專利名稱：影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，尤其涉及一種影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī) 劃裝置。
背景技術(shù)：
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(shù)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(zhuǎn)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(shù)。因此，微創(chuàng)介入療法對(duì)于 改善對(duì)肝癌患者的預(yù)后是非常有必要的。對(duì)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(shù)的優(yōu)勢(shì)(Liang and Wang 2007)。它具有熱消融技術(shù)中共同的優(yōu)點(diǎn)，例如彈性治療 方法，良好的耐受性，可預(yù)測(cè)消融范圍大小且重復(fù)性好。和當(dāng)前世界上普遍采用的射頻消融 技術(shù)相比，微波消融具有以下幾個(gè)理論上的優(yōu)勢(shì)。第一，微波消融采用主動(dòng)加熱，而射頻消 融是被動(dòng)加熱的。微波消融具有非常寬廣的而不依賴組織的導(dǎo)電性的主動(dòng)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(nèi)溫度可以達(dá)到足夠的高度從而保證創(chuàng)造一個(gè)足夠大的消融區(qū)域，用較短的治療時(shí)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(dǎo)，但微波消融 較少受灌注介質(zhì)的“熱降”效應(yīng)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(biāo)區(qū)域的腫瘤。第三，在射頻消融中存在的電子干涉不會(huì)在數(shù)個(gè)微波 能量同時(shí)應(yīng)用時(shí)出現(xiàn)(Wright，Lee et al. 2003)。這樣可以很容易地在短治療時(shí)間內(nèi)通過 協(xié)同作用消融大的腫瘤。在微波消融手術(shù)中，到目前為止，大多數(shù)醫(yī)生使用的手術(shù)規(guī)劃是根據(jù)純理論的推 理得來的，對(duì)于實(shí)際臨床應(yīng)用的指導(dǎo)性不大。所以，一個(gè)實(shí)用的針對(duì)真實(shí)患者的影像數(shù)據(jù)所 作出的準(zhǔn)確的術(shù)前經(jīng)皮手術(shù)路徑規(guī)劃是非常重要的。這種規(guī)劃不僅需要能夠準(zhǔn)確的預(yù)測(cè)消 融范圍，包括具體的溫度場(chǎng)和損傷場(chǎng)，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(jié)構(gòu)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明旨在提出一種影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)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(jié)構(gòu)，準(zhǔn)確地預(yù)測(cè)消融范圍，從而為實(shí)施消融 手術(shù)提供客觀的參考。本發(fā)明的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，包括患者三維影像構(gòu)建單元，用于根 據(jù)患者的CT或者M(jìn)RI醫(yī)學(xué)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(shù)路徑輸入單元，用于輸入消融手術(shù)的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時(shí) 間；微波能量場(chǎng)計(jì)算單元，用于計(jì)算單位時(shí)間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場(chǎng)計(jì)算單元，以計(jì)算所得的微波能量場(chǎng)作為內(nèi)部熱源，計(jì)算將要消融的組織的溫度 場(chǎng)分布；損傷場(chǎng)計(jì)算單元，用于計(jì)算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計(jì)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(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，醫(yī)生可以通過術(shù)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(xué)原理精確計(jì)算手術(shù)將產(chǎn)生的損傷范 圍，對(duì)手術(shù)的結(jié)果進(jìn)行預(yù)判，依照預(yù)判的結(jié)果提前反復(fù)調(diào)整消融針的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功 率和時(shí)間，得到最佳的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率和時(shí)間，提高手術(shù)的成功率，減小患者的手
術(shù)痛苦。


從對(duì)說明本發(fā)明的主旨及其使用的優(yōu)選實(shí)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(diǎn)和優(yōu)點(diǎn)將是顯而易見的，在附圖中圖1是本發(fā)明的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖；圖2是應(yīng)該本發(fā)明的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置進(jìn)行手術(shù)規(guī)劃時(shí)的視圖。
