用于導航系統(tǒng)的自動初始化和配準的系統(tǒng)和方法政府權利：本發(fā)明是在執(zhí)行美國公共衛(wèi)生署的合作研究和開發(fā)協(xié)議（CRADANo.NCI-NIHCC-01864）中做出的。美國政府具有本發(fā)明中的特定權利。相關申請的交叉引用本申請要求享有2011年3月3日提交的美國臨時專利申請No.61/448714的優(yōu)先權，在此通過引用將其全文并入本文。技術領域本公開涉及醫(yī)療系統(tǒng)，更具體而言，涉及用于使用不同成像模態(tài)之間的協(xié)調配準進行設備導航的系統(tǒng)和方法。

背景技術：
手術和最小有創(chuàng)治療需要沿預定義路徑到達預定目標點的可靠而精確的導航?；趶母信d趣區(qū)域獲取的程序前的高分辨率三維（3D）圖像，多種介入得以引導。通常，計算機斷層攝影（CT）或磁共振（MR）掃描器采集介入之前的圖像（術前圖像）。這些模態(tài)不是實時的，至少當需要高分辨率時，因此在介入期間它們用于成像的用處是非常有限的。術前圖像的適當空間配準與導航系統(tǒng)的組合將使圖像在介入程序期間更加有效。在獲取高分辨率3D圖像之前將基準標記附著到患者皮膚是一種廣泛的用于促進空間配準的方法。在圖像中能夠容易地定位這些標記，即，在圖像坐標系中能夠精確地確定它們的空間坐標。為了執(zhí)行實際的介入，將患者放置于介入臺上。通過利用在空間上被跟蹤的指針設備接觸標記，在定位測量系統(tǒng)坐標系中獲得基準標記的位置。通過將這些坐標映射到定位在圖像中的標記的坐標，能夠確定從定位測量系統(tǒng)坐標到圖像坐標的變換。假如在患者和測量系統(tǒng)之間存在固定的空間關系，那么就能夠在術前圖像 中確定被跟蹤設備的位置。通常，在所述程序期間醫(yī)師使用諸如超聲的實況成像模態(tài)以獲得額外信息，并且將實況成像模態(tài)用作配準的驗證以增強當使用術前圖像信息時的可靠性。還跟蹤這種實況成像模態(tài)的位置，從而知曉在跟蹤坐標系中實況圖像的空間坐標。然而，在許多情況中不能使用基準標記。這些情況包括：1）當嘗試在能夠在附著基準之前獲得并且不能以附著的基準被重復的程序前診斷圖像上導航時（例如，由于擔心成本、輻射劑量或造影劑暴露、工作流程等）。2）當限制成像模態(tài)的視野從而使得視野不能夠覆蓋用于介入的皮膚基準和感興趣區(qū)域時。當基準標記不能用于配準時，必須使用備選模塊匹配程序前圖像空間與導航系統(tǒng)空間。目前，可用方法局限于使用點對匹配的手動配準（例如在諸如超聲的實況程序中模態(tài)和程序前圖像中找到對應的解剖標志）；掃描平面匹配（在感興趣區(qū)域中選擇“實況”圖像平面，并調整配準變換以將它映射到程序前圖像中的對應圖像平面，或反之亦然，在程序前圖像中選擇圖像平面并調整“實況”圖像平面以與程序前圖像平面相匹配）或這些的組合。程序前圖像采集與介入程序之間的器官運動和變形，以及在具有非常不同的特性的圖像（例如超聲相對于CT/MR）中可靠地識別等價目標的困難，將這種手動配準過程變?yōu)槔щy的工作，這經(jīng)?；ㄙM大量的時間，和/或導致不準確的配準結果。確定準確而可靠的傳遞函數(shù)以將圖像像素從一種模態(tài)映射到另一種模態(tài)是非常具有挑戰(zhàn)性的，假定不同模態(tài)具有內在不同的圖像形成現(xiàn)象且具有變化的對比度和強度水平，。呼吸相位和感興趣結構的各種彈性變形在確定準確的配準中也具有重要的作用。已描述了多種方法，包括各種基于圖像的方法，以在US和CT或MR之間建立適當?shù)南嗨菩远攘?。然而，特定結構的可靠自動分割成為能夠妨礙配準質量的誤差的主要來源之一。這樣的方法保持高度受監(jiān)督，因為它們需要配準變換的手動初始化或出于配準目的采集的超聲幀的手動門控。

技術實現(xiàn)要素：
根據(jù)本發(fā)明原理，提供了這樣的系統(tǒng)和方法，其創(chuàng)建可靠的配準初始化，以自動將術前圖像融合到術中圖像，而不依賴人工對準或處理術中幀的選擇。這些實施例包括從術中圖像獲得的受試者特異性結構形狀信息（例如參考器官或邊界），以提供與對應的術前形狀模型的適當對準。這些實施例提供了關于就平移和旋轉參數(shù)而言的有效搜索空間的有用信息，以及關于用于自動的基于圖像的配準方法的起點的有用信息。集成框架（integratedframework）提供了準確而實時更新的變換鏈，以將徒手二維（2D）超聲（US）圖像連接到從另一模態(tài)預采集的3D參考體積?；谶@種框架，獲得了配準矩陣的初始化，這使用跟蹤空間中采集的3D表面形狀將術前坐標系與術中電磁參考鏈接起來。這些方法通過使用來自患者中線附近獲取的探頭位置的跟蹤信息確定主要取向，之后通過將記錄的探頭位置對準到患者的皮膚分割的平移調節(jié)，能夠首先估計近似配準矩陣。這樣避免了使用可能受到不良圖像質量的影響的US圖像特征。一旦估計了主要參數(shù)，就使用基于受限置信度的區(qū)域增長方法獲得來自3D重建體積的患者特異性US表面模型。與現(xiàn)有的基準標記配準方法相比，所獲得的準確且受試者特異性的初始化能夠獲得更好的配準性能。