应用于肝脏消融术后评估的配准方法及装置

1.本发明涉及医学图像处理的技术领域，尤其涉及一种应用于肝脏消融术后评估的配准方法，以及应用于肝脏消融术后评估的配准装置。


背景技术：

2.传统的配准方法(logdemons)旨在找到一个微分同胚变换，它将运动图像(m)与固定图像(f)对齐。该空间变换φ由通过指数的微分同胚速度场v编码。φ＝exp(v)。通常，v通过最小化能量函数进行优化：
[0003][0004][0005]
其中相似性标准衡量f、衡量f、的相似性。rd(v)是通过高斯核σv平滑v来确保速度场v的微分同胚性的正则性准则。微分同胚仅适用于在两个图像中具有一致灰度并且可以建立像素级对应关系的同源组织。然而，在消融边界的评估中，肿瘤由于细胞毒性温度导致灰度变化而变得与消融区灰度不一致，而传统的配准方法无法正确对齐消融区和肿瘤，因为它们不是同源组织。


技术实现要素：

[0006]
为克服现有技术的缺陷，本发明要解决的技术问题是提供了一种应用于肝脏消融术后评估的配准方法，其能够防止消融区和肿瘤的错误匹配，并量化消融区的外部收缩，补偿消融区内部收缩，将微波消融手术前图像与微波消融手术后图像对齐，并且可以评估消融边界。
[0007]
本发明的技术方案是：这种应用于肝脏消融术后评估的配准方法，其包括以下步骤：
[0008]
(1)获取微波消融术前和术后的3d图像作为运动图像m和固定图像f；
[0009]
(2)执行优化、正则化和交替更新，以量化消融区外部收缩场并估计呼吸运动场
[0010]
(3)求解生物热方程bhe(bio-heat equation)以基于消融针位置和功率计算稳态温度场t，求解热弹性波动方程twe(thermoelastic wave equation)以获得基于稳态温度场t和消融区外部收缩场的稳态收缩场合并稳态收缩场和消融区外部收缩场并获得总组织收缩场
[0011]
(4)对运动图像进行呼吸运动的顺序校正，并对组织收缩进行补偿，以获得被补偿的图像m
t
。
[0012]
本发明的步骤(2)侧重于外部消融区区域，即未缩小的区域，微波消融手术前后图
像可以通过灰度建立对应关系，在外部消融区区域估计变形并分解，以量化外部收缩并校正呼吸运动；步骤(3)侧重于内部消融区区域，即烧蚀区域，并且无法通过灰度从消融区到微波消融手术前的图像找到对应关系，在内部消融区，提出了一种生物力学模型来补偿内部收缩；在连续呼吸运动校正和组织收缩补偿后，将微波消融手术前图像与微波消融手术后图像对齐，并且可以评估消融边界；因此能够防止消融区和肿瘤的错误匹配，并量化消融区的外部收缩，补偿消融区内部收缩，将微波消融手术前图像与微波消融手术后图像对齐，并且可以评估消融边界。
[0013]
还提供了应用于肝脏消融术后评估的配准装置，其包括：
[0014]
获取模块，其配置来获取微波消融术前和术后的3d图像作为m和f；
[0015]
执行模块，其配置来执行优化、正则化和交替更新，以量化消融区外部收缩场并估计呼吸运动场
[0016]
求解模块，其配置来求解bhe以基于消融针位置和功率计算稳态温度场t，求解twe以获得基于t和的稳态收缩场合并和并获得总组织收缩场
[0017]
校正补偿模块，其配置来对运动图像进行呼吸运动的顺序校正，并对组织收缩进行补偿，以获得被补偿的图像m
t
。
附图说明
[0018]
图1是根据本发明的应用于肝脏消融术后评估的配准方法的流程图。
具体实施方式
[0019]
如图1所示，这种应用于肝脏消融术后评估的配准方法，其包括以下步骤：
[0020]
(1)获取微波消融术前和术后的3d图像作为运动图像m和固定图像f；
[0021]
(2)执行优化、正则化和交替更新，以量化消融区外部收缩场并估计呼吸运动场
[0022]
(3)求解生物热方程bhe(bio-heat equation)以基于消融针位置和功率计算稳态温度场t，求解热弹性波动方程twe(thermoelastic wave equation)消融针以获得基于稳态温度场t和消融区外部收缩场的稳态收缩场合并稳态收缩场和消融区外部收缩场并获得总组织收缩场
[0023]
(4)对运动图像进行呼吸运动的顺序校正，并对组织收缩进行补偿，以获得被补偿的图像m
t
。
[0024]
