專利名稱：用于管狀結構的自動幾何和力學分析方法及系統(tǒng)的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及診斷系統(tǒng)領域，以及更具體地涉及用于中空結構的基于計算機的診斷 系統(tǒng)，該中空結構諸如細長中空結構，諸如管狀結構，例如諸如包括血管組織的血管結構。 該診斷系統(tǒng)例如提供關于細長中空結構的幾何結構和力學性能的分析和信息數據。
背景技術：
很多手術，例如關于血管組織的介入和診斷，必須在內部解剖部位處執(zhí)行。通過利 用成像設備(modality)(例如基于計算機X射線斷層攝影(CT)或磁共振(MR)的掃描裝 置)獲取的圖像數據，來充實醫(yī)師關于這些醫(yī)療手術的信息。通常，這提供患者的解剖結構 的多個二維(2D)圖像，也稱為切片。一些掃描裝置包括用于構建多個2D圖像的三維(3D) 數據集的計算機硬件和軟件。此外，用于顯影患者身體的特定分離區(qū)域(如患者器官)以及用于虛擬測量患者 的解剖結構的尺寸的計算機系統(tǒng)實現模型是已知的。這些已知模型主要基于閾值方法，并 因此要求適度高的圖像質量，以便正確運用。例如，需要高圖像分辨率和要分離的對象之間 的高對比度。對于CT掃描系統(tǒng)來說，這在很多情況下僅通過使用造影劑(造影介質)和/ 或高X射線輻射劑量來實現，這兩者均是期望減少或避免的患者的負擔。在 Olabarriaga SD, Rouet J-M, Fradkin M, Breeuwer M and NiessenffJ, (2005)Segmentation of Thrombus in Abdominal Aortic AneurysmsFrom CTA With Nonparametric Statistical Grey Level AppearanceModeling. IEEE Trans Med Imag 24. 477-485中描述了一種特定的模型。此論文中公開的模型基于腹主動脈瘤(AAA)中的腔 內血栓(ILT)的分割，其使用可變形模型的原理。但是，該模型的啟用需要ILT的存在且還 需要在腔和ILT之間存在高閾值，并且沒有考慮血管分支，而對血管分支的分析是經常需 要的。因此，該模型在實踐中具有非常有限的適用性。對于一些醫(yī)療手術來說，如當評估AAA的破裂風險時，或當識別動脈狹窄的脆弱 性時，血管組織的力學負荷情況有用地充實醫(yī)師用于規(guī)劃治療的信息。這種關于力學負 荷情況的類型的信息，不能由成像系統(tǒng)提供，而是一種基于它們所提供的數據的后處理的 結構分析，能夠為此提供便利。但是，當前沒有可用的自動和綜合系統(tǒng)，其整合所有結構 上相關的解剖對象并提供關于例如血管組織的力學負荷情況的信息。例如，對于AAA來 說，動脈壁和幾乎所有臨床上相關的AAA中存在的ILT，是相關的結構構件(structural component)。在Chen DT等人的美國專利申請US2006/0100502-A1中(該美國專利申請通過 引用全部結合于此)公開了一種解剖顯影和測量系統(tǒng)及方法。根據此公開，使用通過掃描 血管獲得的適合的2D切片圖像集來確定血管破裂的風險。該方法包括使用該2D切片 圖像集生成血管的網格模型；對該網格模型執(zhí)行有限元應力分析，以計算在網格模型上不 同位置上的應力水平；以及基于所計算的在網格模型上不同位置上的應力水平，來確定血 管破裂的風險。但是，在US2006/0100502-A1中公開的方法和系統(tǒng)局限于提供血管損傷的
6單表面網格，并因此例如使用殼有限元僅僅能夠考慮血管壁的殼狀結構效果。關于此有限 元(FE)公式化的細節(jié)例如在 Zienkiewicz OC and Taylor RL, (2005) The FiniteElement Method for Solid and Structural Mechanics, ButterworthHeinemann,6th edition 中 公開，該文獻全部結合于此。由此，在AAA的情況下，忽視ILT的結構影響，則導致AAA的 不切實際且不可靠的力學預測。在例如Wang等人的Effect of intraluminal thrombus on wallstress in patient-specific models of abdominal aortic aneurysm. ((2002), J Vasc Surg. 36，p. 598-604)的文獻中，由數個研究強調突出了這種后果。因此，可能做出 對于破裂風險的不可靠的診斷和預測，而這至少從患者安全性的觀點來看不令人滿意。此 外，在US2006/0100502-A1中公開的方法和系統(tǒng)需要人工介入，例如以移除不想要的分割 元。另外，在US2006/0100502-A1中公開的方法和系統(tǒng)使用多個不同的軟件產品(一個用 于分離2D圖像，一個用于對表面(表示血管壁)形成網格，以及一個用于執(zhí)行有限元(FE) 分析)，這些軟件產品被包含來預測力學負荷狀態(tài)。這對用戶來說因為技術困難而不方便， 因為需要以可靠且安全的方式來確保在不同軟件產品之間的接口，而這實際上難以保證。在 Raghaven 等人的 Automated Methodology for determination ofstress distribution in human abdominal aortic aneurysm(2005，J BiomechEng. 127， p. 868-71)中介紹了另一方法。在此公開中，對來自3D顯影系統(tǒng)的幾何數據進行后處理。 再一次，此方法局限于利用殼狀結構效果來對AAA的外表面建模，以及忽略血管壁的厚壁 結構(或體積效果)。為了避免FE分析的“基于網格的”應力偽影，需要適當高質量的計算柵格(網格)， 以及應用不同類型的網格平滑策略。但是，在US2006/0100502-A1或Raghaven等人的文獻 (2005)中公開的方法和系統(tǒng)應用網格平滑策略，該網格平滑策略改變對象的幾何結構，從 而無法精確地捕獲血管體的(外部)幾何結構，也就是在模型幾何結構與底層圖像數據之 間存在失配。因此，需要至少一種改進的方法和/或系統(tǒng)，其便利中空結構的精確幾何和力 學建模，該中空結構諸如是細長中空結構，例如管狀結構，諸如血管體，以便提供關于它們 的幾何特性及其力學負荷情況的可靠數據。例如，Dimitrios E. Kiousis, T. Christian Gasser and GerhardA. Holzapfel, A Numerical Model to Study the Interaction of VascularStents with Human Atherosclerotic Lesions, Ann Biomed Eng. 2007 ；35(11) 1857-69 的工作代表了現有技 術的血管體的有限元建模，其雖然通過將涉及組織離散為六面體單元而考慮到結構的體積 效果，卻是半自動方案。其中提出的原理需要結構建模的專家知識以及還包括數個步驟，而 這因為應用技術困難而又不方便。在Kiousis等人的Ann Biomed Eng. (2007)中公開的半自動重建方案，基本上應 用三個步驟來生成計算網格用于結構分析1)使用例如邊緣的NURBS表示來進行面內分割，其中，在單個圖像切片上使用可 變形模型，以便忽略圖像數據集的面外信息。此原理僅能應用于幾何學的子類，并排除例如 囊狀動脈瘤，見圖0，其具有重要的臨床相關性。而且，此原理不能應用于血管分支。2)基于由分割定義的邊緣信息生成實體模型。這里總是需要分割曲線的平滑，尤 其為了避免沿著面外方向的散布。這自然改變了幾何結構，并因此不能保持如由圖像數據 集定義的血管體的幾何結構。