根據(jù)本發(fā)明原理，一種用于圖像配準的系統(tǒng)和方法包括在沿患者皮膚表面的位置中跟蹤掃描器探頭。采集對應于所述位置的圖像平面。從所述圖像平面重建感興趣區(qū)域的三維體積。對圖像體積的搜索進行初始化以確定通過采用圖像平面采集期間所述掃描器探頭的姿態(tài)信息和所述掃描器探頭的姿態(tài)的物理約束，配準所述圖像體積與所述三維體積的候選圖像。將所述圖像體積與所述三維體積配準。在另一實施例中，一種用于圖像配準的系統(tǒng)和方法包括分割圖像體積中患者的參考器官和皮膚表面圖像；在沿患者皮膚表面的至少一個位置中跟蹤掃描器探頭；采集對應于所述至少一個位置和所述參考器官的圖像；從圖像平面重建所述參考器官的三維體積；對具有由圖像采集期間所述掃描器探頭的姿態(tài)和物理約束進行約束的初始參數(shù)值的變換矩陣進行初始化，以確定所述圖像體積與所述三維體積之間的變換矩陣；并且使用成本函數(shù)優(yōu)化所述變換矩陣以找到配準所述圖像體積與所述三維體積的坐標。一種用于圖像配準的系統(tǒng)包括空間可跟蹤的掃描器探頭、被配置為采集對應于所述掃描器探頭的至少一個位置的圖像平面的成像設備；以及圖像處理模塊。所述圖像處理模塊被配置為從所述圖像平面重建感興趣區(qū)域的三維體積。所述圖像處理模塊還被配置為對所述圖像體積的存儲模型的搜索進行初始化以確定通過采用圖像平面采集期間所述掃描器探頭的姿態(tài)信息和所述掃描器探頭的姿態(tài)的物理約束，配準所述圖像體積與所述三維體積的候選圖像。配準模塊被配置為配準所述圖像體積與所述三維體積。從結合附圖閱讀的，本發(fā)明的說明性實施例的以下詳細描述，本公開的這些和其他目的、特征和優(yōu)點將變得顯而易見。附圖說明本公開將參考以下附圖詳細呈現(xiàn)出優(yōu)選實施例的以下描述，附圖中：圖1是示出了根據(jù)本發(fā)明原理的用于圖像配準的系統(tǒng)/方法的框圖/程序圖；圖2是示出了根據(jù)本發(fā)明原理的在圖像配準中采用的變換鏈的示意圖；圖3是示出了根據(jù)一個說明性實施例的用于實現(xiàn)圖像配準的系統(tǒng)/方法的框圖/程序圖；圖4是示出了根據(jù)一個說明性實施例的用于配準圖像的說明性工作流程的示意圖；圖5是示出了根據(jù)一個實施例的用于執(zhí)行圖像配準的系統(tǒng)/方法的框圖/程序圖；圖6是示出了根據(jù)說明性實施例的在配準過程中采用的圖像的示意圖；并且圖7是說明性地示出了根據(jù)一個說明性實施例的坐標系調整的示意圖。具體實施方式醫(yī)療導航系統(tǒng)需要配準程序以對準導航系統(tǒng)和患者的坐標系。如果能夠獲得包括基準標記的路線圖圖像，則附著于所述患者的所述基準標記允許半自動或全自動配準。然而，在許多情況下，基準標記的使用是不可行的，且必須要有潛在耗時且不準確的手工配準程序。本發(fā)明原理提供了一 種用于快速且準確的自動或半自動配準的系統(tǒng)和方法。在具體有用的實施例中，利用程序前和程序中成像的后續(xù)圖像處理在標準成像平面中組合規(guī)定的圖像采集集合。這些實施例提供了一種系統(tǒng)和方法，以在介入或診斷程序期間，自動獲得用于將來自超聲（US）圖像的諸如肝臟的內臟器官配準到先前的術前圖像體積（例如，CT或MR）的可靠的受試者特異性初始化。自動多模態(tài)圖像配準具有挑戰(zhàn)性，因為最終的配準性能依賴于來自參考和目標模態(tài)兩者的圖像質量、分割準確性以及用于優(yōu)化變換的可靠起點。現(xiàn)有的方法依賴于能夠使超聲與CT/MR相關的手動識別的基準，或使用基于圖像的特征自動配準各模態(tài)。然而，這些系統(tǒng)要求手動初始化，這能夠容易形成次最優(yōu)解。這些實施例通過使用框架解決了這些問題，所述框架將被跟蹤的術中圖像（例如，US）用作與基于圖像的分割方法整合的多平面配準（MPR）選擇器，這能夠準確地將所獲得的徒手2D圖像變換成另一模態(tài)的預采集的3D參考體積?；谶@種框架，剛性變換矩陣的初始化不依賴圖像質量地得以獲得，并且隨后經(jīng)由來自分割的器官邊界的、約束形狀的匹配方法得以細化。改進的配準結果具有若干應用。這些應用可以包括以下中的至少一些：（1）驗證/監(jiān)測電磁（EM）跟蹤的超聲（US）圖像和預采集的3D圖像之間的基于當前基準的配準準確性；（2）估計術前圖像上的腫瘤或目標位置；（3）用于2D超聲圖像和預采集的3D圖像的基于圖像的配準的改進的初始化；（4）對2D超聲圖像和預采集的3D圖像的配準的非剛性（彈性）校正；以及（5）腫瘤存在的驗證和診斷設置中的評估。應當理解，將就配準術前圖像體積與術中三維體積而言來描述這些實施例；然而，能夠將根據(jù)本發(fā)明原理的系統(tǒng)和方法應用于術前、術中和術后圖像中的任何圖像之間的配準，以監(jiān)測介入式程序和/或診斷應用。還應當理解，將就醫(yī)療系統(tǒng)和器械而言描述本發(fā)明；然而，本發(fā)明的教義要寬得多，且適用于跟蹤或分析復雜生物或機械系統(tǒng)中采用的任何器械。