專利名稱：影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種消融治療手術規(guī)劃裝置，尤其涉及一種影像引導消融治療手術規(guī) 劃裝置。
背景技術：
肝癌是最為常見的惡性腫瘤之一，全世界平均每年有超過一百萬人因肝癌而死亡 (Esquivel, Keeffe et al. 1999)。目前部分切除仍是治療肝癌的首選方法，但是手術切除 僅適合于9%-27%的患者(Lai，F(xiàn)an et al. 1995)，大多數(shù)原發(fā)性和轉移性肝癌患者由于 其腫瘤的位置或者有其它肝臟疾病等原因而不能接受切除手術。因此，微創(chuàng)介入療法對于 改善對肝癌患者的預后是非常有必要的。對于肝癌來說，微波消融是一種非常有效的熱消融方法，它表現(xiàn)出了許多優(yōu)于其 他手術的優(yōu)勢(Liang and Wang 2007)。它具有熱消融技術中共同的優(yōu)點，例如彈性治療 方法，良好的耐受性，可預測消融范圍大小且重復性好。和當前世界上普遍采用的射頻消融 技術相比，微波消融具有以下幾個理論上的優(yōu)勢。第一，微波消融采用主動加熱，而射頻消 融是被動加熱的。微波消融具有非常寬廣的而不依賴組織的導電性的主動加熱區(qū)域。微波 能量在活組織中的傳輸不受組織干燥及炭化的限制(SkirmenLizuka et al. 1998)。因此， 腫瘤內溫度可以達到足夠的高度從而保證創(chuàng)造一個足夠大的消融區(qū)域，用較短的治療時間 更徹底的滅活腫瘤。第二，血流的冷卻原因可顯著影響有效加熱區(qū)域的熱傳導，但微波消融 較少受灌注介質的“熱降”效應的影響(Wright，Sampson et al. 2005)，這樣它可以更好地 滅活靠近血管的靶目標區(qū)域的腫瘤。第三，在射頻消融中存在的電子干涉不會在數(shù)個微波 能量同時應用時出現(xiàn)(Wright，Lee et al. 2003)。這樣可以很容易地在短治療時間內通過 協(xié)同作用消融大的腫瘤。在微波消融手術中，到目前為止，大多數(shù)醫(yī)生使用的手術規(guī)劃是根據(jù)純理論的推 理得來的，對于實際臨床應用的指導性不大。所以，一個實用的針對真實患者的影像數(shù)據(jù)所 作出的準確的術前經(jīng)皮手術路徑規(guī)劃是非常重要的。這種規(guī)劃不僅需要能夠準確的預測消 融范圍，包括具體的溫度場和損傷場，還需要精確地通過三維影像的方式反映出患者器官 和腫瘤的真正的解剖結構。

發(fā)明內容
本發(fā)明旨在提出一種影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，通過該裝置，以三維影像 的方式反映出患者器官和腫瘤的真正的解剖結構，準確地預測消融范圍，從而為實施消融 手術提供客觀的參考。本發(fā)明的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，包括患者三維影像構建單元，用于根 據(jù)患者的CT或者MRI醫(yī)學影像來得到患者的三維影像；影像顯示單元，用于顯示患者的三 維影像；手術路徑輸入單元，用于輸入消融手術的進針點、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時 間；微波能量場計算單元，用于計算單位時間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場計算單元，以計算所得的微波能量場作為內部熱源，計算將要消融的組織的溫度 場分布；損傷場計算單元，用于計算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計算所得的熱損傷區(qū) 域通過影像顯示單元融合顯示于患者的三維影像上。通過本發(fā)明的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，醫(yī)生可以通過術前CT數(shù)據(jù)重建 患者骨骼及重要臟器的三維影像，并根據(jù)生物傳熱學原理精確計算手術將產(chǎn)生的損傷范 圍，對手術的結果進行預判，依照預判的結果提前反復調整消融針的進針點、角度、深度、功 率和時間，得到最佳的進針點、角度、深度、功率和時間，提高手術的成功率，減小患者的手