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3)對實體模型形成網格，其對于血管體的真實(臨床相關的)幾何結構需要細分 為更小的體，所述更小的體足夠簡單以允許自動生成網格。這經常是需要關于網格生成以 及結構分析的工程專家知識的耗時任務。最重要的是，如果幾何結構太復雜，則甚至可能還 需要實體模型的修改來便利對結構生成網格。因此，不能保持如由圖像數據集定義的血管 體的幾何結構?？偨Y來說，當前已知的方法的特征在于嚴重的人工介入以及需要用戶的工程專家 知識，這使得它們無法用于臨床應用。同樣地，需要強調，在上面引用的Kiousis等人的Arm Biomed Eng. (2007)中使用的圖像數據是基于活體外核磁共振的，其中，相比來自標準臨床 成像的數據集自然能夠獲得更好的圖像質量。因此，需要全自動方案，以便諸如血管體的管狀體的詳細結構分析變得能夠可在 臨床上應用。需要一種可臨床應用的系統(tǒng)，供沒有工程專家背景的臨床用戶執(zhí)行此方案。此 外，此方案應該能夠應用于或用于具有比活體外3D圖像數據更低的分辨率的臨床上可獲 取的患者的活體內3D圖像數據。

發(fā)明內容
因此，本發(fā)明的實施例優(yōu)選旨在通過提供根據所附權利要求的系統(tǒng)、方法、計算機 程序、醫(yī)療工作站和圖形用戶界面，來減輕、緩和或消除諸如上述的單獨或以任何組合形成 的技術中的一個或多個缺陷、缺點或問題。本發(fā)明使用3D圖像重建和六面體網格生成的組合。這使得能夠進行有限元網 格的快速和魯棒的生成，用于管狀體的結構分析。此原理顯著不同于例如由上面引用的 Kiousis等人的Ann Biomed Eng. (2007)中提及和引用的其他方法。本發(fā)明與現有方法的差異使得全自動方案可行，以便血管體的詳細結構分析變得 可在臨床上應用。這些差異使得系統(tǒng)的開發(fā)甚至能由沒有工程背景的用戶操作。本發(fā)明展示的全自動3D方法，不區(qū)分面外方向，以便無需后續(xù)的平滑，以及血管 體的精確3D幾何結構得以保持。最后，本發(fā)明限定了一種數字魯棒和高效的方法，其可應用于臨床的圖像數據集 記錄。本發(fā)明的實施例包括對血管體就它們的幾何特性和力學負荷情況進行分析的方 法和系統(tǒng)。為此，該方法或系統(tǒng)根據標準的圖像數據集生成血管體的幾何和結構模型。該 方法或系統(tǒng)自動工作，以及由臨床人員(也就是沒有工程上的專家知識的用戶)在臨床相 關時間內分析血管體。典型地臨床上操縱這樣的系統(tǒng)的臨床人員沒有工程背景。在這個意 思上最關鍵的是，新的體積網格生成和3D分割技術的整合。得出的幾何和結構模型區(qū)分出 結構相關類型的組織，例如對于腹主動脈瘤，血管壁和腔內血栓被分別考慮。血管體的結構 研究基于詳細的非線性有限元分析。這里，得出的血管組織的幾何模型、活體內邊界/負荷 狀況和有限變形組成性描述(constitutive description)，呈現(render)結構生物力學 問題。提供不同的顯影原理，不同的顯影原理允許對得出的幾何和力學數據的高效和詳細 的研究。此外，對此信息進行匯聚，以及從其得到的統(tǒng)計特性，能用于分析感興趣的血管體。其中可由該方法或系統(tǒng)提供結果的相關臨床時間，處于以通常臨床上可達到的當 前計算能力的幾分鐘的范圍內。
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根據本發(fā)明的第一方面，公開了一種方法，該方法用于自動分析諸如血管體的管 狀體的幾何特性和力學負荷情況。此方法是用于分析具有有壁厚度的壁的基本上為管狀的體。此方法包括根據圖 像數據集，對管狀體的至少一部分的至少一個構件(component)和/或至少一個與其相關 的單元(element)進行3D重建；對所述構件和/或單元生成四邊形和/或六面體有限元 (FE)網格；對所述管狀體的至少一個構件和/或單元進行結構非線性有限元分析；以及由 此至少提供關于管狀體的所述部分的至少子部分的幾何特性和內部力學負荷的信息數據， 用于管狀體的分析。此方法可應用于包括分支和邊支的管狀體的整個部分?；蛘?，可以分別提供幾何特性和內部負荷數據用于進一步處理。幾何特性，也就是 表示幾何結構的數據，被關聯(lián)到其局部力學特性。提供幾何結構和力學特性兩者作為3D數 據集用于進一步處理。根據本發(fā)明的第二方面，公開了一種系統(tǒng)，該系統(tǒng)用于對諸如血管體的管狀結構 的幾何特性和力學負荷情況進行自動分析。該系統(tǒng)用于分析具有有壁厚度的壁的基本上為管狀的體。該系統(tǒng)包括用于根據 圖像數據集對管狀體的至少一部分的至少一個構件和/或至少一個與其相關的單元進行 3D重建的部件；用于對所述構件和/或單元生成四邊形2D和/或六面體3D有限元(FE)網 格的部件；用于對所述至少一個構件和/或單元進行結構非線性有限元分析的部件；以及 用于由此至少提供關于管狀體的所述部分的至少子部分的幾何特性和內部力學負荷的信 息數據用于管狀體的分析的部件。根據本發(fā)明的第三方面，提供一種利用計算機處理的計算機程序。該計算機程序 包括用于醫(yī)療工作站的代碼段，該代碼段提供對于諸如血管體的管狀結構的幾何特性和力 學負荷情況的自動分析。該計算機程序用于利用計算裝置進行處理，以分析具有有壁厚度的壁的基本上為 管狀的體。該計算機程序包括用于根據圖像數據集對管狀體的至少一部分的至少一個構 件和/或至少一個與其相關的單元進行3D重建的第一代碼段；用于對所述構件和/或單元 生成四邊形和/或六面體有限元(FE)網格的第二代碼段；用于對所述至少一個構件和/或 單元進行結構非線性有限元分析的第三代碼段；以及用于由此至少提供關于管狀體的所述 至少一部分的幾何特性和內部力學負荷的信息數據用于管狀體的分析的第四代碼段。在此上下文中的構件是解剖結構的結構構件。根據本發(fā)明的又一方面，提供一種圖形用戶界面，用于顯影血管體的幾何特性和 內部力學負荷，從而使用圖表、2D和3D等值線圖(contour plot)以及3D彩色編碼的幾何對象。在實施例中，圖形用戶界面可以允許就來自匯聚數據的信息來解釋血管體的幾何 和力學信息。在本發(fā)明的另一方面中，提供了一種用于對血管體就它們的幾何特性和力學負荷 情況進行分析的方法。該方法包括根據至少一個圖像患者數據集，生成至少一個血管體 的至少一個幾何和結構模型；在所述幾何和結構模型中在結構相關類型的組織之間進行區(qū) 分，例如對于腹主動脈瘤來說是在血管壁和腔內血栓之間進行區(qū)分；基于非線性有限元分