具體而言，本發(fā)明原理適用于生物系統(tǒng)的內部跟蹤程序、身體所有區(qū)域中的程序，所述身體區(qū)域例如是肺、胃腸道、排泄器官、血管等。圖中描繪的元件可以實現(xiàn)于硬件和軟件的各種組合中，并提供了可以在單個元 件或多個元件中組合的功能。本發(fā)明原理可以應用于引導需要將患者與先前醫(yī)療圖像配準的許多介入式或外科程序（例如活檢、消融、栓塞、引流等）。本發(fā)明原理也可以應用在采用多模態(tài)配準并可能不涉及介入程序的診斷應用中。例如，由于超聲和CT提供了互補的診斷信息，配準這兩種模態(tài)以確保在兩種圖像中評價出相同的病灶可以是有益的。針對這些非介入應用，還應當明確，盡管利用了在超聲檢查期間采集的跟蹤和成像信息，但多模態(tài)配準步驟實際上可以在超聲成像檢查期間執(zhí)行或追溯地執(zhí)行，例如在完成檢查之后在成像工作站上執(zhí)行。通過使用專用硬件以及使用能夠執(zhí)行與適當軟件相關聯(lián)的軟件的硬件，能夠提供圖中所示的各種元件的功能。當所述功能由處理器提供時，其能夠由單個專用處理器，由單個共享處理器，或由多個獨立處理器（其中的一些能夠是共享的）提供。而且，術語“處理器”或“控制器”的明確使用不得被解釋為專門指代能夠執(zhí)行軟件的硬件，還能夠包含性地包括，但不限于數(shù)字信號處理器（“DSP”）硬件、用于存儲軟件的只讀存儲器（“ROM”）、隨機存取存儲器（“RAM”）、非易失性存儲設備等。而且，本文記載本發(fā)明原理、方面和實施例以及其具體范例的所有陳述意圖涵蓋其結構和功能等價物兩者。此外，意圖使這樣的等價物包括當前已知的等價物以及將來開發(fā)的等價物（即開發(fā)出來的執(zhí)行相同功能的任何元件，不論其結構如何）。因此，例如，本領域的技術人員將認識到，本文呈現(xiàn)的框圖表示具體實現(xiàn)本發(fā)明原理的說明性系統(tǒng)部件和/或電路的概念視圖。類似地，應認識到，任何程序表，程序圖等表示可以基本表示于計算機可讀存儲介質中并由計算機或處理器如此執(zhí)行的各種過程，無論是否明確示出這樣的計算機或處理器。而且，本發(fā)明的實施例能夠采取計算機程序產(chǎn)品的形式，所述計算機程序產(chǎn)品可以從提供由計算機或任何指令執(zhí)行系統(tǒng)使用或與計算機或任何指令執(zhí)行系統(tǒng)結合使用的程序代碼的計算機可用或計算機可讀存儲介質被訪問。出于這種描述的目的，計算機可用或計算機可讀存儲介質能夠是可以包括、存儲、傳送、傳播或傳輸由指令執(zhí)行系統(tǒng)、裝置或設備使用或與指令執(zhí)行系統(tǒng)、裝置或設備結合使用的程序的任何裝置。介質能夠是電子的、磁的、光學的、電磁的、紅外的或半導體系統(tǒng)（或裝置或設備）或傳 播介質。計算機可讀介質的范例包括半導體或固態(tài)存儲器、磁帶、可移除計算機磁盤、隨機存取存儲器（RAM）、只讀存儲器（ROM）、剛性磁盤和光盤。光盤的當前范例包括光盤只讀存儲器（CD-ROM）、可讀寫式光盤（CD-R/W）和DVD?，F(xiàn)在參考類似標記表示相同或相似元件的附圖，并且首先參考圖1，說明性地描繪了用于執(zhí)行醫(yī)療程序的系統(tǒng)100。系統(tǒng)100可以包括監(jiān)督并管理程序的工作站或控制臺112。工作站112優(yōu)選地包括一個或多個處理器114以及用于存儲程序和應用的存儲器116。存儲器116可以存儲在初始化并提供圖像配準中，和在跟蹤系統(tǒng)中采用的一個或多個程序模塊。系統(tǒng)100包括位置跟蹤系統(tǒng)120。工作站112連接到跟蹤系統(tǒng)120和掃描設備126。工作站112從掃描器126獲得圖像，并同時從傳感器123獲得對應的位置信息。工作站112也可以集成在掃描器126中或成為掃描器126的一部分，反之亦然。位置跟蹤系統(tǒng)120可以包括電磁的（EM）、光學的或其他跟蹤技術，并用于空間地跟蹤掃描設備126的實時探頭122。如本文將更詳細解釋的，跟蹤系統(tǒng)120可以在工作站112的存儲器116中與跟蹤模塊128一同工作以使探頭位置與圖像相關。探頭122包括跟蹤系統(tǒng)120采用的一個或多個傳感器123。在傳感器123包括EM傳感器的情況下，可以采用跟蹤場發(fā)生器125產(chǎn)生磁場以實現(xiàn)跟蹤系統(tǒng)120的EM跟蹤。在醫(yī)療程序期間可以將場發(fā)生器125置于患者132附近。在一個實施例中，跟蹤傳感器123附著于探頭或超聲換能器。掃描設備126可以包括超聲（US）掃描設備，然而可以采用其他實時成像系統(tǒng)，。為了容易解釋，將就超聲技術而言說明性地描述掃描設備126。程序期間實時收集的圖像將被稱為術中圖像。在系統(tǒng)100中，成像系統(tǒng)130可以是可用的，但不需要是可用的?？梢蕴峁┏上裣到y(tǒng)130以采集術前成像數(shù)據(jù)或實時術中成像數(shù)據(jù)。在任何程序之前，可以在另一設施、位置等處執(zhí)行術前成像?？