術痛苦。


從對說明本發(fā)明的主旨及其使用的優(yōu)選實施例和附圖的以下描述來看，本發(fā)明的 以上和其它目的、特點和優(yōu)點將是顯而易見的，在附圖中圖1是本發(fā)明的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置的系統(tǒng)結構圖；圖2是應該本發(fā)明的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置進行手術規(guī)劃時的視圖。
具體實施例方式如圖1所示為本發(fā)明的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置的系統(tǒng)結構圖。該影像引 導消融治療手術規(guī)劃裝置包括患者三維影像構建單元，用于根據(jù)患者的CT或者MRI醫(yī)學影 像來得到患者的三維影像；影像顯示單元，用于顯示患者的三維影像；手術路徑輸入單元， 用于輸入消融手術的進針點、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時間；微波能量場計算單元，用 于計算單位時間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場計算單元，以計算 所得的微波能量場作為內部熱源，計算將要消融的組織的溫度場分布；損傷場計算單元，用 于計算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計算所得的熱損傷區(qū)域通過影像顯示單元融合顯示 于患者的三維影像上?；颊呷S影像構建單元將根據(jù)術前患者的CT或MRI醫(yī)學影像得到 的患者的三維影像顯示到影像顯示單元，醫(yī)生基于所顯示的患者的三維影像，通過手術路 徑輸入單元來輸入消融手術的進針點、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時間；根據(jù)所輸入的 手術路徑，微波能量場計算單元計算得到單位時間單位體積將要消融的組織吸收的微波能 量分布；以微波能量場作為內部熱源，溫度場計算單元計算得到溫度場分布；基于計算所 得的溫度場分布，損傷場計算單元，計算得到消融的組織的熱損傷區(qū)域；計算所得的熱損傷 區(qū)域通過影像顯示單元融合顯示于患者的三維影像上，以供醫(yī)生判斷該手術路徑下消融的 效果。在這里，影像顯示單元為顯示器。手術路徑輸入單元為鼠標、鍵盤、或觸摸板、手寫 板等?；颊呷S影像構建單元在手術規(guī)劃過程中，通過醫(yī)學圖像的三維可視化來準確 地顯示患者病灶所在區(qū)域的解剖結構。該患者三維影像構建單元為可編程圖形處理器 GPU(Graphic Processing Unit)，GPU通過體繪制的方法來構建患者的三維影像。體繪制是最常用的一種可視化方法，它的主要思想是，從成像平面上每個像素點 出發(fā)，沿視線方向(也就是由觀察點指向屏幕上像素點的方向)發(fā)出一條射線，該射線穿 過三維數(shù)據(jù)場，沿該射線選擇若干個等距采樣點，采樣點的顏色和不透明度可以通過由離該采樣點鄰近的體素的顏色值及不透明度值做三線性插值得到。在求該條射線上所有采樣 點的不透明度值及顏色值后，采用由后到前或由前到后的方法將每一采樣點的顏色及不透 明度進行混合，從而計算出屏幕上該像素點處的顏色值。傳統(tǒng)的體繪制方法往往使用基于 CPU的串行算法來完成計算，計算效率受到比較大的局限，難以達到動態(tài)人機交互中的實時 渲染，從而難以實際運用于臨床手術規(guī)劃。