9析對血管體進行結構上的研究；根據血管管壁的有限變形組成性描述、活體內邊界/負荷 狀況、結構模型，呈現結構生物力學問題，以提供其幾何和力學數據。在從屬權利要求中限定了本發(fā)明的另外實施例，其中，本發(fā)明的第二和后續(xù)方面 的特征關于第一方面的情況做了適當的修改。本發(fā)明的實施例在數個方面顯著區(qū)別于例如在“背景技術”部分中提及的現有技 術。最重要的是，本發(fā)明的一些實施例提供將所有步驟后患者掃描集成到單個(獨立)系 統(tǒng)中，并由此在臨床可接受時間內提供關于患者特定血管損傷的信息，也就是其幾何特性 和其力學負荷情況。本發(fā)明的實施例的要點可以完全自動地工作，這使得它的臨床應用和 /或臨床接受可行，以及其應用無需例如在工程方面的專家知識。此外，本發(fā)明在一些實施例中使用可變形模型的原理來重建血管體的幾何結 構，并因此相比基于閾值方法的重建，較低的圖像質量也可以被處理并得到改善的結 果?？勺冃文Ｐ途哂袃?yōu)于基于閾值的方法的數個優(yōu)點，尤其當應用于醫(yī)學圖像時，例如 參見 Suri 等人的 A reviewon 3OMR vascular image processing :skeleton versus nonskeletonapproaches :Part II. (2002，IEEE Trans Inf Technol Biomed· 6338-50)。 該發(fā)明的一些實施例應用的方法直接影響患者的安全性，例如對于來自CT掃描的圖像數 據，可以減少造影劑的量和/或X射線輻射負擔。顯著的，雖然在Olabarriaga等人的文獻 (2005)中描述的方法使用可變形模型的原理，但它需要高閾值用于其初始化。本發(fā)明的一些實施例提供基于可變形模型的3D精確圖像分割。應用的原理呈現 魯棒的方法，以及重建和離散化(生成網格)的對象可以被直接用作有限元分析的幾何輸 入。本發(fā)明的一些實施例還提供血管體的表面的自動四邊形網格生成。本發(fā)明的一些實施例還提供血管體的體積的自動六面體主導網格生成，并因 此允許應用高效混合有限元，例如所謂的QlPO公式化，參見Simo and Taylor, 1991, Quasi-incompressible finite elasticity inprincipal stretches. Continuum basis and numerical algorithms. CompMeth Appl Mech Engrg· 85· 273—310。這對于以數字高效 且適當的方法來表示血管組織的不可壓縮特性是必不可少的。本發(fā)明的一些實施例還提供自動2D和3D網格平滑和優(yōu)化以改善有限元網格的質 量，并因此改善預測結果的質量。本發(fā)明的一些實施例還提供諸如血管體的管狀體的完全3D結構分析，其中，不同 類型的組織被分別處理。應該強調，當用在本說明書中時，術語“包括/包含”用于指定所述特征、整體、步 驟或構件的存在，但是不排除一個或多個其他特征、整體、步驟、構件或其組的存在或附加。 如在這里使用的，術語“和/或”包括相關聯(lián)的列出項的一個或多個項的任何和全部組合。


本發(fā)明的這些和其他方面、特征和優(yōu)點，從本發(fā)明的實施例的以下描述并參考附 圖，能夠變得顯而易見并得以闡明，其中圖O是囊狀動脈瘤的示意圖；圖1是示出根據實施例的血管體的自動幾何和力學分析的流程圖，其中，用于執(zhí)
10行實施方法的大概系統(tǒng)包括醫(yī)療工作站，以及其中，采用用于實現方法的計算機程序的形 式的一些實施例被存儲在計算機可讀介質上，以供醫(yī)療工作站執(zhí)行；圖2是所述系統(tǒng)的圖形用戶界面的圖像觀察器的圖示，其使得用戶能夠探究加載 的圖像患者數據集以及例如通過鼠標交互來定義感興趣區(qū)域；圖3是患者數據的2D圖像的重建的初始化的圖示，其中，用戶可以例如在動脈腔 內布置圓點用于初始化；圖4是示出利用有限元(FE)問題和迭代策略來解決產生的非線性數字問題的 snake模型的算法公式化的流程圖；圖5是患者數據的2D圖像中的腔的圖示，因該腔已經利用圖4的snake模型進行 了分割，其中分支(在此非限制性示例中是腎的)動脈被截斷，以便降低了問題的幾何復雜 度，從而整個血管體的有限元分析變得可行；圖6(a)和(b)是通過在相鄰的snake節(jié)點之間引入節(jié)點線的細分策略的示意圖， 其中(a)示出沒有細分的細化(tessellation)，以及(b)示出具有細分的細化；圖7(a)、(b)和(c)是應用策略來局部改善網格的示意圖，其中(a)示出在表面的 邊界處移除四邊形，(b)示出鎖定四邊形的塌陷，以及(c)示出改進病態(tài)單元；圖8是AAA對象的3D重建的腔表面的圖示，其中，利用優(yōu)化的四邊形單元對AAA 對象的表面生成網格；圖9是(六面體)體積分割的定義的示意圖，其用作對復雜形狀的血管體生成網 格的基礎；圖10(a)是用于對動脈壁生成網格的策略的圖示，其基于體積分割的定義；圖10(b)是示出在ILT的厚度和動脈壁厚度之間的函數關系的圖示；圖11是用于對ILT生成網格的策略的示意圖，其基于體積分割的定義以及其主要 生成六面體單元；圖12是根據血管體的結構預計算的應力場的主材料軸的定義的圖示；以及圖13是特定AAA壁的vMises應力(左)和破裂風險(右)的3D顯影的圖示，其 中，此信息是彩色編碼的。
具體實施例方式現在將參考附圖對本發(fā)明的特定實施例進行描述。但是，本發(fā)明可以表征為很多 不同的形式，以及不應解釋為局限于這里闡述的實施例；更確切地說，提供這些實施例以便 此公開將是詳盡和完整的，以及將向本領域技術人員完全地傳遞本發(fā)明的范圍。在附圖中 示出的實施例的詳細描述中使用的術語，不意圖限制本發(fā)明。在附圖中，類似的參考數字表 示類似的單元。以下描述集中于可應用于分析血管損傷且尤其可應用于分析AAA或頸動脈狹窄 的實施例。但是，將知道，本發(fā)明不局限于此特定應用，而可以在一些實施例中應用于很多 其他管狀內部器官，包括例如其他血管、氣管、尿道、食管、腸、輸卵管、腦、包括左心房附腔 (LAA)心房附腔、冠脈血管等；或身體的外部部分，如四肢，包括腿、手臂、手指等。此外，本 發(fā)明的一些實施例還可以應用于器官(如心臟、骨等)的管狀部分。最后還要注意，本發(fā)明 的一些實施例還可以應用于通常的管狀結構，如管線等。
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雖然良好建立了工程結構的應力分析以及市面上能夠買到的數種分析工具，本發(fā) 明使得這種分析能夠利用新的方式應用于醫(yī)療應用。生物器官相比工程(人造)結構可能 具有復雜的幾何結構，以及它們的3D重建是本發(fā)明的另一個挑戰(zhàn)性的方面。在圖0中，示出無法利用平面方法來重建的幾何結構。水平線200表示掃描切片。 圖0示出了 2D分割相比完全3D方法的局限性。詳細說來，勾勒出示意性幾何結構(例如表 示囊狀血管瘤)，該示意性幾何結構幾乎無法利用2D方法來分割。這里，平行的水平線200 表示圖像切片，以及在Kiousis等人的Arm Biomed Eng. (2007)(在文本中被引用)中描述 和參考的方法無法分割此類相關的臨床幾何結構。進一步的，要注意，平面重建的一個問題 是，因為在重建時不考慮圖像信息，導致沿著面外方向的顯著散布。因而，需要大量的平滑， 且不能保持精確的重建幾何結構。本發(fā)明的實施例克服了這些缺點及其它缺點等。這對于 諸如分支結構的管狀結構(例如血管分支、不規(guī)則結構，如囊狀動脈瘤、腦或腸彎曲等)的 分析來說尤其有利。在一些實施例中，本發(fā)明是一種用于分析具有有壁厚度的壁的基本上為管狀的體 的方法，其中，所述方法包括根據圖像數據集，對所述管狀體的至少一部分的構件和/或 與其相關的單元進行3D重建；對所述構件和/或單元生成四邊形和/或六面體有限元(FE) 網格；對所述構件和/或單元進行結構非線性有限元分析；以及由此至少提供關于所述管 狀體的至少一部分的幾何特性和內部力學負荷的信息數據，用于所述管狀體的所述分析。在圖1中，利用本發(fā)明的實施例對這些不同的(算法)步驟進行了更詳細的描述， 這些不同的(算法)步驟被示出，且它們的特征在下文中進行描述。