梢栽诖鎯ζ?16中存儲這些3D圖像131。成像系統(tǒng)130提供患者或受試者132的預采集的醫(yī)療圖像或體積。這些圖像將被稱為術前圖像。所述成像系統(tǒng)可以包括計算機斷層攝影（CT） 系統(tǒng)、磁共振成像（MRI）系統(tǒng)、術前3DUS成像系統(tǒng)或其他成像系統(tǒng)。工作站112的存儲器116包括圖像和跟蹤數(shù)據(jù)處理模塊134，圖像和跟蹤數(shù)據(jù)處理模塊134被配置為處理圖像以及來自跟蹤系統(tǒng)120的數(shù)據(jù)。處理模塊134執(zhí)行工作流程，所述工作流程包括在垂直于受試者132皮膚表面的任意位置處，利用來自掃描器126的超聲探頭122跟蹤一個或若干超聲探頭姿態(tài)（例如，為軸中線圖像）。處理模塊134還采集感興趣區(qū)域中的額外圖像平面，以重建為來自掃描器126的三維（3D）US體積。利用對在圖像平面采集期間超聲探頭122的近似姿態(tài)的了解（來自跟蹤數(shù)據(jù)），并利用在圖像平面和體積采集期間超聲探頭122姿態(tài)的物理約束（例如超聲探頭122需要接觸待成像的患者皮膚），處理模塊134自動地初始化術中到術前圖像配準搜索（例如，US-CT）空間。處理模塊134還提供術中圖像到術前圖像配準優(yōu)化。該優(yōu)化優(yōu)選地基于術前醫(yī)療圖像和術中（US）圖像的圖像處理，所述圖像處理包括解剖結構的自動分割。在術前圖像和術中圖像之間定義相似性度量。使用已知的優(yōu)化技術，例如窮舉搜索，或下坡單項法，對所述相似性度量進行優(yōu)化以識別各圖像之間的最佳匹配。在一個實施例中，臨床工作流程在兩個位置（例如，患者132胸骨附近）記錄來自探頭122的跟蹤數(shù)據(jù)和來自在超聲肝臟或其他器官/邊界掃略期間采集的位置的跟蹤數(shù)據(jù)。由于肝臟獨特的形狀，在這個實施例中采用肝臟作為參考?？梢圆捎闷渌鞴倩騾⒖?。分割模塊140使用分割方法分割器官的圖像。分割模塊140采集并存儲術前3D體積并將它們用于由大量3D坐標點表示的皮膚表面的3D分割。對準或配準模塊142將大量坐標用于初始對準并約束優(yōu)化搜索空間?？梢葬槍谀Ｐ偷呐錅史椒ú捎糜扇蔷W(wǎng)格模型表示的肝臟形狀（或其他器官形狀）的3D分割。在這個實施例中，所述處理模塊實時采集并處理跟蹤傳感器123的坐標，并采用它們計算在肝臟的預采集3D形狀模型和從術中3DUS體積獲得的分割肝臟表面之間的自動的基于圖像的剛性變換矩陣。在最新采集的帶有擬合到術前圖像肝臟分割邊緣的肝臟邊界（來自實時術中US圖像）的實時圖像上，由跟蹤傳感器123確定的多平面配準（MPR）示出了對應的 術前圖像信息（例如，來自CT或MR）。在另一個實施例中，通過實時采集并處理跟蹤傳感器123的坐標，所述工作站實現(xiàn)準確的多模態(tài)配準。使用通過體積傳播的基于置信度的區(qū)域生長，在肝臟或其他邊界的分割模塊142中，針對3D患者特異性分割（例如，US圖像的分割）采用傳感器123的坐標。這個過程收集屬于具有動態(tài)可調整標準偏差的強度區(qū)間的體素。這樣能夠創(chuàng)建出諸如肝臟表面的表面的二值體積。隨后處理掩模以提取肝包膜或邊界的表面表示。采用得到的分割以優(yōu)化各模態(tài)之間的圖像對準。由懲罰遠離皮膚映射的探頭變換的皮膚表面分割所定義的區(qū)域，限制或約束參數(shù)搜索空間，從而使得在最新采集的具有擬合到術前肝臟分割邊緣的US肝臟邊界的實時圖像上，由跟蹤傳感器確定的MPR示出對應的術前圖像信息（例如，來自CT或MR）。工作站112可以包括用于觀看受試者內部圖像的顯示器118。顯示器118還可以允許用戶與工作站112及其部件和功能進行交互。這由接口119進一步促成，接口119包括鍵盤、鼠標、操縱桿或任何其他允許用戶與工作站112交互的外設或控制器。用戶接口119引導用戶通過工作流程，提示并引導單獨工作步驟的初始化，并且允許與任何自動計算的配準進行交互式校正。在一個實施例中，接口119和顯示器118允許用戶通過工作站112接收指示或提示以利用文本、圖表或兩者輔助通過配準過程的每個階段的使用。接口119可以提供手動控制或超馳控制裝置以通過相對于彼此平移/旋轉術中圖像和術前體積，控制如下文中更詳細描述的圖像配準和初始化過程。接口119和顯示器118允許用戶從任何手動調整的開始姿態(tài)開始優(yōu)化過程。此外，可以通過接口119和顯示器118提示用戶以從針對在給定患者中的特定圖像采集優(yōu)化的相似性度量的選集中進行選擇。顯示器118允許在具有或不具有分割信息的疊加的情況下在一個或若干切平面或在3D繪圖中的可視化，在任何階段的術中/術前（例如，US-CT）對準。接口119使得用戶能夠接受或拒絕任何配準結果。參考圖2，通過說明性地示出根據(jù)本發(fā)明原理的用于不同模態(tài)的配準的坐標變換，提供了圖像配準的進一步細節(jié)。在一個范例中，采用變換鏈210融合實況超聲圖像202（由利用跟蹤傳感器123跟蹤的探頭122采集）與預 采集的CT圖像204。