隨著3D圖形硬件的不斷發(fā)展，可編程圖形處理器GPUteraphicProcessing Unit) 已經(jīng)發(fā)展成為一種高度并行化的多線程、眾核處理器。相對CPU而言，它具有杰出的計算 能力。CPU和GPU之間浮點能力之所以存在這樣的差異，原因就在于GPU專為計算密集型、 高度并行化的計算而設計，GPU的設計將更多的晶體管用于數(shù)據(jù)處理，而非數(shù)據(jù)緩存和流控 制。更具體的說，GPU專用于解決可表示為數(shù)據(jù)并行計算的問題，在許多數(shù)據(jù)元素上并行執(zhí) 行的程序，具有極高的計算密度，因而可以極大地提高相應程序的計算效率。本發(fā)明有效利 用GPU并行計算能力來加速體繪制的渲染過程，大幅提高了三維可視化的速度和精度，為 高分辨率三維場景中的實時渲染和人機交互操作提供了可能，從而可以顯著地減少手術規(guī) 劃的所需時間，極大地提高了手術規(guī)劃的效率。在進行GPU繪制之前，首先需要創(chuàng)建兩組用于渲染的紋理數(shù)據(jù)。第一組是顯存中的三維紋理，主要用于保存將原始CT數(shù)據(jù)歸一化而獲得的三維體數(shù)據(jù)，人體組織的CT值主 要分布于-1024到1024之間，可以將原始CT值線性映射到0_1區(qū)間的浮點值，并保存在顯 存中的三維紋理中，用于繪制過程中的重采樣。第二組是顯存中的一維紋理，主要用于保 存從CT值到顏色值和不透明度值之間的映射關系，它以查找表的形式加以保存，該查找表 以0-1區(qū)間內的數(shù)據(jù)可以作為索引，并獲得以rgba四分量形式保存的顏色值和不透明度 值。由于已經(jīng)將CT值通過映射均勻分布在0-1之間，因此可以采用從CT三維數(shù)據(jù)紋理中 采樣得到的值直接作為顏色查找表的查找參數(shù)進行二次采樣，并得到該點的顏色和不透明 度值。體繪制過程主要是基于以上兩類紋理數(shù)據(jù)進行的。針對每一個像素，首先需要確 定的是像素沿視線方向射線的基本信息，包括射線穿過體數(shù)據(jù)場的進入點，以及射線在體 數(shù)據(jù)場中經(jīng)過的長度。隨后，可以由進入點開始按照射線方向在CT數(shù)據(jù)紋理中進行等間 隔的采樣，并利用采樣點的CT值從查找表內查詢相應的顏色和不透明度值，獲得的結果按 照公式(1)按視線方向從前到后的次序逐步混合采樣點顏色值，直到射線射出體數(shù)據(jù)場為 止。為了進一步提高運算效率，這里采用了光線提前終止技術，也就是說，當顏色值在混合 過程中，不透明度也會進行累積，當不透明度值高于某一值，比如0. 99，則認為射線穿過的 部分已經(jīng)完全阻擋了光線的進一步傳播，即已經(jīng)看不到后面的體素時，進一步沿射線的采 樣就沒有必要了。這時終止該射線上的采樣，并把目前的顏色值作為該像素點最終的顏色 值。該方法可以減少計算量，提高效率。顏色混合的算法流程如下(1)得到第一個采樣點位置；(2)采樣得到灰度值并二次
采樣得到該采樣點的顏色值和不透明度值；(3)根據(jù)公式(1)計算
混合后不透明度值和顏色值。如果不透明度大于0. 99，轉向(5)；
\ FinalColor.rgb+ = SampleColor.rgb. SampleColor.a. (1 - FinalColor .α) J( 1 ) (4)將由于在繪制過程，所有像素渲染結果的計算都完全獨立于其他像素，所以從整理 上來說，整個算法的執(zhí)行過程是完全并行的，可以充分利用GPU多核并行計算的優(yōu)勢；此 夕卜，在渲染的過程中大量用到了對顯存紋理的采樣操作，由于這些采樣方法對于GPU來說 都由特定的硬件單元加以完成，所以可以進一步提高體繪制算法的渲染效率。在手術規(guī)劃過程中，需要進行微波熱場的模擬計算。也就是根據(jù)預先設定的手術 規(guī)劃路徑精確地計算出手術過程所產(chǎn)生的腫瘤滅活區(qū)域的范圍，而這一工作需要結合生物 傳熱學的基本原理以及臨床試驗的實驗結果來實現(xiàn)。具體來說，計算主要分三個步驟微波 能量場的分布、組織的溫度場分布和熱損傷場計算。下面以肝臟為例進行說明。微波能量場計算單元用于完成微波能量場的計算，這里可以根據(jù)方程式(2)加以