具體實(shí)施例方式如圖1所示為本發(fā)明的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖。該影像引 導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置包括患者三維影像構(gòu)建單元，用于根據(jù)患者的CT或者M(jìn)RI醫(yī)學(xué)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(shù)路徑輸入單元， 用于輸入消融手術(shù)的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時(shí)間；微波能量場(chǎng)計(jì)算單元，用 于計(jì)算單位時(shí)間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場(chǎng)計(jì)算單元，以計(jì)算 所得的微波能量場(chǎng)作為內(nèi)部熱源，計(jì)算將要消融的組織的溫度場(chǎng)分布；損傷場(chǎng)計(jì)算單元，用 于計(jì)算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計(jì)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。患者三維影像構(gòu)建單元將根據(jù)術(shù)前患者的CT或MRI醫(yī)學(xué)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(shù)路 徑輸入單元來輸入消融手術(shù)的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時(shí)間；根據(jù)所輸入的 手術(shù)路徑，微波能量場(chǎng)計(jì)算單元計(jì)算得到單位時(shí)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(chǎng)作為內(nèi)部熱源，溫度場(chǎng)計(jì)算單元計(jì)算得到溫度場(chǎng)分布；基于計(jì)算所 得的溫度場(chǎng)分布，損傷場(chǎng)計(jì)算單元，計(jì)算得到消融的組織的熱損傷區(qū)域；計(jì)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(shù)路徑下消融的 效果。在這里，影像顯示單元為顯示器。手術(shù)路徑輸入單元為鼠標(biāo)、鍵盤、或觸摸板、手寫 板等?；颊呷S影像構(gòu)建單元在手術(shù)規(guī)劃過程中，通過醫(yī)學(xué)圖像的三維可視化來準(zhǔn)確 地顯示患者病灶所在區(qū)域的解剖結(jié)構(gòu)。該患者三維影像構(gòu)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(gòu)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(gè)像素點(diǎn) 出發(fā)，沿視線方向(也就是由觀察點(diǎn)指向屏幕上像素點(diǎn)的方向)發(fā)出一條射線，該射線穿 過三維數(shù)據(jù)場(chǎng)，沿該射線選擇若干個(gè)等距采樣點(diǎn)，采樣點(diǎn)的顏色和不透明度可以通過由離該采樣點(diǎn)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(diǎn)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(diǎn)的顏色及不透 明度進(jìn)行混合，從而計(jì)算出屏幕上該像素點(diǎn)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(jì)算，計(jì)算效率受到比較大的局限，難以達(dá)到動(dòng)態(tài)人機(jī)交互中的實(shí)時(shí) 渲染，從而難以實(shí)際運(yùn)用于臨床手術(shù)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(duì)CPU而言，它具有杰出的計(jì)算 能力。CPU和GPU之間浮點(diǎn)能力之所以存在這樣的差異，原因就在于GPU專為計(jì)算密集型、 高度并行化的計(jì)算而設(shè)計(jì)，GPU的設(shè)計(jì)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(jì)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(jì)算密度，因而可以極大地提高相應(yīng)程序的計(jì)算效率。本發(fā)明有效利 用GPU并行計(jì)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(chǎng)景中的實(shí)時(shí)渲染和人機(jī)交互操作提供了可能，從而可以顯著地減少手術(shù)規(guī) 劃的所需時(shí)間，極大地提高了手術(shù)規(guī)劃的效率。在進(jìn)行GPU繪制之前，首先需要?jiǎng)?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(diǎn)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(guān)系，它以查找表的形式加以保存，該查找表 以0-1區(qū)間內(nèi)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(jìn)行二次采樣，并得到該點(diǎn)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(jìn)行的。