一次校準程序確定了變換T校準，T校準使實時超聲圖像的坐標系CUS與附著到探頭122的跟蹤傳感器123的坐標系C傳感器相關。來自跟蹤系統(tǒng)120的實時跟蹤信息提供了使坐標系C傳感器與跟蹤系統(tǒng)120的坐標系C跟蹤（例如，來自電磁場發(fā)生器125）相關的變換T跟蹤。最初，變換T配準是未知的并且需要被建立。T配準使跟蹤系統(tǒng)的坐標系C跟蹤與CT圖像的坐標系CCT相關。一旦建立，實時超聲圖像202中的任何像素就能夠經(jīng)由變換鏈210與CT圖像204中的體素相關，這允許對應的US和CT圖像平面的并排顯示、融合等。通過首先從在跟蹤系統(tǒng)120的坐標系C跟蹤中的跟蹤的2D超聲圖像202重建3DUS體積，建立T配準?；蛘撸梢允褂脽o需跟蹤的2D平面的有3D能力的換能器獲得3DUS體積。這種有3D能力的換能器包括通過機械掃略過通過弧形的1D成像陣列采集3D體積的換能器（已知為機械3D換能器）和通過超聲射束的電子引導采集3D體積的換能器（已知為2D陣列或矩陣換能器）。由3DUS圖像與CT圖像204的最優(yōu)對準確定的后續(xù)基于圖像的配準提供了T配準，T配準隨后能夠用于變換鏈210中以處理實時超聲圖像202。需要3DUS圖像202與CT圖像204之間基于圖像的配準，但除了本發(fā)明原理之外，不存在已知的方法以魯棒、準確且快速的方式提供這種配準以用于任何介入或診斷設置。參考圖3，可以分兩部分完成配準（T配準）。在方框302中，基于患者定位和超聲成像的物理性質約束搜索空間，以用于3DUS與CT的潛在對準（即，T配準）。在方框304中，在CT掃描上執(zhí)行預分割，并且在3DUS和分割的CT之間定義適當?shù)南嗨菩远攘恳栽诩s束的搜索空間之內優(yōu)化對準。剛性配準的不受約束的搜索空間包括六個自由度（例如，3個旋轉、3個平移）。通過實施確定相對于跟蹤系統(tǒng)（120）的患者近似定位的工作流程和隨后的圖像處理，并通過假設當超聲探頭接觸患者皮膚時獲得所有的超聲圖像，能夠有效地約束搜索空間。在方框306中，工作流程包括提示用戶在胸骨中線附近的任何位置定位探頭，如在探頭精確地指向A-P（前-后）方向時，提示用戶采集患者的軸向超聲平面中線。在方框308中，在這個位置為超聲探頭（122）獲得跟蹤姿態(tài)。在方框310中，提示用戶將超聲探頭置于離較低部分（例如， 離腿或腳）更近的第二位置（如果采用了其他取向機構，那么這是任選的）（同時維持探頭角度）。在方框312中，如果采用了第二位置，那么就再次獲得跟蹤姿態(tài)。在方框314中，可以提示用戶將超聲掃描器設置為最大深度設置（例如，16、20、24cm），這允許在患者的感興趣區(qū)域中進行有意義的圖像采集（例如，在電子噪聲掩蓋圖像最深部分中的圖像信息之前的最大深度設置）并盡可能地捕獲感興趣結構的外邊界。之后，在方框316中，提示用戶利用這種深度設置獲得感興趣器官的徒手的、機械的或電子的3D掃略。在方框318中，在掃略期間記錄圖像和跟蹤姿態(tài)，并將所采集的圖像重建為3DUS體積。如果由超聲換能器支持，那么3D掃略就可以通過機動或電子器件得以采集，從而自動獲得3DUS體積。參考圖4并繼續(xù)參考圖3，說明性地示出了沿中線和相對于患者的坐標軸的換能器探頭122的位置402和404。方框310確定了跟蹤系統(tǒng)空間和CT空間之間的近似旋轉對準（3DOF）。方框314通過確定通過患者132的頭-尾（C-C）軸的取向和方向，解決了與相對于跟蹤系統(tǒng)或CT空間的患者大體取向相關的不定性。需注意，對于方框310和方框314中的任意步驟不需要或不利用超聲圖像，相關信息從位置402和404處的換能器（探頭）122的跟蹤姿態(tài)得以推導。通過假設探頭是沿中線（L-R軸）定位的，方框310和方框314還確定患者132的近似橫向對準（1個平移DOF）。通過假設探頭122放置在患者皮膚上，確定一個額外的平移DOF（A-P軸對準（前-后））。皮膚表面能夠提前從CT圖像容易地提取，中心中線L-R（左-右）軸能夠從皮膚分割提取，并且調整A-P對準以將所有采集步驟期間的物理探頭表面映射到皮膚表面。應該理解的是，盡管兩個或更多位置的采集是一種有用的實施方式，例如，解決了頭-尾方向不定性，但可以采用其他實施方式。例如，如果被跟蹤的超聲探頭122裝配有清晰指示探頭應如何取向（例如，哪一邊面向患者頭部，相對于患者腳部）的方向標記408，那么在患者中線處的僅一個這樣的參考姿態(tài)中采集六個自由度就是足夠的。剩余的單個未知的自由度（DOF）是沿頭-尾（C-C）軸的平移。通過將掃略采集期間的探頭位置（位置402和404之間或使用取向度量或標記 408（例如，探頭取向））映射到CT中預分割的感興趣器官的中心，和/或通過將方框310期間的C-C軸探頭位置映射到CT中患者的預分割胸骨，和/或通過在方框314中將換能器探頭置于肚臍的位置并類似地將其映射到CT中肚臍的平面，能夠近似地初始化這種平移。更詳細地描述了圖3的方框314中的對準優(yōu)化。對于在方框302中初始化的配準變換，該變換需要通過最大化3DUS和CT之間的在初始姿態(tài)附近的近似相似性度量得以優(yōu)化。