1)開始此步驟允許用戶啟動分析系統(tǒng)。或者，此步驟還可被自動地進入或應來自醫(yī)療系 統(tǒng)、成像設備或與其相關的醫(yī)療工作站的其他例程的請求而進入。2)加載圖像數據在此步驟期間，用戶將患者特定數據，例如采用包括多個2D切片圖像患者數據的 標準化DICOM圖像患者3D數據集的形式，加載到例如醫(yī)療工作站的分析系統(tǒng)中。為此，可 以使用圖形用戶界面，以及在分析系統(tǒng)的特定文件中存儲圖像數據以及另外或可選地存儲 其他患者特定信息數據。3)定義感興趣區(qū)域(ROI)在實施例中，醫(yī)療工作站可以具有圖像數據觀察器來分析加載的圖像數據集以及 利用人機接口裝置例如利用鼠標動作來定義感興趣區(qū)域(R0I)，見圖2。為此，通過定義圖 像數據集的最小(201)和最大(202)軸坐標，也就是重建過程的軸向限制，來框出ROI。這 里，可以使用GLUT和openGL來處理用戶交互。或者或另外，可以利用適當的圖像識別方 法，例如基于適當的對象分割或識別方法，自動地檢測或半自動地檢測R0I(以供醫(yī)療工作 站的用戶進行確認或調節(jié))。4)初始化重建例如在ROI的底部的3D圖像患者數據集的特定2D圖像切片，被用于定義自動重 建的初始化，也就是重建算法在空間中開始之處。為此，可以由用戶在圖像切片上繪制用圖 3中的301表示的基本上圓形的點，以便標識管狀結構，諸如在2D圖像切片中的血管壁。為 了腔邊界的快速跟蹤，點應該盡可能大，但是完全在特定動脈腔內。或者，或另外，利用本領
12域中已知的適當邊界檢測算法，可以自動地或半自動地進行管狀結構的此邊界劃界。對于 幾何上復雜成形的損傷，例如假性動脈瘤，將待進行的重建的初始化區(qū)域定位在ROI內的 切片上而非其邊界上，可以更方便。本發(fā)明的一些實施例提供在ROI內的任何2D圖像切片 上的初始化，以及可以使用GLUT和openGL來處理用戶交互。5)管狀結構的腔的3D重建應用一系列方法步驟來得出管狀結構(即在此實施例中該管狀結構是腔)的表面 的精確3D重建。重建的表面限定腔邊界?？梢岳缭谟邢拊Ｐ椭许樞虻厥褂们贿吔纾?及因此，更關鍵的是，排除擾亂后續(xù)步驟的單元，例如小分支血管和圖像偽影。5. 1) Snake 模型初始化，如在步驟4)中的輸入，被用于定義snake模型的初始配置，其自身可以用 于在當前圖像切片上將腔與剩余解剖信息分割開。這里，一個或多個snake模型被用在特 定2D圖像切片上，依據待分割的腔的數目而定。利用由于snake的彎曲、剪切和伸展導致 的內部力，以及利用由于圖像的二階梯度以及強度相關的壓力類負荷導致的內部力，來驅 動底層的snake模型。為此，在感興趣像素附近的圖像強度利用二次表面來解析逼近。使 用最小二乘法擬合來定義該圖像強度，以及利用相對于空間坐標的二次微分來計算在感興 趣像素處的二階梯度。為了計算作用于snake模型上的內部力和外部力，利用在有限元方法的環(huán)境中的 束單元(beam element)來離散化和表示snake，例如參見在上面引用的Zienkiewicz and Taylor，2005。因此，利用由束單元連接的多個節(jié)點來逼近snake。最后，這呈現了非線性力 學問題，其以典型有限元方案進行公式化，見圖4。圖4是示出利用有限元(FE)問題和迭代 策略來解決產生的非線性數字問題的snake模型的算法公式化的流程圖。更詳細說來，在一些實施例中，執(zhí)行全局剛度矩陣(global stiffnessmatrix)400 的寬度優(yōu)化來呈現高效且穩(wěn)定的數字系統(tǒng)，以及根據有限數目的時間步401來遞增到 snake模型上的負荷。在每個時間步應用牛頓迭代方案402，也就是在牛頓步的循環(huán)中，求 解線性化系統(tǒng)的方程407直到對于當前時間步確定了 snake的平衡為止。最后在所有snake 單元上的循環(huán)403內集合408代數方程式的(線性化)全局系統(tǒng)，其中計算一階和二階圖 像梯度404、外部節(jié)點力和節(jié)點剛度405和內部節(jié)點力和節(jié)點剛度406。總的來說，迭代地求解非線性snake問題，直到snake在圖像切片上將腔與剩余的 解剖信息成功分割開為止。為了處理產生的(力學)問題，可以添加粘度，其基本上穩(wěn)定snake的移動。為了 實現更快的收斂，粘度的量與圖像梯度的范數相關聯(lián)。迭代地應用snake模型，直到分割了所有切片上在ROI中的所有腔邊界為止。在 此迭代過程期間，將幾何信息存儲在計算機系統(tǒng)(例如醫(yī)療工作站)的RAM中，以及利用在 先前(已經分割的)圖像切片上的腔邊界初始化snake模型。再次，在特定圖像切片上使 用一個或多個snake模型。如果兩個snake模型重疊，如分支的情況，它們被結合為單個模 型。為了獲得表示分割的腔的節(jié)點的平衡分布，根據預定距離從圖像切片到圖像切片采用 snake節(jié)點的數目。為了說明的目的，在加載的CT數據集的切片No. 534上的腔已經利用snake模型 分割開，并在圖5中示出。注意，利用501表示的snake模型，分割主動脈腔，以及分支(腎
13的)腔被截斷，以便降低解剖復雜度，并因此使得整個血管體的有限元分析可行。在此部分 中提出的基本原理具有與其他基于圖像的重建方法的原理的類似性，該其他基于圖像的重 建方法例如如在上面引用的Kiousis等人的文獻(2007)中概述和引用的，但是，具有顯著 差異，例如如利用本發(fā)明的有限元問題的公式化具有效率顯著提高的優(yōu)點。要強調的是，圖 像分割的剩余步驟陳述本發(fā)明的基本新穎原理。更重要的，本發(fā)明的方法使得能夠對稍后 將討論的復雜甚至多分支管狀對象進行快速六面體主導網格生成。這是迄今不能有效實現 的。5. 2)細化在邏輯上布置snake節(jié)點(點云)方面的幾何信息，如由步驟5. 1中的分割提供 的，被用于對腔表面進行細化(tessellate)。這里，生成腔邊界的網格，其中，使用四邊形來 表示幾何對象?；蛘?，可以使用三角形，以及可以例如采用STL格式導出信息以供其他計算 機程序使用。這里，要注意，為了使得利用四邊形的細化可行，應用的分級原理是必不可少 的。在本發(fā)明之前，利用四邊形的細化在傳統(tǒng)上對計算要求更高的，并導致臨床上不可接受 的計算時間。底層算法考慮兩個連續(xù)腔邊界的逐點描述，如在步驟5. 1利用snake模型分割的， 以及動態(tài)編程的原理被用于計算優(yōu)化細化。具體說來，最小化例如細化表面的面積的成本 函數。在分支處，算法將一個圖像切片上的兩個腔表面與相鄰切片上的單個腔表面細化 (結合)。為此，單個腔表面被分開，且兩部分均與相鄰切片上的兩個腔表面獨特地相關聯(lián)。 由此，與上面定義相同的算法，能夠應用來細化血管分支的主要部分，以及能夠在單個第二 步驟中細化表面的剩余(開放)部分。該原理呈現高效的方法，其相對于用于描述腔表面 的多個(snake)點是線性的。如果在相關聯(lián)的點之間的距離變得太大，為了避免具有差縱橫比的單元，引入額 外節(jié)點。為此，以使得可以再次應用上述細化算法的方式，引入額外的節(jié)點線，見圖6。最后 要強調，如由本發(fā)明的實施例提出的集成表面網格生成再次在根本上不同于在上面引用的 Kiousis等人(2007)中提出的方法，以及對于自動重建方案來說是至關緊要的。5. 3)平滑網格在5. 2中描述的細化保持腔的節(jié)點固定，以及自然地，生成的網格包括差的狀況 的表面單元，從而在有限元方法中的直接應用會導致大的局部差錯。由此，表面網格需要進 行改進，以及這里，迭代地應用網格平滑和局部單元改進，直到優(yōu)化網格為止。這里在一些 實施例中，例如可以使用拉普拉斯(Laplacian)平滑，以及在圖7中示出了所考慮的局部單 元改進的策略。具體說來，在圖7(a)中，示出了可以如何移除在表面的邊界處的差四邊形，在圖 7(b)中，示出了在平滑算法期間彼此鎖定的四邊形如何塌陷，以及在圖7(c)中，示出了可 以如何改進病態(tài)單元。最后要注意，可以將表面網格平滑應用于兩種類型的網格，也就是四 邊形和三角形網格，而僅僅對四邊形網格執(zhí)行局部單元改進。5.4)氣囊模型(Balloon model)注意，在步驟5. 3中討論的表面網格的平滑改變它的拓撲，并因此不再如由圖像 數據集給出的那樣精確描述腔。(這也是在“背景技術”部分中討論的當前可用重建方案的