本发明的步骤(2)侧重于外部消融区区域，即未缩小的区域，微波消融手术前后图像可以通过灰度建立对应关系，在外部消融区区域估计变形并分解，以量化外部收缩并校正呼吸运动；步骤(3)侧重于内部消融区区域，即烧蚀区域，并且无法通过灰度从消融区到微波消融手术前的图像找到对应关系，在内部消融区，提出了一种生物力学模型来补偿内部收缩；在连续呼吸运动校正和组织收缩补偿后，将微波消融手术前图像与微波消融手术后图像对齐，并且可以评估消融边界；因此能够防止消融区和肿瘤的错误匹配，并量化消融
区的外部收缩，补偿消融区内部收缩，将微波消融手术前图像与微波消融手术后图像对齐，并且可以评估消融边界。
[0025]
优选地，所述步骤(2)中，使用误差运动源丢弃进行优化，其中仅估计呼吸运动和组织收缩的复合运动，从而避免不正确的匹配；定义一个区域ωf，这是标注肝脏区域ω
l
的消融区区域ωc而获得的，给定第i次迭代中的速度场vi，只在区域ωf中计算并使用有效的二阶极小化来获得更新场ui：
[0026][0027]
其中v0是恒等变换，并且是x处的梯度，参数l控制的最大步长：ui‖ui(x)‖≤l。
[0028]
优选地，所述步骤(2)中，正则化是多源运动分解，它通过从复合运动中提取收缩分量来量化组织收缩；定义一个区域ω
lc
，它是消融区外围区域，该区域ω
lc
包含呼吸运动和组织收缩；使用高斯核σu平滑更新场ui，以确保ui的微分同胚；通过使用hd方法在区域ω
lc
中分解ui并将其分为两个源，这两个源是可以估计呼吸运动的无散度呼吸样更新场和可以量化组织收缩的无旋度收缩样更新场
[0029]
ui←
ui*σu,
[0030][0031]
优选地，所述步骤(2)中，和被独立更新，以获得下一次迭代的类呼吸速度场和类收缩速度场
[0032][0033][0034]
其中和是恒等变换，bch(
·
,
·
)是贝克-坎贝尔-豪斯多夫公式，可有效计算对数域中更新的速度场；
[0035]
和分别表示呼吸运动和组织收缩和组织收缩与有效的bch公式相结合，以获得下一次优化的复合速度场v
i 1
：
[0036][0037]
优选地，所述步骤(2)中，在配准中，以下步骤交替执行：优化步骤来获取更新场ui，正则化步骤将ui分解为呼吸样更新场和收缩样更新场更新步骤获得新的呼吸样速度场和收缩样速度场并计算下一次迭代的复合速度场v
i 1
；
[0038]
当配准收敛时，我们可以得到两个可组合的位移和分别代表呼吸运动和组织收缩：
[0039][0040]
其中和分别是位移、呼吸样速度场和收缩样速度场的估计结果；
[0041]
多源变形被分解成独立的部分，首先将总位移视为呼吸运动，然后是组织收缩：
[0042][0043]
md是针对呼吸运动校正的运动图像。
[0044]
优选地，所述步骤(3)中，认为组织是均匀的，并且稳态温度场t通过求解bhe来获得：
[0045][0046][0047]
其中c和ρ是组织的比热容和质量密度，考虑到温度场达到稳态，其相对于时间的偏置导数为0，则方程的左侧等于0；等式的右侧表示热沉积和散热的不同机制：通过内部传导的热传递是组织的导热性，代谢产热、电磁功率沉、以及毛细血管血液灌注引起的热交换机制是血液密度，cb是血液比热容，ωb是血液灌注率，tb是血管温度，代谢产热被忽视；
[0048]
公式(9)中的分布由微波消融手术消融针的结构特征决定，并通过拟合实验测量数据sar获得，在径向方向上具有指数拟合r和在轴向方向上具有三次多项式拟合z：
[0049]
sar(r,z；p)＝αe
βr
(c0z3 c1z2 c2z1 c3)
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(10)
[0050]
p其中是给定的微波功率，α、β、c0、c1、c2和c3是要拟合的参数；
[0051]
公式(9)是一个偏微分方程，将消融针边缘温度ta和凝结边缘温度tc作为狄利克雷边界条件，通过使用有限差分fd解方程来获得稳态温度场t。
[0052]
优选地，所述步骤(3)中，通过求解twe来计算稳态收缩场：
[0053][0054][0055]
其中v泊松比，v是水的蒸发量，w是相对含水量，λ和μ分别是体积热膨胀系数和体积水汽化收缩系数，g和k分别是剪切模量和体积模量，考虑到收缩场达到稳态，其相对于时间的偏置导数为0，则等式的左侧等于0。
[0056]
优选地，所述步骤(3)中，剪切模量和体积模量得到：
[0057][0058]
其中e是杨氏模量；
[0059]
相对含水量w与弛豫时间相关t2，通过自旋-自旋弛豫信号衰减方程(13)计算：
[0060][0061]