在融合腹部目標（例如，肝臟、腎臟、前列腺或其他器官）的術前CT圖像和實況US圖像的背景中，一種相似性度量可以利用來自CT的目標器官的預分割、在（可能對應于距探頭特定距離的表面器官的）超聲圖像中高強度像素的空間依賴性閾值處理、以及最小化經(jīng)閾值處理的超聲像素和CT器官表面之間的平方距離的加權和。在另一個實施例中，相似性度量可以利用來自CT的目標器官表面的預分割，并最大化映射到CT目標器官表面的平均超聲像素值。目標感興趣器官的另一種相似性度量可以利用CT肝臟血管的預分割，并最小化映射到CT肝臟血管的平均超聲像素值。另一個實施例包括與最大化的US肝臟血管分割的對準。相似性度量可以利用來自CT的目標器官表面的預分割，并最小化將從超聲產(chǎn)生的大量點映射到CT器官表面的點集到點集度量。該相似性度量還可以包括上文的任何子集的加權組合或其他相似性度量。在另一個實施例中，在一個器官上執(zhí)行配準處理，該器官與執(zhí)行臨床程序的器官不是同一個器官。例如，能夠在肝臟上執(zhí)行配準，但臨床程序的目標是腎臟。此外，從在超聲肝臟（或其他器官或特征）掃略期間采集的位置406記錄跟蹤數(shù)據(jù)。如描述的，采集并存儲術前圖像，例如，3DCT或MR體積。對這些術前圖像進行由大量3D坐標點表示的皮膚表面的3D分割。采用皮膚分割以進行初始對準和約束優(yōu)化搜索空間?？梢杂扇蔷W(wǎng)格模型表示肝臟形狀（或其他獨特形狀的器官）的3D分割。針對基于模型的配準方法，采用肝臟形狀。在程序期間，當在位置402和404處定位了換能器探頭122時，傳感器（123）的坐標被實時采集并處理。采用被跟蹤傳感器的坐標以計算肝臟的3D形狀模型和從在位置406處獲取的術中3DUS體積獲得的分割肝臟 表面之間的自動的基于圖像的剛性變換矩陣。通過將肝臟邊界與分割的肝臟圖像對準，在術前圖像信息（來自CT、MR）與最新采集的實時（術中）圖像之間確定配準。另一種用于實現(xiàn)準確多模態(tài)配準的方法包括實時采集并處理跟蹤傳感器坐標，并使用通過體積傳播的基于置信度的區(qū)域增長提供肝臟邊界的3DUS患者特異性分割。這個過程采集屬于具有動態(tài)可調整標準偏差的強度區(qū)間的體素以實現(xiàn)肝臟表面或掩模的二值體積。隨后處理該掩模以提取肝包膜和邊界的表面表示?？梢圆捎玫玫降姆指钜詢?yōu)化各模態(tài)之間的圖像對準。由懲罰遠離皮膚映射的探頭變換的皮膚表面分割所定義的區(qū)域限制參數(shù)搜索空間。通過將肝臟邊界與分割的肝臟圖像對準，在術前圖像信息（來自CT、MR）與最新采集的實時（術中）圖像之間確定配準。參考圖5，說明性地示出了用于對準圖像的示范性方法。在方框502中，收集并存儲術前圖像（例如，CT圖像）。在方框504中，通過已知方法分割器官表面。在方框506中，分割皮膚表面。在方框508中，確定兩個探頭位置，例如，在胸骨或其他生物參考附近。在方框510中，執(zhí)行感興趣器官的3D掃略（例如，US掃描）。在方框512中，執(zhí)行該3D掃略的3D體積重建。在方框514中，執(zhí)行剛性變換參數(shù)的自動初始化。這包括計算變換矩陣并配準坐標系。在方框516中，通過限制圖像（或數(shù)據(jù)）中的自由度來細化優(yōu)化搜索空間。在方框518中，計算更新的剛性變換。在方框520中，選擇并評價基于圖像的相似性度測。在方框522中，檢查各圖像之間的對準。如果該對準令人滿意，那么該過程結束。如果該對準不令人滿意，那么就在方框518中更新剛性變換。參考圖6，說明性的工作流程示出了使用用于術前圖像收集的CT掃描的圖像數(shù)據(jù)收集和處理，以及用于實時（術中）圖像數(shù)據(jù)的超聲圖像收集。優(yōu)選地，在運行在工作站（例如，圖1中的112）上并使用實時電子數(shù)據(jù)傳輸與外部硬件（跟蹤系統(tǒng)、超聲掃描器等）進行通信以運行定制設計的臨床工作流程的軟件中，執(zhí)行圖像數(shù)據(jù)的存儲和處理。在介入程序之前，通過使用具有3D成像能力的成像模態(tài)（例如，MR、CT等）在方框702中獲得3D體積。使用集成軟件工具（例如，分割模塊 140和/或處理模塊134）執(zhí)行自動且無監(jiān)督分割以在方框704中獲得術前3D體積中肝臟的3D形狀，以及在方框706中獲得皮膚表面的分割。在該程序期間，將在檢查臺上定位用于圖像引導程序（介入、診斷等）的患者。位置傳感器將被附著于超聲探頭。將在患者附近定位跟蹤系統(tǒng)的發(fā)射器/接收器從而在該程序的必要超聲成像期間，使具有附著的定位傳感器的超聲探頭在發(fā)射器/接收器的視野內。探頭被置于垂直于胸骨的第一位置，之后置于第二近尾部位置。在方框708中，將采集覆蓋肝臟的2DUS掃略掃描以重建3D超聲體積。該體積和對應的探頭位置數(shù)據(jù)將被傳輸?shù)綄Ш焦ぷ髡荆?12）。應注意，在方框706中，可以在皮膚分割中指示探頭位置。在方框710中，可以從方框708的重建的3DUS體積提取肝臟表面。