14一個缺點)。為了計及到此，來自步驟5. 3的優(yōu)化后的表面網格可以用于初始化氣囊模型。 氣囊模型通過考慮到3D圖像數據集的完整3D信息，來精確地分割腔邊界。為此，利用殼有限元來對氣囊的結構效應進行建模，其中，可以應用任何適合類型 的公式化，例如可以應用離散基爾霍夫(Kirchhoff)，例如參見上面引用的Zienkiewicz and TaylOr，2005。諸如由于膜變形以及片彎曲和剪切導致的內部力以及例如由于圖像的 二階梯度和強度相關的壓力類負荷導致的外部力，驅動氣囊模型，該氣囊模型再次被公式 化為有限元問題，也就是類似于上面參考圖4對于snake模型所概述的。在感興趣體素 (voxel)附近的圖像強度利用二次超表面進行解析逼近。使用最小二乘法擬合來定義它， 以及利用與空間坐標相關的二階微分來計算在感興趣體素處的二階梯度。迭代地求解產生 的非線性有限元問題，直到腔被分割且?guī)缀涡畔⒈槐４嬖诶玑t(yī)療工作站的計算機系統(tǒng)的 RAM中為止。再次可以向數字系統(tǒng)添加粘度以穩(wěn)定它，其中，粘度的量與圖像梯度的范數相 關聯(lián)。以3D方式完全實現所述方法，以及利用圖8中的特定AAA的腔邊界的四邊形表面 網格示出分割算法的典型成果。在圖8中，示出AAA對象的3D重建的腔表面，其中，利用優(yōu) 化后的四邊形單元800對AAA對象的表面生成網格，以及包括主動脈分支801。最后強調，此方法呈現完全3D的方案，其不像例如在上面引用的Kiousis等人的 文獻(2007)中提出的其他方法共有的那樣區(qū)分面外方向。最重要的是，此方法無需平滑來 避免沿著面外方向的重建的散布，并因此能夠獲得更精確的結果。6)管狀結構的外側的3D重建在此步驟中，如在上述的步驟5中分割的腔表面，可以被復制并由此用作另一氣 囊模型的初始化，該另一氣囊模型被用于分割對象(也就是管狀結構)的外側，諸如血管 壁。因此，分割后的諸如血管體的管狀結構的腔(或管狀結構的內側表面)以及外側，利用 相關的網格來表示，所述相關的網格也就是可以被唯一定義的腔和外側點的對。這是所應 用的原理的必不可少的特性，并使得能夠對整個體積進行將在下面進一步描述的后續(xù)步驟 7)和8)中討論的直接前向網格生成。6. 1)氣囊模型為了應用氣囊模型來分割外側，需要對在步驟5. 4)中討論的氣囊模型進行一些 修改。最關鍵的是使在腔邊界處的高圖像梯度無效(deactivation)。為此，在一些實施例 中，(如在圖像數據集內表示的)腔用分割后的腔的“外側鄰居”的體積的平均強度(灰度 值)來替代。最后，在相關的腔和外側點之間的距離大于血管的預定最小厚度的約束條件， 在一些實施例中可以被幾何后校正步驟所滿足。再次，該氣囊模型被公式化為非線性有限 元問題以及被迭代地求解，直到分割了對象的外側且?guī)缀涡畔祿傻玫綖橹?，例如保?在諸如醫(yī)療工作站的計算機系統(tǒng)的RAM中。7)對諸如動脈壁的管狀結構的壁生成網格本發(fā)明的實施例使用相關的腔和外側網格，也就是在腔邊界上的每個節(jié)點具有在 外側邊界處的副本，這導致動脈壁的直接前向體積網格生成。為此，能夠定義(六面體)體 積分段，如在圖9中所示的。血管體的此種細分用作圖10(a)中所示的動脈壁的網格生成 算法的基礎，其中為了簡便起見，使用了跨壁厚度的單個單元。再次呈現了完全3D方案，該完全3D方案對比例如在上面引用的Kiousis等人的
15文獻(2007)中提出的方法無需后續(xù)的平滑，并因此能夠重建管狀體的精確外側幾何結構。如果在相關的腔和外側點之間的距離大于預定的最大厚度，則在一些實施例中認 為存在腔內血栓(ILT)。在此情況下，來自分割(也就是步驟5)和6))的數據，利用關于 壁厚度的預定信息得以豐富。根據在參見例如Kazi等人的Influence of intraluminal thrombus onstructural and cellular composition of abdominal aortic aneurysm wall (2003, J Vasc Surg 38，p. 1283-1292)的文獻中的報告數據，可以假定壁厚度基本上 依賴于底層ILT的厚度。這在一些實施例中利用在相關的腔和外側點之間的距離來評估。 在血管壁厚度與ILT厚度之間的函數關系，諸如圖10(b)中所示的，在一些實施例中可以用 于定義動脈壁的網格。這里，h0和hi分別表示沒有ILT和覆蓋ILT的動脈壁的厚度。更好的壁網格可以通過引入定義在ILT與壁之間的界面的另一氣囊模型來獲取。 在該方面最重要的是，該氣囊模型必須是外側氣囊模型的副本，以便再次能夠定義逐對的 節(jié)點?？梢栽谠摎饽夷Ｐ偷墓?jié)點處應用罰力(penalty force)，直到達到例如由上面引用的 Kazi等人的文獻(2003)定義的預定壁厚度為止。這又呈現了一個利用上面討論的有限元 技術來解決的結構問題。最后要強調，(在某種程度上)結構網格使得能夠進行各向異性網格細分，也就是 在厚度和周向/軸向方向上是不同的。這是期望的有利特性，因為在厚度方向上的期望應 力梯度可能顯著不同于在周向/軸向方向上的期望應力梯度。8)對腔內血栓(ILT)生成網格再次，ILT的體積網格生成容易實現，因為本發(fā)明的一些實施例使用相關的腔和外 側網格。應用主要生成六面體塊體單元(brickelement)的逐步體積網格生成算法來對ILT 生成網格。該算法始于ILT的外側(其是動脈壁的內側)，并向著對象的腔邊界逐步生成網 格。只要沒有對(六面體)體積部分完全生成網格，見圖9，它就保持激活(active)，以及 從外側到腔側對所有激活體積部分生成網格(逐步)。體積分段利用它們的徑向邊緣彼此 連接，并因此經由這些邊緣增強網格的連接性。在圖11中示出了網格生成方案，其中為了簡便起見僅僅考慮在厚度方向上的兩 個單元。注意，該算法主要生成六面體單元(僅僅恰好腔單元可以是退化的六面體單元，其 中兩個或四個節(jié)點塌陷)，以及能夠獨立地控制體積網格的徑向尺寸以便生成適合的(各 向異性的)網格。或者，生成的網格可以劃分為四面體網格，因為它可能為了某些原因可例 如用于將網格導入到其他程序中。再次，通過從ILT壁界面向著腔逐步移動氣囊模型，可以獲得更好的網格；類似在 上面的步驟7中進行的討論。關于網格細分的陳述與部分7中討論的類似有效。8.1)平滑體積網格如在步驟7)和8)處生成的血管體的(主要)六面體的塊體網格需要被平滑(例 如使用有約束條件的拉普拉斯(Laplacian)方法)，以用作有限元分析的幾何輸入。這里， 表示血管體或其部分的表面，例如腔表面、外表面和不同類型組織之間的界面，受到約束， 并因此，它們的精確幾何結構得以保持。此外，可以通過根據單元類型移動連接的節(jié)點以及 優(yōu)化質量標準，來改進失真最嚴重的單元。9)輸出幾何特性在先前的步驟期間，管狀體(這里是血管體)的幾何結構已經被完整定義(從有