計算
(2) 其中，W為微波功率，Ct為比
例常數(shù)，這個假設是建立在Qr與微波能量成正比的基礎上的，N為指數(shù)常量，在此取2. 2 ；r 為徑向距離；ζ為軸向距離；Ztl為經(jīng)驗常數(shù)。該公式為半經(jīng)驗公式，保持此公式的框架不變， 所涉及到的兩個參數(shù)Ct和Ztl根據(jù)不同的組織類型及不同的熱療條件會有相應的差異，需要 通過從臨床手術的測量結果中來獲取進一步的統(tǒng)計數(shù)據(jù)來修正以達到較高精度的模擬結果ο溫度場計算單元用于計算肝組織的溫度場分布，也就是肝組織在 不同時間和不同位置溫度變化的規(guī)律，這里可以利用微波能量場的分布 規(guī)律和Permes生物熱傳導方程來進行計算，Pennes方程如式(3)所示
其中，τ OT
是生物組織的熱力學溫度；ρ是生物組織的密度；C是生物組織的比熱；λ是生物組織的 熱導率；P b為動脈血的密度；Cb為動脈血的比熱；Tb為動脈血的熱力學溫度；為血液灌 注率；Qr為單位時間單位體積生物組織吸收的微波能量；Qm為代謝產(chǎn)熱，Q。為微波和生物組 織間的導熱，由于Qm和Qc對計算結果的影響非常小，在計算中一般將其忽略。在消融過程的初期，隨溫度的升高，血管發(fā)生膨脹、血流加速，從而導致生物組織 的血液灌注率變大，隨后又由于血液不斷地凝固而導致血液灌注率減小。在這里，血液 灌注率取決于組織的溫度和熱損傷的程度，具體的關系如式(5)所示《b(T，Ω)= "b0ftfu(5)其中ωΜ為組織的初始灌注率，對于肝組織來說，約為0. 0182m3s-1m-3 ;ft為灌注 率隨溫度變化的比例系數(shù)。損傷場計算單元用于計算組織熱損傷區(qū)域，它是評估腫瘤微波消融手術效果最 重要的標準，在熱損傷區(qū)域內腫瘤細胞可出現(xiàn)大量的壞死和凋亡。目前，通常利用生物 組織的溫度來判斷組織是否受到了熱損傷。這種方法比較的簡單和方便，以前大多數(shù)的 研究人員和臨床外科醫(yī)生都采用這種方法。然而，該方法在多數(shù)情況下是不精確的。越 來越多的試驗表明生物組織的熱損傷不僅與組織的溫度有關，而且與組織處于該溫度 的時間有關。這種問題可以利用Arrhenius等式來進行計算，該等式如式(6)所示
其中，A為指前因子；ΔΕ為活化能；R為通用氣體常數(shù)；
T為組織的溫度，由溫度場Permes方程計算得出；Ω為熱損傷函數(shù)，它受組織溫度和在此 溫度下的持續(xù)時間這兩個參數(shù)的影響。以Ω為函數(shù)的另外一個數(shù)學表達式能更直接的表 明Ω的意義，S卩l(xiāng)-exp(-Q)，它表示組織內發(fā)生熱損傷的細胞數(shù)占組織中的總細胞數(shù)的份 額。根據(jù)相關的理論和實驗，進一步認為當組織中有63%左右的細胞熱損傷時，即可認為組 織已發(fā)生不可逆熱損傷。因此，通過式Arrhenius方程計算，如果得出Ω彡1，那么認為組 織已熱損傷，該組織位于熱損傷場中。 值得注意的是，在微波消融過程中，熱量特性以及血液灌注率隨溫度的提高和熱 量的損失而不斷變化，這就伴隨著能量場和溫度場受此影響。因此，為了更好地滿足實際條 件，應用迭代的方法將溫度場、損傷場以及這些動態(tài)變化的特性迭代求解，從而得出更加精 確的結果。在實際手術中，術前需要首先掃查患者腹腔CT，并將其導入到影像引導消融治療 手術規(guī)劃裝置中，通過實時體繪制的方式將患者的三維解剖結構顯示在顯示器上。隨后，夕卜 科醫(yī)生可以添加并調整手術路徑的位置和功率時間參數(shù)，針對特定路徑，系統(tǒng)重建出損傷 區(qū)域并融合顯示到患者的解剖結構圖上。醫(yī)生可以將此損傷場區(qū)域和腫瘤區(qū)域進行對比， 從而判斷手術計劃是否可以有效滅活腫瘤，直到滿足實際手術的需要為止，如圖2所示。