方框702中預采集的3D體積和方框708中分割的3D重建超聲體積之間的配準將使用來自定向在特定掃描平面的探頭跟蹤數(shù)據(jù)的信息被初始化，之后將使用基于圖像的方法被細化。實時2D超聲組織圖像和對應的探頭位置數(shù)據(jù)將被連續(xù)地傳輸（流動）到工作站（112）?；诋斍疤筋^位置，將使用剛性變換計算當前圖像相對于方框702的預采集3D體積的位置，以在方框712中對準肝臟（或其他器官邊界）。在工作站112的顯示器118上，變換的對應相交輪廓將被覆蓋在當前圖像上以開始自動圖像分割。在方框714中，輸出具有對準的肝臟邊界的融合對準圖像。使用諸如電磁系統(tǒng)的跟蹤系統(tǒng)能夠跟蹤超聲探頭。將與跟蹤系統(tǒng)兼容的定位傳感器附著于超聲探頭。執(zhí)行一次校準程序以確定跟蹤傳感器坐標系和實時2D超聲圖像坐標系之間的變換T校準。由工作站連續(xù)采集來自跟蹤傳感器的姿態(tài)信息T跟蹤。在圖像引導的程序之前，自動地分割術前圖像（702）以獲得肝臟的3D形狀模型（704）。由具有在術前圖像空間坐標系中表示的3D點位置的三角網(wǎng)格表示該形狀模型S3D術前，以具有與目標圖像體積的對應性。之后處理相同術前圖像以使用具有預定義范圍值的區(qū)域增長方法，通過生成二值體積（706），提取皮膚表面S3D皮膚。之后過濾該二值體積以獲得其相鄰體素是背景體素的體素。3DUS體積（708）能夠通過跟蹤2D探頭生成，從而將所有的2D圖像幀和對應的跟蹤數(shù)據(jù)流動至工作站，在例如造影劑注射之后獲得在肝臟區(qū) 域上的“掃略”，并基于采集的2D圖像和跟蹤數(shù)據(jù)重建3D體積。重建的3DUS體積將與從跟蹤系統(tǒng)坐標到重建的3DUS體素坐標的對應變換T跟蹤系統(tǒng)→3DUS一起存儲在工作站上。之后處理從肝臟器官重建的3DUS體積（708）以提取將與預采集的肝臟分割相匹配的表面（710）。首先應用基本的閾值處理步驟以消除零值像素以及位于例如5cm距離處的像素，以丟棄可能易于導致高度組織變形的信息。之后通過在距US探頭最大距離處選擇最高值像素，自動地確定種子，所述US探頭沿由US幀的主成分分析（PCA）計算的主軸定位?；谥眯哦鹊膮^(qū)域增長方法可以被采用并從這個種子被初始化，并且迭代地被傳播直到二值分割的區(qū)域收斂（即，避免在肝組織和最大化的表面范圍內部的分割泄漏）。之后通過僅選擇首先與起源于US探頭位置的射線陣列相交并指向每個二值體素的像素，應用光柵化過程。這產(chǎn)生了3D坐標表示肝臟邊界的網(wǎng)格表面S3D術中。在方框712中，利用由下文的變換鏈獲得的值，對如圖7中所描繪地將3DUS體積（708）（或提取的體積（710））配準到3D術前體積（702）（或3D模型（704））的初始剛性變換矩陣T初始_3DUS→3D術前進行初始化。在圖7中，該變換鏈包括：T初始_3DUS→3D術前=T皮膚ClampXUS探頭T皮膚ClampY探頭1-2T質心Z（T探頭位置1）-1，其首先通過計算取向矩陣T探頭位置1的逆校正取向，T探頭位置1表示了在中線附近的第一探頭位置處采集的跟蹤傳感器數(shù)據(jù)。按以下順序確定X、Y、Z軸平移參數(shù)的估計：T質心Z：在Z軸中平移以對準術前體積和US肝臟掃略的頭-尾方向上的質心。T皮膚ClampY探頭1-2：通過在Y方向平移校正前-后方向（Y軸）的位移從而使兩個探頭位置（1和2）都與皮膚分割相交。T皮膚ClampXUS探頭：通過在X軸上平移在掃略期間獲得的US探頭位置進行左右位移從而使其與皮膚分割相交。通過使用可以由T3DUS→3D術前表示、由先前定義的T初始_3DUS→3D術前進行初始化的基于圖像的配準，能夠計算重建的3DUS體積的坐標與預采集3D參考體積的坐標之間的變換。嘗試將其最小化以優(yōu)化T3DUS→3D術前的參數(shù)（即，分 別是平移和旋轉參數(shù)的t和R）的說明性成本函數(shù)跟隨著受約束的類似迭代最近點（ICP）的目標函數(shù)，該目標函數(shù)懲罰這樣的潛在變換候選：所述潛在變換候選更遠離皮膚表面地映射探頭位置：配準函數(shù)實施圖像相似性度量。第一項是基于點的相似性度量，其中，針對包括在US網(wǎng)格的S3DUS中的每個點頂點qi，利用如在術前3D模型的每個點坐標處的法線所定義的ni確定并衡量基于歐幾里德距離的固定網(wǎng)格模型（來自CT）中的最近點。針對來自US表面的所有子采樣的網(wǎng)格頂點加和這些距離以最大化全部兩個分割的點集之間的對準。之后將區(qū)域顯著統(tǒng)計（regionalsalientstatistics）合并為第二數(shù)據(jù)相關的相似性項Ψ，相似性項Ψ尋求對準網(wǎng)格表面的對應子區(qū)域。首先將目標CT網(wǎng)格表面細分為對以下度量積分的更小區(qū)域：1）點頂點的方差，2）子集之間的互相關；3）曲率的相似性。因此，將相似性項寫為：其中，σ是標準偏差，并且κ是方差。給定更新的變換US網(wǎng)格表面，這些相同的統(tǒng)計在具有對應網(wǎng)格區(qū)域的預定義區(qū)域中得以計算。