16限元離散的角度看)，以及此步驟用于輸出關鍵幾何量。為此，提示標量，例如ILT體積、 腎下主動脈的外徑、最大外徑、最大局部ILT厚度、最大局部ILT面積、腔和外最小和最大 曲率半徑(min. and max. radius of luminal and outer curvature)、最小中線曲率、不對 稱指數、囊狀指數等，或標量以圖表呈現，例如ILT面積、腔面積、腔主曲率半徑(principal radii of the luminal curvature)、夕卜主曲率半徑(principal radii of the outer curvature)、中線主曲率半徑(principal radii of the centerline curvature)、與例如 中線相關的外徑等。此外或或者，可以在幾何對象自身頂部上繪出幾何量，例如在血管體的 腔或外表面上的ILT厚度、腔主半徑(principal radii of theluminal)、外主曲率半徑等。 為此，顯影的特性被彩色編碼，或者代之以使用等值線圖。這里可以使用GLUT和openGL，以 及用戶能夠通過鼠標交互來探究數據。例如，可以使用標準鼠標動作來旋轉和放大模型，以 及例如從下拉菜單選擇待顯影的量或區(qū)域。10)定義有限元問題在步驟7)和8)生成的體積網格被用作計算有限元柵格用于結構分析。為了呈現 完整有限元問題，通過邊界/負荷狀況和涉及的血管組織的組成特性來豐富幾何信息(有 限元網格)。10. DQ1P0 單元考慮到例如血管組織的不可壓縮性質，遵循混合有限元方法，以及避免有限元 模型的體積查看(looking)現象。特別地，在一些實施例中，參見上面引用的Simo and Taylor，1991，可以使用混合有限元單元Q1P0，而發(fā)明人在實際實施方式中發(fā)現其在當前環(huán) 境下是非常高效的有限元公式化。10. 2)組成模型涉及類型的組織的組成性描述是血管的內部力學負荷(應力場)的可靠預測 的至關緊要的部分。對于動脈壁可以應用組織驅動公式化，其使得能夠對壁進行各向同 性或各向異性的非線性描述，諸如在Gasser等人的Review =Hyperelastic modelling of arterial layers withdistributed collagen fibre orientations(2006, J R Soc Interfaced, p. 15-35)中所描述的，該文獻全部結合于此。例如，為了對AAA建模，在組 成公式化中涉及的材料參數集，可以利用實驗數據的最小二乘法擬合來定義，諸如在Vande Geest ^AW The effects of aneurysm on thebiaxial mechanical behavior of human abdominal aorta(2006a, J Biomech. 39，p. 1324-1334)中所給出的。各向異性組成模型的應用需要在整個動脈壁各處定義主材料軸(其中能夠局部 地關聯(lián)各向異性)。此方向信息可以利用結構預計算來生成，其中，可以對動脈壁的內側 上施壓，以及可以使用例如neoHookean的單個各向同性組成模型。計算的應力場，在定 量上可能與真實應力狀態(tài)毫無相同之處，被用于定義材料主軸。詳細說來，主應力方向 被假設為與主材料軸相重合。只要動脈壁是薄的(例如相比血管體的直徑)，這總是給 出主材料軸的真實預測，如圖12中所示。這里，線單元1201被用于顯影一個主軸并且沿
iW^ 1200 (one looks along the blood flow direction into a vascularbifurcation 1200)，其中標記 1202 表示髂動脈。對于ILT組織，在實施例中使用奧格登(Ogden)類型的一個參數模型 V = + ^ + ^ - 3),其中，ψ和λ ρ i = 1，2，3分別表示自由能函數和主拉伸。所涉及的
17材料參數c能夠通過在文獻中的可用實驗數據(例如在Vande Geest JP等人的A planar biaxial constitutive relation for theluminal layer of intra—luminal thrombus in abdominal aortic aneurysms (2006b, J Biomech. 39. 2347-2354)中找到的可用實驗數據) 的最小二乘法擬合來定義，該文獻全部結合于此。10. 3)邊界/負荷狀況可以應用兩種不同的邊界/負荷狀況，也就是(i)固定在ROI的頂部和底部邊界 處的計算柵格的節(jié)點處的位移，或(ii)固定在ROI的一個邊界處的節(jié)點，并根據活體內 (血)壓以及該處的腔面積在ROI的另一邊界的節(jié)點處施加軸向負荷?；铙w內(血)壓負 荷，從變形相關從動負荷的方面說，可以施加到血管對象的腔表面上。所考慮的壓力可以被 預定，也可能由系統(tǒng)的用戶來修改。11)求解有限元問題步驟10)完整地呈現了待研究的血管體的3D結構有限元問題。在標準有限變形 有限元計算中，給定參考配置，而變形后的配置(根據所施加的外部負荷)是未知的，也就 是需要計算該變形后的配置。但是，在當前情況下，重建后的幾何結構已經說明(state) 了 由活體內負荷情況導致的變形后的配置，以及它的參考配置是未知的且需要計算。為此，應 用類似于非線性標準有限元方法的迭代解決方案，其中，逐步增加外部負荷，直到達到所需 的負荷水平為止。但是，代替當前配置，可以在加載步驟期間迭代地更新參考配置。一旦解 決了力學問題，例如以系統(tǒng)特定文件格式來存儲在應力張量的六個分量的方面的內部力學 負荷。求解數字問題的最耗時步驟是對方程式的產生線性化系統(tǒng)求解，并因此，需要用于直 接求解器的輪廓優(yōu)化方案和/或稀疏存儲方案以及用于迭代求解器的適當預處理。此外， 可以應用對于兩種類型的求解器的并行求解策略以縮短計算時間。12)輸出力學特性從計算的力學應力張量得出例如待顯影或用于諸如自動診斷的進一步處理的力 學量(例如vMises應力、最大主應力、最大剪切應力等)?？梢栽谒尸F的幾何3D對象自 身的顯影的頂部上，將力學量顯影為(例如彩色編碼為)等值線。這里，可以使用GLUT和 openGL，以及用戶可以便利地借助鼠標交互來探究數據，如上面在步驟9)中所討論的。在 圖13中，利用彩色編碼圖像示出了此種顯影的示例，該彩色編碼圖像表示AAA壁的vMises 應力(左)和破裂風險指數(右)。這里，紅色區(qū)域表示高力學應力1301或高破裂風險 1302，其中它們的量由具體的彩色代碼來給出，也就是用于應力的1303和用于破裂風險的 1304。最后，力學應力可以與對象的局部強度相關聯(lián)，例如與AAA的壁和ILT的強度相 關聯(lián)，以及被顯影以評估其故障(破裂)的可能性。為此，可以根據例如下述文獻來計算 例如 AAA 的壁和 ILT 的局部強度Vande Geest 等人的 2006c，Towards a non invasive method fordetermination of patient-specific wall strength distribution in abdominalaortic aneurysms, Ann. Biomed. Eng. , 34 :1098_1106,該文獻全部結合于此。在 圖13(右圖)中示出了破裂風險的彩色編碼顯影。13)利用數據庫交換信息用戶能夠上載和下載血管體的計算模型，也就是如在步驟7)處生成的其離散化 的3D幾何結構，以及如在步驟11)處生成的力學數據。因此，血管體的幾何和力學數據被