其中te是回波时间，m是自旋密度，s是t2加权图像中的信号强度值，w用于测量不同组织中水分含量的比例，作为不同组织的收缩电位的指示w，w是归一化的；
[0062]
水蒸发量v是通过公式(14)计算：
[0063][0064]
优选地，所述步骤(4)中，合并并获得总组织收缩场量化和补偿组织收缩：
[0065][0066]
利用总组织收缩率更新公式(8)得到最终的扭曲图像：更新公式(8)得到最终的扭曲图像：
[0067]
本领域普通技术人员可以理解，实现上述实施例方法中的全部或部分步骤是可以通过程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可以存储于一计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，包括上述实施例方法的各步骤，而所述的存储介质可以是：rom/ram、磁碟、光盘、存储卡等。因此，与本发明的方法相对应的，本发明还同时包括一种应用于肝脏消融术后评估的配准装置，该装置通常以与方法各步骤相对应的功能模块的形式表示。该装置包获取模块，其配置来获取待分割的图像；
[0068]
获取模块，其配置来获取微波消融术前和术后的3d图像作为m和f；
[0069]
执行模块，其配置来执行优化、正则化和交替更新，以量化消融区外部收缩场并估计呼吸运动场
[0070]
求解模块，其配置来求解bhe以基于消融针位置和功率计算稳态温度场t，求解twe以获得基于t和的稳态收缩场合并和并获得总组织收缩场
[0071]
校正补偿模块，其配置来对运动图像进行呼吸运动的顺序校正，并对组织收缩进行补偿，以获得被补偿的图像m
t
。
[0072]
以下更详细地说明本发明的内容。
[0073]
初始估计的速度场由多个运动源的组合组成，伴有呼吸运动和组织收缩，以及消融区和肿瘤之间的错误匹配，这可能导致严重的扭曲。本发明提出了v局部收缩分解(lc模块)以消除不正确的匹配，并分解复合形变以量化消融区外部收缩。
[0074]
lc模块由三个步骤组成。第一步是使用误差运动源丢弃进行优化，其中仅估计呼吸运动和组织收缩的复合运动，从而避免不正确的匹配。特别的，定义了一个区域ωf，这是标注肝脏区域ω
l
的消融区区域ωc而获得的。给定第i次迭代中的速度场vi，只在区域ωf中计算并使用有效的二阶极小化来获得更新场ui：
[0075][0076]
其中v0是恒等变换，并且是x处的梯度。参数l控制的最大步长：ui‖ui(x)‖≤l
[0077]
考虑到消融区的灰度近似于肿瘤的灰度，不正确的匹配可能只发生在ωc。优化步骤在ωf且不在ωc中得到的更新场ui，可以排除误差运动源，从而防止消融区与肿瘤的不正确匹配。
[0078]
lc模块的第二步，正则化步骤，是多源运动分解，它通过从复合运动中提取收缩分量来量化组织收缩。特别的，定义了一个区域ω
lc
，它是消融区外围区域。该区域ω
lc
主要包含呼吸运动和组织收缩。亥姆霍兹分解(hd)证明，任何微分同胚位移场u都可以唯一地分解为无散度场和无旋度场：u＝ud uc，其中无散度场和无旋度场和无旋度场在正则化步骤中，使用高斯核σu平滑更新场ui，以确保ui的微分同胚。然后，通过使用hd方法在区域ω
lc
中分解ui并将其分为两个源，即可以估计呼吸运动的无散度呼吸样更新场和可以量化组织收缩的无旋度收缩样更新场
[0079]
ui←
ui*σu[0080][0081]
lc模块的第三步是更新。和被独立更新，以获得下一次迭代的类呼吸速度场和类收缩速度场
[0082][0083][0084]
其中和是恒等变换。bch(
·
,
·
)是贝克-坎贝尔-豪斯多夫公式，可有效计算对数域中更新的速度场。
[0085]
和可以分别表示呼吸运动和组织收缩和组织收缩它们可以与有效的bch公式相结合，以获得下一次优化的复合速度场v
i 1
：
[0086][0087]
在配准中，以下步骤交替执行：优化步骤来获取更新场ui，正则化步骤将ui分解为呼吸样更新场和收缩样更新场更新步骤获得新的呼吸样速度场和收缩样速度场并计算下一次迭代的复合速度场v
i 1
。
[0088]
当配准收敛时，可以得到两个可组合的位移和分别代表呼吸运动和组织
收缩：
[0089][0090]
其中和分别是位移、呼吸样速度场和收缩样速度场的估计结果。
[0091]
基于lc模块，多源变形被分解成独立的部分。首先将总位移视为呼吸运动，然后是组织收缩：
[0092][0093]
