
ωb0ftfu(5)其中ωb0为组织的初始灌注率，对于肝组织来说，约为0.0182ms m ；ft为灌注率随温度变化的比例系数。
ωb0ftfu(5)其中ωb0为组织的初始灌注率，对于肝组织来说，约为0.0182ms m ；ft为灌注率随温度变化的比例系数。
[0024] 损伤场计算单元用于计算组织热损伤区域，它是评估肿瘤微波消融手术效果最重要的标准，在热损伤区域内肿瘤细胞可出现大量的坏死和凋亡。目前，通常利用生物组织的温度来判断组织是否受到了热损伤。这种方法比较的简单和方便，以前大多数的研究人员和临床外科医生都采用这种方法。然而，该方法在多数情况下是不精确的。越来越多的试验表明生物组织的热损伤不仅与组织的温度有关，而且与组织处于该温度的时间有关。这种问题可以利用Arrhenius等式来进行计算，该等式如式(6)所示：其中，A为指前因子；ΔE为活化能；R为通用气体常数；
T为组织的温度，由温度场Pennes方程计算得出；Ω为热损伤函数，它受组织温度和在此温度下的持续时间这两个参数的影响。以Ω为函数的另外一个数学表达式能更直接的表明Ω的意义，即1-exp(-Ω)，它表示组织内发生热损伤的细胞数占组织中的总细胞数的份额。根据相关的理论和实验，进一步认为当组织中有63％左右的细胞热损伤时，即可认为组织已发生不可逆热损伤。因此，通过式Arrhenius方程计算，如果得出Ω≥1，那么认为组织已热损伤，该组织位于热损伤场中。
T为组织的温度，由温度场Pennes方程计算得出；Ω为热损伤函数，它受组织温度和在此温度下的持续时间这两个参数的影响。以Ω为函数的另外一个数学表达式能更直接的表明Ω的意义，即1-exp(-Ω)，它表示组织内发生热损伤的细胞数占组织中的总细胞数的份额。根据相关的理论和实验，进一步认为当组织中有63％左右的细胞热损伤时，即可认为组织已发生不可逆热损伤。因此，通过式Arrhenius方程计算，如果得出Ω≥1，那么认为组织已热损伤，该组织位于热损伤场中。
[0025] 值得注意的是，在微波消融过程中，热量特性以及血液灌注率随温度的提高和热量的损失而不断变化，这就伴随着能量场和温度场受此影响。因此，为了更好地满足实际条件，应用迭代的方法将温度场、损伤场以及这些动态变化的特性迭代求解，从而得出更加精确的结果。
[0026] 在实际手术中，术前需要首先扫查患者腹腔CT，并将其导入到影像引导消融治疗手术规划装置中，通过实时体绘制的方式将患者的三维解剖结构显示在显示器上。随后，外科医生可以添加并调整手术路径的位置和功率时间参数，针对特定路径，系统重建出损伤区域并融合显示到患者的解剖结构图上。医生可以将此损伤场区域和肿瘤区域进行对比，从而判断手术计划是否可以有效灭活肿瘤，直到满足实际手术的需要为止，如图2所示。为了实现肿瘤原位完全灭活，损伤区域应该在肿瘤之外扩大5～10mm，而为了使手术的消融区域充分地覆盖整个肿瘤，通常需要多个手术规划同时或者先后作用于肿瘤区域，本文中提到的热场模拟方法同样适用于多手术路径的情况。在影像引导消融治疗手术规划装置的辅助下，医生可以确保手术路径不会经过骨骼以及大血管。
[0027] 本文的影像引导消融治疗手术规划装置在动物实验和临床手术中均取得了良好的效果。通过对动物实验结果以及对临床手术术后CT数据的度量，本影像引导消融治疗手术规划装置中的热场计算参数以及手术模拟的精确性得到不断的修正。本实验中使用的微波消融设备是北京华康同邦科技有限公司研制的工作频率为2450MHz的IGMA-I型影像引导微波消融仪，用于热场模拟和手术规划的计算机系统采用Intel i7 920四核CPU，4G内存和Nvidia GeForce 285显卡。在本影像引导消融治疗手术规划装置中，热损伤区域的计算及三维重构所需时间低于1秒钟，而基于GPU加速的体绘制渲染可以达到40帧/每秒的渲染速率，比纯CPU渲染的方法快100倍以上，为医生提供了完全实时互动的用户界面。
[0028] 对于微波热场计算中微波能量场的模拟，方程式(1)中的参数Ct和Z0需要通过大量的实验统计数据来确定，它们与能量场的分布形态直接相关，从而最终决定了热损伤场的尺寸和形态。本实验通过在离体猪肝上进行多次实验与测量，获得如表1所示统计数据，并将此数据带入方程中反解出Ct和Z0两个参数。采用离体动物试验，原因是热场的理论参数在这种条件下受血液流动的影响最小，从而可以得到与理论预测值相吻合的实验数据，为参数估计的初始值提供一个比较一致的实验条件。但是需要指出的是，在活体手术过程中，由于血液流动尤其是大血管带走热量等因素的影响，损伤场的形态会有所不同，这些需要通过临床手术的术后CT数据与手术规划的对比来加以进一步纠正。
[0029] 表1功率 时间 横向直径 纵向直径
Ct Z0
(W) (s) (cm) (cm)
50 600 2.32±0.0 3.23±0.1 0.0218 3.6180
60 600 2.35±0.1 4.15±0.1 0.0236 3.5547
70 600 2.37±0.1 4.42±0.1 0.0229 3.3492
80 600 2.37±0.1 4.92±0.1 0.0248 3.2236
Ct Z0
(W) (s) (cm) (cm)
50 600 2.32±0.0 3.23±0.1 0.0218 3.6180
60 600 2.35±0.1 4.15±0.1 0.0236 3.5547
70 600 2.37±0.1 4.42±0.1 0.0229 3.3492
80 600 2.37±0.1 4.92±0.1 0.0248 3.2236
[0030] 对于进行手术的患者，在术后5天至两周之内，要重新扫描腹部CT，在CT数据上测量实际损伤区域的尺寸并和手术规划计算的数据进行比较，以衡量手术模拟的精度。对多例典型肝癌患者手术治疗的临床统计结果如表2所示，结果显示本文的方法可以准确地仿真损伤场并且适合于临床试验。
[0031] 表2功率 时间 横向测量 纵向测量 横向仿真 纵向仿真
(W) (s) 直径(cm) 直径(cm) 直径(cm) 直径(cm)
50 180 1.88 2.67 1.97 2.55
50 300 2.03 2.87 2.13 2.63
50 600 2.73 3.93 2.85 3.62
50 900 2.98 4.15 2.99 3.89
(W) (s) 直径(cm) 直径(cm) 直径(cm) 直径(cm)
50 180 1.88 2.67 1.97 2.55
50 300 2.03 2.87 2.13 2.63
50 600 2.73 3.93 2.85 3.62
50 900 2.98 4.15 2.99 3.89
[0032] 通过本发明的影像引导消融治疗手术规划装置，医生可以通过术前CT数据重建患者骨骼及重要脏器的三维影像，并根据生物传热学原理精确计算手术将产生损伤范围，对手术的结果进行预判，依照预判的结果提前反复调整消融针的进针点、角度、深度、功率和时间，得到最佳的进针点、角度、深度、功率和时间，提高手术的成功率，减小患者的手术痛苦。
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