針對(duì)每一個(gè)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(chǎng)的進(jìn)入點(diǎn)，以及射線在體 數(shù)據(jù)場(chǎng)中經(jīng)過的長(zhǎng)度。隨后，可以由進(jìn)入點(diǎn)開始按照射線方向在CT數(shù)據(jù)紋理中進(jìn)行等間 隔的采樣，并利用采樣點(diǎn)的CT值從查找表內(nèi)查詢相應(yīng)的顏色和不透明度值，獲得的結(jié)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(diǎn)顏色值，直到射線射出體數(shù)據(jù)場(chǎng)為 止。為了進(jìn)一步提高運(yùn)算效率，這里采用了光線提前終止技術(shù)，也就是說，當(dāng)顏色值在混合 過程中，不透明度也會(huì)進(jìn)行累積，當(dāng)不透明度值高于某一值，比如0. 99，則認(rèn)為射線穿過的 部分已經(jīng)完全阻擋了光線的進(jìn)一步傳播，即已經(jīng)看不到后面的體素時(shí)，進(jìn)一步沿射線的采 樣就沒有必要了。這時(shí)終止該射線上的采樣，并把目前的顏色值作為該像素點(diǎn)最終的顏色 值。該方法可以減少計(jì)算量，提高效率。顏色混合的算法流程如下(1)得到第一個(gè)采樣點(diǎn)位置；(2)采樣得到灰度值并二次
采樣得到該采樣點(diǎn)的顏色值和不透明度值；(3)根據(jù)公式(1)計(jì)算
混合后不透明度值和顏色值。如果不透明度大于0. 99，轉(zhuǎn)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(jié)果的計(jì)算都完全獨(dú)立于其他像素，所以從整理 上來說，整個(gè)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(jì)算的優(yōu)勢(shì)；此 夕卜，在渲染的過程中大量用到了對(duì)顯存紋理的采樣操作，由于這些采樣方法對(duì)于GPU來說 都由特定的硬件單元加以完成，所以可以進(jìn)一步提高體繪制算法的渲染效率。在手術(shù)規(guī)劃過程中，需要進(jìn)行微波熱場(chǎng)的模擬計(jì)算。也就是根據(jù)預(yù)先設(shè)定的手術(shù) 規(guī)劃路徑精確地計(jì)算出手術(shù)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(jié)合生物 傳熱學(xué)的基本原理以及臨床試驗(yàn)的實(shí)驗(yàn)結(jié)果來實(shí)現(xiàn)。具體來說，計(jì)算主要分三個(gè)步驟微波 能量場(chǎng)的分布、組織的溫度場(chǎng)分布和熱損傷場(chǎng)計(jì)算。下面以肝臟為例進(jìn)行說明。微波能量場(chǎng)計(jì)算單元用于完成微波能量場(chǎng)的計(jì)算，這里可以根據(jù)方程式(2)加以
計(jì)算
(2) 其中，W為微波功率，Ct為比
例常數(shù)，這個(gè)假設(shè)是建立在Qr與微波能量成正比的基礎(chǔ)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(yàn)常數(shù)。該公式為半經(jīng)驗(yàn)公式，保持此公式的框架不變， 所涉及到的兩個(gè)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(huì)有相應(yīng)的差異，需要 通過從臨床手術(shù)的測(cè)量結(jié)果中來獲取進(jìn)一步的統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)來修正以達(dá)到較高精度的模擬結(jié)果ο溫度場(chǎng)計(jì)算單元用于計(jì)算肝組織的溫度場(chǎng)分布，也就是肝組織在 不同時(shí)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(chǎng)的分布 規(guī)律和Permes生物熱傳導(dǎo)方程來進(jìn)行計(jì)算，Pennes方程如式(3)所示
其中，τ OT
是生物組織的熱力學(xué)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(dǎo)率；P b為動(dòng)脈血的密度；Cb為動(dòng)脈血的比熱；Tb為動(dòng)脈血的熱力學(xué)溫度；為血液灌 注率；Qr為單位時(shí)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(dǎo)熱，由于Qm和Qc對(duì)計(jì)算結(jié)果的影響非常小，在計(jì)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(dǎo)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(dǎo)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(guān)系如式(5)所示《b(T，Ω)= "b0ftfu(5)其中ωΜ為組織的初始灌注率，對(duì)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(chǎng)計(jì)算單元用于計(jì)算組織熱損傷區(qū)域，它是評(píng)估腫瘤微波消融手術(shù)效果最 重要的標(biāo)準(zhǔn)，在熱損傷區(qū)域內(nèi)腫瘤細(xì)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(jiǎn)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(yàn)表明生物組織的熱損傷不僅與組織的溫度有關(guān)，而且與組織處于該溫度 的時(shí)間有關(guān)。這種問題可以利用Arrhenius等式來進(jìn)行計(jì)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(chǎng)Permes方程計(jì)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(shí)間這兩個(gè)參數(shù)的影響。