18匯聚并存儲在數據庫中，以及用戶可以使用文件傳送協(xié)議來訪問此信息。此外，從所匯聚的 模型中得出并存儲關鍵量的統(tǒng)計分布，所述關鍵量例如是ILT體積、最大壁應力、最大ILT 應力、最大直徑、最大ILT厚度等。用戶能夠下載此統(tǒng)計信息來分析他們的血管體的計算模 型。14)結束此步驟使得用戶能夠終止分析系統(tǒng)。或者，其他步驟可以跟隨，例如分支到其他圖 像分析和治療軟件、新結構或新患者的分析等。可以提供血管體的幾何和力學數據用于進 一步處理，例如虛擬規(guī)劃手術過程。該手術過程可以包括對于定位適合醫(yī)療移植件進行虛 擬規(guī)劃?？梢曰诖颂摂M規(guī)劃對醫(yī)療移植件進行患者配置。然后，該虛擬規(guī)劃可以提供用 于制造真實醫(yī)療移植件的數據。用于制造諸如移植血管的醫(yī)療植入物的方法，包括以上提 供管狀體的幾何和力學數據的方法、上述用于虛擬規(guī)劃手術過程的方法、以及基于由后一 方法提供的數據來產生真實醫(yī)療植入物。在一些實施例中，該方法包括對患者圖像數據的加載并預處理；查看圖像數據 集；定義感興趣區(qū)域(ROI)；啟動重建過程；將幾何對象的腔與圖像數據集的剩余解剖信息 分割(分離)開；執(zhí)行2D和3D可變形模型(例如snake和氣囊模型)來分割圖像數據集； 邏輯布置的點云的表面細化；2D和3D網格平滑、定義、優(yōu)化并求解有限元問題；將幾何對象 的外側與圖像數據集的剩余解剖信息分割(分離)開；生成不同血管組織的體積網格用于 有限元分析；分析血管體的幾何特性和內部力學負荷；提示消息；改變軟件相關特性并將 數據保存到計算機可讀介質；以及向數據庫上載信息以及從數據庫下載信息。以這種方式可以容易地識別具有特定力學特性的區(qū)域。例如，可以確定或診斷AAA 的破裂風險。此診斷可以由有經驗的醫(yī)護人員通過分析顯影來人工做出；或可以例如由系 統(tǒng)基于所確定的力學特性通過給出某個區(qū)域的破裂風險的指示器(indicator)來半自動 地做出；或由確定破裂風險和/或估計的破裂時間的適當算法來自動做出。關鍵量的統(tǒng)計 分布可以便利診斷，如診斷的主要或次要方面。因此，通過本發(fā)明的實施例，可以以方便方 式提供管狀結構及其力學負荷的有效且可靠的診斷?；谶@樣的診斷，可以啟動適當的治 療以例如在利用適當的醫(yī)療移植件增強AAA的區(qū)域的醫(yī)療手術過程中防止AAA的破裂?？?以基于這樣的診斷來虛擬規(guī)劃手術過程，如上面在14)部分中所解釋的。上述的醫(yī)療工作 站，包括通常的計算機構件，如中央處理單元(CPU)、存儲器、接口等。此外，它配備有適當的 軟件，用于處理從數據輸入源接收的數據，諸如從成像設備獲得的數據或來自適當數據載 體例如采用DICOM格式的數據。軟件可以例如存儲在可由醫(yī)療工作站訪問的計算機可讀介 質上。計算機可讀介質可以包括采用計算機程序形式的軟件，該計算機程序包括用于執(zhí)行 根據上述實施例的方法的適當代碼段。醫(yī)療工作站還包括例如用于顯示呈現的顯影的監(jiān)視 器以及適當的人類接口裝置，諸如鍵盤、鼠標等，例如用于對軟件另外提供的自動診斷進行 手動細調。如這里所用的，單數形式“一”和“該”意圖也包括復數形式，除非以另外方式明確 指出。還要理解，術語“包括”和“包含”，當在此說明書中使用時，指定所述特征、整體、步驟、 操作、單元和/或構件的存在，但不排除一個或多個其他特征、整體、步驟、操作、單元、構件 和/或它們的組的存在或添加。將知道，當指出一單元“連接”或“耦聯(lián)”到另一單元時，它 能夠直接連接或耦聯(lián)到該另一單元或可以存在中間單元。
19
除非另外限定，在此使用的所有術語(包括技術術語和科學術語)具有與本發(fā)明 所屬領域的普通技術人員所通常理解的相同的含義。還將知道，諸如那些在常用字典中定 義的術語，應該解釋為具有與它們在相關領域的背景中的含義相符的含義，而不應以理想 化或過于形式的方式來解釋，除非在這里明確這么定義。如本領域技術人員將知道的，本發(fā)明可以被具體實施為一種系統(tǒng)、方法或計算機 程序產品。因此，本發(fā)明可以采用完全硬件實施例、軟件實施例或組合軟件和硬件方面的實 施例的形式，這里全部通常表示為“代碼段”或“部件(unit)”。此外，本發(fā)明可以采用在計 算機可用存儲介質上的計算機程序產品的形式，該計算機可用存儲介質具有被包含在該介 質中的計算機可用程序代碼?？梢允褂萌魏芜m當的計算機可讀介質，包括硬盤、CD-ROM、光 學存儲裝置、諸如那些支持因特網或內聯(lián)網的傳輸介質、或磁性存儲裝置。上面參考具體實施例描述了本發(fā)明。但是，除上述之外的其他實施例在本發(fā)明的 范圍中同樣也是可以的。在本發(fā)明的范圍內，可以提供利用硬件或軟件執(zhí)行方法的除了上 述那些之外的不同的方法步驟。本發(fā)明的不同的特征和步驟可以以除了所描述的那些之外 的其他組合來進行組合。本發(fā)明的范圍僅僅由所附權利要求來限定。
權利要求
一種用于分析具有有壁厚度的壁的基本上為管狀的體的方法，所述方法包括根據圖像數據集，對所述管狀體的至少一部分的至少一個構件和/或與其相關的至少一個單元進行3D重建，對所述至少一個構件和/或所述至少一個單元生成四邊形和/或六面體有限元(FE)網格，對所述至少一個構件和/或單元執(zhí)行結構非線性FE分析，以及由此提供關于所述管狀體的所述部分的至少子部分的幾何特性和內部力學負荷的信息數據，用于所述管狀體的所述分析。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，所述生成所述四邊形和/或六面體有限元(FE) 網格包括使用所述管狀體的所述壁的相關腔和外側網格，其中，在所述壁的腔內側邊界上 的每個節(jié)點具有在其外側邊界處的副本，以及其中，所述網格用作用于所述有限元網格生 成的幾何輸入。
3.根據權利要求2所述的方法，其中，所述管狀體是血管體，以及在每個所述副本節(jié)點 之間的距離被確定為在所述副本節(jié)點處的所述壁的厚度。
4.根據權利要求1到3中任何一項所述的方法，其中，所述至少提供關于所述管狀體的 至少一部分的幾何特性和內部力學負荷的信息數據包括自動地分析關于所述管狀體的至 少一部分的幾何特性和內部力學負荷的所述信息數據。
5.根據權利要求1所述的方法，進一步包括 加載和預處理患者圖像數據，查看圖像數據集， 定義感興趣區(qū)域(ROI)， 啟動重建過程， 人工充實圖像數據集的信息，將幾何對象的腔與圖像數據集的剩余解剖信息分割(分離)開，執(zhí)行2D和3D可變形模型，例如snake模型和氣囊模型，來分割圖像數據集，對邏輯布置的點云進行表面細化，2D和3D網格平滑和優(yōu)化，定義、優(yōu)化和求解FE問題，將幾何對象的外側與圖像數據集的剩余解剖信息分割(分離)開， 對不同的血管組織生成四邊形和六面體網格用于FE分析， 對血管體的幾何特性和內部力學負荷進行分析， 提示消息，改變軟件相關特性，以及將數據保存到計算機可讀介質， 向數據庫上載信息以及從數據庫下載信息。