為 了實現(xiàn)腫瘤原位完全滅活，損傷區(qū)域應該在腫瘤之外擴大5 10mm，而為了使手術的消融 區(qū)域充分地覆蓋整個腫瘤，通常需要多個手術規(guī)劃同時或者先后作用于腫瘤區(qū)域，本文中 提到的熱場模擬方法同樣適用于多手術路徑的情況。在影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置的 輔助下，醫(yī)生可以確保手術路徑不會經(jīng)過骨骼以及大血管。本文的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置在動物實驗和臨床手術中均取得了良好 的效果。通過對動物實驗結果以及對臨床手術術后CT數(shù)據(jù)的度量，本影像引導消融治療手 術規(guī)劃裝置中的熱場計算參數(shù)以及手術模擬的精確性得到不斷的修正。本實驗中使用的微 波消融設備是北京華康同邦科技有限公司研制的工作頻率為2450MHz的IGMA-I型影像引 導微波消融儀，用于熱場模擬和手術規(guī)劃的計算機系統(tǒng)采用Intel 7 920四核CPU，4G內 存和Nvidia GeForce 285顯卡。在本影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置中，熱損傷區(qū)域的計 算及三維重構所需時間低于1秒鐘，而基于GPU加速的體繪制渲染可以達到40幀/每秒的 渲染速率，比純CPU渲染的方法快100倍以上，為醫(yī)生提供了完全實時互動的用戶界面。對于微波熱場計算中微波能量場的模擬，方程式(1)中的參數(shù)Ct和Ztl需要通過 大量的實驗統(tǒng)計數(shù)據(jù)來確定，它們與能量場的分布形態(tài)直接相關，從而最終決定了熱損傷 場的尺寸和形態(tài)。本實驗通過在離體豬肝上進行多次實驗與測量，獲得如表1所示統(tǒng)計數(shù) 據(jù)，并將此數(shù)據(jù)帶入方程中反解出Ct和Ztl兩個參數(shù)。采用離體動物試驗，原因是熱場的理 論參數(shù)在這種條件下受血液流動的影響最小，從而可以得到與理論預測值相吻合的實驗數(shù) 據(jù)，為參數(shù)估計的初始值提供一個比較一致的實驗條件。但是需要指出的是，在活體手術過 程中，由于血液流動尤其是大血管帶走熱量等因素的影響，損傷場的形態(tài)會有所不同，這些 需要通過臨床手術的術后CT數(shù)據(jù)與手術規(guī)劃的對比來加以進一步糾正。表 1功率I時間橫向直徑縱向直徑 對于進行手術的患者，在術后5天至兩周之內，要重新掃描腹部CT，在CT數(shù)據(jù)上測 量實際損傷區(qū)域的尺寸并和手術規(guī)劃計算的數(shù)據(jù)進行比較，以衡量手術模擬的精度。對多 例典型肝癌患者手術治療的臨床統(tǒng)計結果如表2所示，結果顯示本文的方法可以準確地仿 真損傷場并且適合于臨床試驗。表^_ 通過本發(fā)明的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，醫(yī)生可以通過術前CT數(shù)據(jù)重建 患者骨骼及重要臟器的三維影像，并根據(jù)生物傳熱學原理精確計算手術將產(chǎn)生損傷范圍， 對手術的結果進行預判，依照預判的結果提前反復調整消融針的進針點、角度、深度、功率 和時間，得到最佳的進針點、角度、深度、功率和時間，提高手術的成功率，減小患者的手術痛苦。盡管已示出和描述了本發(fā)明的優(yōu)選實施例，可以設想，本領域的技術人員可在所 附權利要求的精神和范圍內設計對本發(fā)明的各種修改。本發(fā)明也不限于前述實施例，還可 應用于其他腫瘤。
權利要求