以Ω為函數(shù)的另外一個(gè)數(shù)學(xué)表達(dá)式能更直接的表 明Ω的意義，S卩l(xiāng)-exp(-Q)，它表示組織內(nèi)發(fā)生熱損傷的細(xì)胞數(shù)占組織中的總細(xì)胞數(shù)的份 額。根據(jù)相關(guān)的理論和實(shí)驗(yàn)，進(jìn)一步認(rèn)為當(dāng)組織中有63%左右的細(xì)胞熱損傷時(shí)，即可認(rèn)為組 織已發(fā)生不可逆熱損傷。因此，通過式Arrhenius方程計(jì)算，如果得出Ω彡1，那么認(rèn)為組 織已熱損傷，該組織位于熱損傷場(chǎng)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(chǎng)和溫度場(chǎng)受此影響。因此，為了更好地滿足實(shí)際條 件，應(yīng)用迭代的方法將溫度場(chǎng)、損傷場(chǎng)以及這些動(dòng)態(tài)變化的特性迭代求解，從而得出更加精 確的結(jié)果。在實(shí)際手術(shù)中，術(shù)前需要首先掃查患者腹腔CT，并將其導(dǎo)入到影像引導(dǎo)消融治療 手術(shù)規(guī)劃裝置中，通過實(shí)時(shí)體繪制的方式將患者的三維解剖結(jié)構(gòu)顯示在顯示器上。隨后，夕卜 科醫(yī)生可以添加并調(diào)整手術(shù)路徑的位置和功率時(shí)間參數(shù)，針對(duì)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(jié)構(gòu)圖上。醫(yī)生可以將此損傷場(chǎng)區(qū)域和腫瘤區(qū)域進(jìn)行對(duì)比， 從而判斷手術(shù)計(jì)劃是否可以有效滅活腫瘤，直到滿足實(shí)際手術(shù)的需要為止，如圖2所示。為 了實(shí)現(xiàn)腫瘤原位完全滅活，損傷區(qū)域應(yīng)該在腫瘤之外擴(kuò)大5 10mm，而為了使手術(shù)的消融 區(qū)域充分地覆蓋整個(gè)腫瘤，通常需要多個(gè)手術(shù)規(guī)劃同時(shí)或者先后作用于腫瘤區(qū)域，本文中 提到的熱場(chǎng)模擬方法同樣適用于多手術(shù)路徑的情況。在影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置的 輔助下，醫(yī)生可以確保手術(shù)路徑不會(huì)經(jīng)過骨骼以及大血管。本文的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)和臨床手術(shù)中均取得了良好 的效果。通過對(duì)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)結(jié)果以及對(duì)臨床手術(shù)術(shù)后CT數(shù)據(jù)的度量，本影像引導(dǎo)消融治療手 術(shù)規(guī)劃裝置中的熱場(chǎng)計(jì)算參數(shù)以及手術(shù)模擬的精確性得到不斷的修正。本實(shí)驗(yàn)中使用的微 波消融設(shè)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(dǎo)微波消融儀，用于熱場(chǎng)模擬和手術(shù)規(guī)劃的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)采用Intel 7 920四核CPU，4G內(nèi) 存和Nvidia GeForce 285顯卡。在本影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置中，熱損傷區(qū)域的計(jì) 算及三維重構(gòu)所需時(shí)間低于1秒鐘，而基于GPU加速的體繪制渲染可以達(dá)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(shí)時(shí)互動(dòng)的用戶界面。對(duì)于微波熱場(chǎng)計(jì)算中微波能量場(chǎng)的模擬，方程式(1)中的參數(shù)Ct和Ztl需要通過 大量的實(shí)驗(yàn)統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)來確定，它們與能量場(chǎng)的分布形態(tài)直接相關(guān)，從而最終決定了熱損傷 場(chǎng)的尺寸和形態(tài)。本實(shí)驗(yàn)通過在離體豬肝上進(jìn)行多次實(shí)驗(yàn)與測(cè)量，獲得如表1所示統(tǒng)計(jì)數(shù) 據(jù)，并將此數(shù)據(jù)帶入方程中反解出Ct和Ztl兩個(gè)參數(shù)。采用離體動(dòng)物試驗(yàn)，原因是熱場(chǎng)的理 論參數(shù)在這種條件下受血液流動(dòng)的影響最小，從而可以得到與理論預(yù)測(cè)值相吻合的實(shí)驗(yàn)數(shù) 據(jù)，為參數(shù)估計(jì)的初始值提供一個(gè)比較一致的實(shí)驗(yàn)條件。但是需要指出的是，在活體手術(shù)過 程中，由于血液流動(dòng)尤其是大血管帶走熱量等因素的影響，損傷場(chǎng)的形態(tài)會(huì)有所不同，這些 需要通過臨床手術(shù)的術(shù)后CT數(shù)據(jù)與手術(shù)規(guī)劃的對(duì)比來加以進(jìn)一步糾正。表 1功率I時(shí)間橫向直徑縱向直徑 對(duì)于進(jìn)行手術(shù)的患者，在術(shù)后5天至兩周之內(nèi)，要重新掃描腹部CT，在CT數(shù)據(jù)上測(cè) 量實(shí)際損傷區(qū)域的尺寸并和手術(shù)規(guī)劃計(jì)算的數(shù)據(jù)進(jìn)行比較，以衡量手術(shù)模擬的精度。對(duì)多 例典型肝癌患者手術(shù)治療的臨床統(tǒng)計(jì)結(jié)果如表2所示，結(jié)果顯示本文的方法可以準(zhǔn)確地仿 真損傷場(chǎng)并且適合于臨床試驗(yàn)。