6.根據任一在前權利要求所述的方法，包括將所有步驟后患者掃描整合到單個系統(tǒng) 中，以及在臨床可接受的時間內提供關于患者特定血管損傷的信息，也就是其幾何特性和 其力學負荷狀況。
7.根據權利要求6所述的方法，包括使用獨立系統(tǒng)作為所述系統(tǒng)。
8.根據權利要求1所述的方法，其中，所述管狀體是血管體，以及其中，所述方法包括 使用可變形模型用于重建所述血管體的幾何結構。
9.根據權利要求1所述的方法，其中，對至少構件進行的所述重建包括基于呈現魯棒 方法的可變形模型的3D精確圖像分割，以及其中，所述重建和離散化的構件對象能被直接 用作用于所述FE分析的幾何輸入。
10.根據權利要求1、8或9所述的方法，其中，所述管狀體是血管體，以及其中，所述方 法包括提供對所述血管體的至少一個表面的四邊形網格生成。
11.根據權利要求1、8、9或10所述的方法，其中，所述管狀體是血管體，以及其中，所述 方法包括提供對血管體的體積的六面體主導網格生成，應用混合有限元用于所述FE分析。
12.根據權利要求11所述的方法，其中，所述混合有限元包括QlPO公式化。
13.根據權利要求1所述的方法，包括所述管狀體的完全3D結構分析，其中，分開處理 不同類型的材料。
14.根據權利要求13所述的方法，其中，所述管狀體是血管體，以及其中，分開處理不 同類型的血管組織。
15.根據權利要求1所述的方法，其中，所述管狀體是血管體，以及其中，所述方法包括 提供對血管體的匯聚數據的訪問。
16.一種由計算裝置處理用于分析具有有壁厚度的壁的基本上為管狀的體的計算機程 序，所述計算機程序包括第一代碼段，用于根據圖像數據集對所述管狀體的至少一部分的至少一個構件和/或 與其相關的至少一個單元進行3D重建，第二代碼段，用于對所述構件和/或所述單元生成四邊形和/或六面體有限元(FE)網格，第三代碼段，用于對所述至少一個構件和/或單元執(zhí)行結構非線性FE分析，以及 第四代碼段，用于由此至少提供關于所述管狀體的至少一部分的幾何特性和內部力學 負荷的信息數據，用于所述管狀體的所述分析。
17.根據權利要求16所述的計算機程序，進一步包括 用于加載和預處理圖像數據的代碼段，用于查看圖像數據集的另一代碼段， 用于人工充實圖像數據集的信息的另一代碼段， 用于定義感興趣區(qū)域(ROI)的另一代碼段，以及 用于啟動重建過程的另一代碼段。
18.根據權利要求17所述的計算機程序，進一步包括用于將幾何對象的腔與圖像數據集的剩余解剖信息分割(分離)開的另一代碼段， 用于執(zhí)行2D和3D可變形模型例如snake模型和氣囊模型來分割圖像數據集的另一代 碼段，用于對邏輯布置的點云進行三角形和/或四邊形表面細化的另一代碼段， 用于2D和3D網格平滑和優(yōu)化的另一代碼段， 用于定義、優(yōu)化和求解FE問題的另一代碼段，用于將幾何對象的外側與圖像數據集的剩余解剖信息分割(分離)開的另一代碼段， 用于對不同的血管組織生成表面網格用于FE分析的另一代碼段， 用于對不同的血管組織生成體積網格用于FE分析的另一代碼段，用于對血管體的幾何特性和內部力學負荷進行分析的另一代碼段，用于提示消息、改變軟件相關特性、以及將數據保存到計算機可讀介質的另一代碼段，以及用于向數據庫上載信息以及從數據庫下載信息的另一代碼段。
19.根據權利要求16到18任何一個所述的計算機程序，能夠執(zhí)行根據權利要求1到 15所述的方法。
20.根據權利要求16到19所述的計算機程序，該計算機程序被存儲在計算機可讀介質上。
21.一種用于顯影血管體的幾何特性和內部力學負荷的圖形用戶界面，從而使用圖表、 2D和3D等值線圖以及3D彩色編碼的幾何對象，其中，所述圖形用戶界面被配置為就來自匯聚數據的信息提供血管損傷的幾何和力學 信息的解釋。
22.一種用于運行根據權利要求16到20所述的計算機程序和/或使用根據權利要求 21所述的圖形用戶界面的醫(yī)療工作站。
23.一種用于分析具有有壁厚度的壁的基本上為管狀的體的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括 用于根據圖像數據集對所述管狀體的至少一部分的至少一個構件和/或與其相關的至少一個單元進行3D重建的部件，用于對所述構件和/或所述單元生成四邊形和/或六面體有限元(FE)網格的部件， 用于對所述至少一個構件和/或單元執(zhí)行結構非線性FE分析的部件，以及 用于由此至少提供關于所述管狀體的所述部分的至少子部分的幾何特性和內部力學 負荷的信息數據用于所述管狀體的所述分析的部件。
24.根據權利要求23所述的系統(tǒng)，包括根據權利要求22所述的醫(yī)療工作站。
25.根據權利要求23或24所述的系統(tǒng)，其中，所述管狀體是至少一個血管體，以及所述 系統(tǒng)用于就所述血管體的幾何特性和力學負荷狀況對所述血管體進行分析。
26.一種用于對血管體就它們的幾何特性和力學負荷狀況進行分析的方法，所述方法 包括根據至少一個圖像患者數據集，對至少一個血管體生成至少一個幾何和結構模型； 在所述幾何和結構模型中在結構相關類型的組織之間進行區(qū)分，例如對于腹主動脈瘤 來說在血管壁與腔內血栓之間進行區(qū)分；基于非線性有限元分析在結構上研究所述血管體；根據所述血管管壁的有限變形組成性描述、活體內邊界/負荷狀況、結構模型，來呈現 結構生物力學問題，以提供其幾何和力學數據。
27.根據權利要求28所述的方法，還包括顯影所述得到的幾何和力學數據。
28.根據權利要求26或27所述的方法，包括自動地執(zhí)行所述方法以及在臨床相關時間 內分析所述血管體。
29.根據權利要求28所述的方法，其中，在感興趣區(qū)域(ROI)的檢測之后進行所述自動 執(zhí)行，所述感興趣區(qū)域的檢測被人工執(zhí)行、在用戶的確認或調節(jié)之后被半自動地執(zhí)行、或者 被自動地執(zhí)行。
30.一種非侵入地評估腹主動脈瘤(AAA)的破裂風險的方法，包括使用根據權利要求1所述的方法，其中所述管狀結構是主動脈血管，所述方法包括根據關于所述主動脈血管的 幾何特性和內部力學負荷的所述信息數據來確定所述破裂風險。
31.根據權利要求26-30所述的方法，包括執(zhí)行根據權利要求1-15所述的方法。
32.根據權利要求1-15或26-31中任何一項所述的方法的使用，其中，在由沒有工程專 家知識的臨床人員操縱根據權利要求23-25中任何一項所述的系統(tǒng)上執(zhí)行所述方法。
全文摘要
公開了一種用于對諸如血管體的管狀結構就它們的幾何特性和力學負荷狀況進行分析的方法和系統(tǒng)。為此，根據標準的圖像數據集生成血管體的幾何和結構模型。該方法或系統(tǒng)自動地工作，且由沒有工程背景的用戶在臨床相關時間內分析該管狀結構。在該方面最重要的是整合新的體積網格生成和3D分割技術。所得到的幾何和結構模型在結構相關類型的組織之間進行區(qū)分，例如對于腹主動脈瘤來說，血管壁和腔內血栓被分開考慮。基于詳細的非線性有限元分析來對血管體進行結構研究。這里，所得到的幾何模型、活體內邊界/負荷狀況、以及血管組織的有限變形組織性描述，呈現結構生物力學問題。提供不同的顯影原理并使得能夠對所得到的幾何和力學數據進行高效且詳細的研究。此外，此信息被匯聚，以及由其得到的統(tǒng)計特性能夠用于分析感興趣的血管體。
文檔編號G06T17/20GK101903910SQ200880121482
公開日2010年12月1日 申請日期2008年10月20日 優(yōu)先權日2007年10月19日
發(fā)明者C·T·加澤, M·奧爾 申請人:瓦斯科普斯公司