md是针对呼吸运动校正的运动图像。使用lc模块，可以量化呼吸运动矫正后的消融区外部收缩
[0094]
lc模块估计并分解了外部消融区区域的变形以量化消融区外收缩。本发明提出了生物力学模型约束(bm模块)来补偿基于外部收缩的消融区内部收缩
[0095]
在临床实践中，医生通常在细胞毒性温度下加热肿瘤足够长的时间，以达到足够的消融边界。最近的研究表明，在恒定功率和足够的加热时间下，可以实现稳态热场和稳态收缩场。基于这些研究，求解bhe以基于消融针位置和功率计算稳态温度场t。此外，求解twe以获得基于t和的稳态收缩场
[0096]
认为组织是均匀的，并且稳态温度场t可以通过求解bhe来获得：
[0097][0098][0099]
其中c(j
·
kg-1
·
k-1
)和ρ(kg
·
m-3
)是组织的比热容和质量密度。考虑到温度场达到稳态，其相对于时间的偏置导数为0，则方程的左侧等于0。等式的右侧表示热沉积和散热的不同机制：通过内部传导的热传递((k(w
·
m-1
·
k-1
)是组织的导热性)，代谢产热(w
·
m-3
)，电磁功率沉积sar(w
·
m-3
)，以及毛细血管血液灌注引起的热交换机制(ρb(kg
·
m-3
)是血液密度，cb是血液比热容(j
·
kg-1
·
k-1
)，ωb(kg
·
m-3
·
s-1
)是血液灌注率)。tb(k)是血管温度。代谢产热a被忽视了，因为它的贡献相对于其他项来说非常小。
[0100]
(9)中的分布由微波消融手术消融针的结构特征决定，并通过拟合实验测量数据sar获得，在径向方向上具有指数拟合(r)和在轴向方向上具有三次多项式拟合(z)：
[0101]
sar(r,z；p)＝αe
βr
(c0z3 c1z2 c2z1 c3)
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(10)
[0102]
p其中是给定的微波功率。α、β、c0、c1、c2和c3是要拟合的参数(见表i)。
[0103]
方程(9)是一个偏微分方程，需要一个边界条件来获得唯一的解。将消融针边缘温度ta和凝结边缘温度tc作为狄利克雷边界条件。通过使用有限差分(fd)解(9)方程来获得稳态温度场t，其中参数如表i所示。
[0104]
然后，通过求解twe来计算稳态收缩场：
[0105]
[0106][0107]
其中ν泊松比；v是水的蒸发量，w是相对含水量。并且λ和μ分别是体积热膨胀系数和体积水汽化收缩系数。g和k分别是剪切模量和体积模量。考虑到收缩场达到稳态，其相对于时间的偏置导数为0，则等式的左侧等于0。
[0108]
剪切模量和体积模量可以得到如下：
[0109][0110]
其中e是杨氏模量。
[0111]
在最近的研究中，相对含水量w与弛豫时间t2相关，这可以通过自旋-自旋弛豫信号衰减方程近似计算：
[0112][0113]
其中te是回波时间；m是自旋密度，s并且是t2加权图像中的信号强度值。w用于测量不同组织中水分含量的比例，作为不同组织的收缩电位的指示w。因此，w是归一化的。不同组织详见表i。
[0114]
水蒸发量v是通过yang等人提出的分段函数计算的。
[0115][0116]
方程(11)也是一个偏微分方程，它需要一个边界条件来获得唯一的解。使用消融区外部收缩作为狄利克雷边界条件。通过使用fd方法求解(11)来获得消融区内部的稳态收缩场其详细参数如表i所示。
[0117]
合并并获得总组织收缩场并量化和补偿组织收缩：
[0118][0119]
利用总组织收缩率更新(8)得到最终的扭曲图像：更新(8)得到最终的扭曲图像：
[0120]
在给定lc模块和bm模块的情况下，所提出的lc-bm弹性配准方法可以估计具有局部收缩的全局微分同胚位移场，对齐微波消融手术前后图像，并补偿组织收缩以评估消融边界。
[0121]
基于开源的logdemons实现，使用insight toolkit，simpleitk，visualization toolkit和arrayfire gpu矩阵库实现lc-bm弹性配准方法。表i.给出了所提出的lc-bm方法的详细参数。
[0122]
表i.
[0123]
lc-bm方法的参数列表
[0124][0125]
以上所述，仅是本发明的较佳实施例，并非对本发明作任何形式上的限制，凡是依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属本发明技术方案的保护范围。