表^_ 通過本發(fā)明的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，醫(yī)生可以通過術(shù)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(xué)原理精確計(jì)算手術(shù)將產(chǎn)生損傷范圍， 對(duì)手術(shù)的結(jié)果進(jìn)行預(yù)判，依照預(yù)判的結(jié)果提前反復(fù)調(diào)整消融針的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率 和時(shí)間，得到最佳的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率和時(shí)間，提高手術(shù)的成功率，減小患者的手術(shù)痛苦。盡管已示出和描述了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例，可以設(shè)想，本領(lǐng)域的技術(shù)人員可在所 附權(quán)利要求的精神和范圍內(nèi)設(shè)計(jì)對(duì)本發(fā)明的各種修改。本發(fā)明也不限于前述實(shí)施例，還可 應(yīng)用于其他腫瘤。
權(quán)利要求
一種影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，包括患者三維影像構(gòu)建單元，用于根據(jù)患者的CT或者M(jìn)RI醫(yī)學(xué)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(shù)路徑輸入單元，用于輸入消融手術(shù)的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時(shí)間；微波能量場(chǎng)計(jì)算單元，用于計(jì)算單位時(shí)間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場(chǎng)計(jì)算單元，以計(jì)算所得的微波能量場(chǎng)作為內(nèi)部熱源，計(jì)算將要消融的組織的溫度場(chǎng)分布；損傷場(chǎng)計(jì)算單元，用于計(jì)算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計(jì)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(quán)利要求1所述的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，其特征在于所述患者三維 影像構(gòu)建單元由GPU來實(shí)現(xiàn)。
3.如權(quán)利要求1所述的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)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(quán)利要求1所述的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，其特征在于微波能量場(chǎng)的計(jì)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(yàn)常數(shù)；計(jì)算出的結(jié) 果結(jié)合手術(shù)路徑的進(jìn)針點(diǎn)、角度和深度，轉(zhuǎn)化到人體具體位置所受的微波能量場(chǎng)。
5.如權(quán)利要求1所述的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，其特征在于溫度場(chǎng)的計(jì)算 是基于下面的方程 其中，T是生物組織的熱力學(xué)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(dǎo)率；P b為動(dòng)脈血的密度；cb為動(dòng)脈血的比熱；Tb為動(dòng)脈血的熱力學(xué)溫度； b為血液灌注率；為單位時(shí)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(dǎo)熱。
6.如權(quán)利要求5所述的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)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(quán)利要求1所述的影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，其特征在于損傷場(chǎng)的計(jì)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(chǎng)計(jì)算得出。
全文摘要
一種影像引導(dǎo)消融治療手術(shù)規(guī)劃裝置，包括患者三維影像構(gòu)建單元，用于根據(jù)患者的CT或者M(jìn)RI醫(yī)學(xué)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(shù)路徑輸入單元，用于輸入消融手術(shù)的進(jìn)針點(diǎn)、角度、深度、功率以及消融持續(xù)時(shí)間；微波能量場(chǎng)計(jì)算單元，用于計(jì)算單位時(shí)間單位體積將要消融的組織吸收的微波能量分布；溫度場(chǎng)計(jì)算單元，以計(jì)算所得的微波能量場(chǎng)作為內(nèi)部熱源，計(jì)算將要消融的組織的溫度場(chǎng)分布；損傷場(chǎng)計(jì)算單元，用于計(jì)算將要消融的組織的熱損傷區(qū)域；計(jì)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(jié)構(gòu)，準(zhǔn)確地預(yù)測(cè)消融范圍，從而為實(shí)施消融手術(shù)提供客觀的參考。
文檔編號(hào)G06T17/00GK101859341SQ20101013766
公開日2010年10月13日 申請(qǐng)日期2010年4月1日 優(yōu)先權(quán)日2009年4月13日
發(fā)明者盛林 申請(qǐng)人:盛林