一種影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，包括患者三維影像構建單元，用于根據(jù)患者的CT或者MRI醫(yī)學影像來得到患者的三維影像；影像顯示單元，用于顯示患者的三維影像；手術路徑輸入單元，用于輸入消融手術的進針點、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時間；微波能量場計算單元，用于計算單位時間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場計算單元，以計算所得的微波能量場作為內部熱源，計算將要消融的組織的溫度場分布；損傷場計算單元，用于計算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計算所得的熱損傷區(qū)域通過影像顯示單元融合顯示于患者的三維影像上。
2.如權利要求1所述的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，其特征在于所述患者三維 影像構建單元由GPU來實現(xiàn)。
3.如權利要求1所述的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，其特征在于患者的三維影 像通過體繪制的方法得到。
4.如權利要求1所述的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，其特征在于微波能量場的計算是基于下面的方程: 其中，w為微波功率，Ct為比例常數(shù)，N為指數(shù)常量，在此取2. 2 ；r為徑向距離；z為軸向距離；Z(1為經(jīng)驗常數(shù)；計算出的結 果結合手術路徑的進針點、角度和深度，轉化到人體具體位置所受的微波能量場。
5.如權利要求1所述的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，其特征在于溫度場的計算 是基于下面的方程 其中，T是生物組織的熱力學溫度；P是生物組織的密度；c是生物組織的比熱；入是 生物組織的熱導率；P b為動脈血的密度；cb為動脈血的比熱；Tb為動脈血的熱力學溫度； b為血液灌注率；為單位時間單位體積生物組織吸收的微波能量；Qm為代謝產(chǎn)熱，Q。為 微波和生物組織間的導熱。
6.如權利要求5所述的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，其特征在于血液灌注率 b(T, Q) = b(1ftfu，其中《b。為組織的初始灌注率，ft為灌注率隨溫度變化的比例系數(shù)。
7.如權利要求1所述的影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，其特征在于損傷場的計算是基于下面的方程。 ，其中，A為指前因子；ae為活化能；R為通用氣體常數(shù)；Q為熱損傷函數(shù)；T為組織溫 度，由溫度場計算得出。
全文摘要
一種影像引導消融治療手術規(guī)劃裝置，包括患者三維影像構建單元，用于根據(jù)患者的CT或者MRI醫(yī)學影像來得到患者的三維影像；影像顯示單元，用于顯示患者的三維影像；手術路徑輸入單元，用于輸入消融手術的進針點、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時間；微波能量場計算單元，用于計算單位時間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場計算單元，以計算所得的微波能量場作為內部熱源，計算將要消融的組織的溫度場分布；損傷場計算單元，用于計算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計算所得的熱損傷區(qū)域通過影像顯示單元融合顯示于患者的三維影像上。通過該裝置，可以以三維影像的方式反映出患者器官和腫瘤的真正的解剖結構，準確地預測消融范圍，從而為實施消融手術提供客觀的參考。
文檔編號G06T17/00GK101859341SQ20101013766
公開日2010年10月13日 申請日期2010年4月1日 優(yōu)先權日2009年4月13日
發(fā)明者盛林 申請人:盛林