最終，成本分配函數(shù)Φ被鏈接到應用于中線和US掃略探頭位置的變換。前者是禁止位置b1,2的赫維賽德函數(shù)，位置b1,2是從將距離皮膚超過1cm映射的胸骨附近采集的2個探頭位置獲得的，從而：針對在掃略處獲得的探頭位置，允許將位置bUS映射到位于皮膚和肝臟表面之間的逆線性函數(shù)允許在圖像采集期間的探頭壓力。首先，檢測新的探頭位置是否在皮膚表面外部，之后將具有附加懲罰項（+10）的線性歐幾里德距離分配到成本，而如果bUS在CT肝臟網(wǎng)格的內部，那么假設不太可能的情況，就分配更高的懲罰成本（+100）。如果將探頭位置放在皮膚和肝臟表面之間，就通過計算到皮膚表面最近點的log距離，將可能的探頭壓力計算在內，使得Φ=log（||bUS-SCT-皮膚||）。離皮膚越近，該解就越有可能。總 之，成本函數(shù)能夠表示為：優(yōu)化圖像對準的第一步驟是首先被執(zhí)行來以類似分組方式細化位移參數(shù)的粗略且窮舉的平移搜索。這里，變換參數(shù)由四元數(shù)向量表示且被轉換成應用到移動點的4x4變換矩陣。一旦獲得了最小值，那么就執(zhí)行旋轉參數(shù)的類似分組的窮舉搜素，其中，沿X、Y和Z軸旋轉。在這種情況中重要的是，變換的旋轉中心是探頭位置。因此，相對于探頭的空間位置和相對于肝臟和皮膚表面，應用所有的變換。因此，當對旋轉參數(shù)進行優(yōu)化時，探頭位置保持在相同位置。通過將3x3旋轉矩陣轉換成四元數(shù)，執(zhí)行在四元數(shù)域中的3D旋轉的插值。一旦獲得了粗略的細化，就使梯度下降的、非線性列文伯格-馬夸爾特優(yōu)化方案同時優(yōu)化6個自由度（DOF）。這樣使用粗略窮舉搜索提供的起始點獲得成本函數(shù)的最小值并確定最優(yōu)解。也可以采用其他優(yōu)化。一旦在優(yōu)化之后確定了重建3DUS體積708和3D術前體積702之間的配準，就能夠通過使用如下變換，基于來自跟蹤傳感器的當前跟蹤數(shù)據(jù)T跟蹤，確定預采集的參考圖像之內的當前2D超聲幀的位置：T2DUS→3D術前=T3DUS→3D術前T跟蹤系統(tǒng)→3DUST探頭傳感器→跟蹤系統(tǒng)T2DUS→探頭傳感器=T3DUS→3D術前（T3DUS）-1T跟蹤（T校準）-1其中:T2DUS→3D術前是從2DUS圖像坐標系到術前3D圖像坐標系的變換，T2DUS→探頭傳感器是從2DUS圖像坐標系到探頭傳感器坐標系的變換（其是所謂的校準變換T校準的逆），T探頭傳感器→跟蹤系統(tǒng)是從探頭傳感器坐標系到跟蹤系統(tǒng)坐標系的變換，即，超聲探頭的“跟蹤變換”T跟蹤，T跟蹤系統(tǒng)→3DUS是在跟蹤系統(tǒng)空間中定位重建的3DUS體積的任意“方便”變換（并且其根據(jù)T3DUS的逆）。工作站（112）將使用這種關系以實時提取初始化輪廓，即，在對應于2D組織圖像當前姿態(tài)的2D超聲平面上相交的3D表面形狀。將使用該輪 廓以在這種2D超聲圖像中開始組織分割。應該理解的是，本原理可以包括其他跟蹤系統(tǒng)。例如，不采用電磁跟蹤系統(tǒng)，而是能夠采用基于其他物理原理的跟蹤系統(tǒng)，例如，光學跟蹤系統(tǒng)。備選實施例可以采用允許在單個探頭位置處采集基于矩陣的體積圖像的有3D能力的US換能器。這樣可以避免手動掃略2D探頭的需要。這樣還可以避免能夠易發(fā)生插值和運動偽影的體積重建誤差。在一些實施例中，不使用US圖像的單個序列來創(chuàng)建單個3DUS體積，而是可以采用多個圖像采集的拼合或混合來產(chǎn)生肝臟或其他器官的全景表示以提高3D表面分割的準確性。此外，可以將非剛性圖像變形計算在內。如果患者的內部器官沒有因運動或呼吸偽影而變形，那么優(yōu)化術前形狀模型和術中US數(shù)據(jù)之間的剛性變換的假設保持為有效且準確的。然而，這不能夠總是假設為恒定參數(shù)。為了增強組織運動存在下的準確性，可以將基于圖像的運動校正應用于圖像以將變形計算在內?？梢栽谟嬎銠C輔助診斷、最小有創(chuàng)手術、介入放射學等的多種臨床程序中應用本發(fā)明原理。具體而言，通過使用用于配準、定位和引導的分割輪廓，這些實施例能夠輔助改進診斷和治療醫(yī)學程序的基于超聲的圖像引導。在解讀權利要求書時，應當理解：a)詞語“包括”不排除存在給定權利要求中列出的那些之外的其他元件或動作；b)元件前的詞語“一”或“一個”不排除存在多個這樣的元件；c)權利要求中的任何附圖標記都不限制其范圍；d)可以由相同項目或者實施結構或功能的硬件或軟件表示若干“器件”；并且e)除非具體指示，不意圖要求動作的特定序列。盡管已經(jīng)描述了用于導航系統(tǒng)自動初始化和配準的系統(tǒng)和方法的優(yōu)選實施例（意圖為說明性而非限制的），但是需要注意，本領域技術人員考慮以上教義能夠做出修改和變化。因此要理解，可以在公開的具體實施例中做出變化，只要在權利要求書界定的本文公開的實施例的范圍之內。盡管 已經(jīng)這樣描述了專利法要求的細節(jié)和詳述，但是權利要求書中闡述了由專利證書所主張且期望保護的內容。