消融模拟方法及设备与流程

1.本发明实施例涉及医用超声技术领域，具体涉及一种消融模拟方法及设备。


背景技术：

2.肿瘤是由机体的局部组织细胞增生所形成的新生物，易引发各种疾病，对于肿瘤的治疗具有重要的临床意义。随着医学技术的不断发展，通过射频、微波、冷冻、高频电灼、激光、高能聚焦超声等物理方法直接毁损肿瘤的肿瘤消融治疗方法，因具有疗效高、侵袭小、术后恢复快等诸多优点，在临床中获得了广泛应用。
3.目前无论是在肿瘤消融的术前规划阶段，还是在肿瘤消融的手术阶段，常借助于超声成像设备对肿瘤消融进行模拟。通过超声成像设备对肿瘤和消融针的消融范围进行模拟，计算模拟病灶被模拟消融范围覆盖的比例，以便引导医生进行肿瘤消融。消融针的插入位置直接决定了肿瘤消融的效果，模拟病灶被模拟消融范围覆盖的比例虽然可以对病灶消融的效果进行定量化评价，但是并不能直观地引导医生进行插针。


技术实现要素：

4.本发明实施例提供一种消融模拟方法及设备，用于对消融针的插针位置进行定量化评价，以便直观地引导医生进行插针。
5.第一方面，本发明实施例提供一种消融模拟方法，包括：
6.通过超声探头向包含病灶的目标组织发射超声波，并根据接收到的超声回波数据生成目标组织的超声图像；
7.获取目标组织的三维图像数据；
8.确定超声图像所在的超声图像空间与三维图像数据所在的三维图像空间之间的空间变换矩阵；
9.根据空间变换矩阵在目标空间中确定模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，目标空间为超声图像空间或者三维图像空间；
10.根据模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，实时计算并显示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置。
11.一种实施例中，确定超声图像所在的超声图像空间与三维图像数据所在的三维图像空间之间的空间变换矩阵，包括：
12.获取超声图像空间到位置传感器空间的第一变换矩阵；
13.获取位置传感器空间到世界坐标空间的第二变换矩阵；
14.确定世界坐标空间到三维图像空间的第三变换矩阵；
15.根据第一变换矩阵、第二变换矩阵和第三变换矩阵确定空间变换矩阵。
16.一种实施例中，确定世界坐标空间到三维图像空间的第三变换矩阵包括：
17.基于体外标志物或者基于图像信息对超声图像和三维图像数据进行配准，得到配准矩阵；
18.根据配准矩阵确定第三变换矩阵。
19.一种实施例中，若模拟消融针为多个且类型相同时，确定模拟消融针的位置信息包括：确定多个模拟消融针的中心位置的位置信息；若模拟消融针为多个且类型不完全相同时，确定模拟消融针的位置信息包括：根据各个模拟消融针的模拟消融范围确定多个模拟消融针的消融中心，确定多个模拟消融针的消融中心的位置信息。
20.一种实施例中，根据空间变换矩阵在目标空间中确定模拟消融针的位置信息和模拟病灶中心的位置信息，包括：
21.获取模拟消融针的插针角度和插针深度；
22.根据插针角度和插针深度确定模拟消融针在超声图像空间中的位置信息；
23.获取模拟病灶中心在三维图像空间中的位置信息；
24.当目标空间为超声图像空间时，根据空间变换矩阵将模拟病灶中心在三维图像空间中的位置信息转换为模拟病灶中心在超声图像空间中的位置信息，
25.或者，
26.当目标空间为三维图像空间时，根据空间变换矩阵将模拟消融针在超声图像空间中的位置信息转换为模拟消融针在三维图像空间中的位置信息。
27.一种实施例中，获取目标组织的三维图像数据，包括：
28.获取目标组织的电子计算机断层扫描数据、磁共振成像数据和三维超声数据中的至少一种，
29.或者，
30.通过对超声探头所采集的目标组织的超声图像进行三维重建，以获取目标组织的三维图像数据。
31.一种实施例中，所述方法还包括：
32.对超声图像和三维图像数据进行融合显示；
33.在融合显示的三维图像中对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示。
34.一种实施例中，对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示，包括：
35.通过一个窗口从目标角度对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示，目标角度是根据用户输入的操作信息进行确定和/或调整的；
36.或者，
37.通过多个窗口从不同的角度对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示，每个窗口中所显示的角度是根据用户输入的操作信息进行确定和/或调整的。
38.一种实施例中，所述方法还包括：
39.确定模拟消融针的模拟消融范围；
40.根据模拟消融针的位置信息和模拟消融范围以及模拟病灶的位置信息和大小，实时计算并显示模拟病灶被模拟消融范围覆盖的比例。
41.一种实施例中，确定模拟消融针的模拟消融范围，包括：
42.获取模拟消融针的消融参数，消融参数包括能量辐射范围和热源位置；
43.根据消融参数确定模拟消融针的模拟消融范围。
44.一种实施例中，若模拟消融针为多个时，根据消融参数确定模拟消融针的模拟消融范围，包括：
45.根据每个模拟消融针对应的消融参数，确定每个模拟消融针对应的模拟能量分布，得到多个模拟消融针对应的多个模拟能量分布；
46.基于多个模拟能量分布，确定多个模拟消融针对应的联合模拟能量分布范围内的组合能量值；
47.从联合模拟能量分布范围中确定组合能量值大于第一能量阈值的能量分布区域；
48.根据组合能量值大于第一能量阈值的能量分布区域确定多个模拟消融针对应的模拟消融范围。
49.一种实施例中，根据每个模拟消融针对应的消融参数，确定每个模拟消融针对应的模拟能量分布，包括：
50.根据每个模拟消融针的能量辐射范围和每一个模拟消融针的热源位置，确定能量辐射范围内的三维坐标点；
51.计算三维坐标点的能量值并从中确定出能量值大于第二能量阈值的目标三维坐标点；
52.将目标三维坐标点确定为每个模拟消融针的模拟消融范围；
53.根据每个模拟消融针的模拟消融范围和目标三维坐标点的能量值，确定每个模拟消融针对应的模拟能量分布。
54.一种实施例中，所述方法还包括：
55.确定并在显示界面上显示模拟消融范围的边界与危险组织的边界之间的距离。
56.一种实施例中，所述方法还包括：
57.当模拟消融范围与危险组织相交时，输出警示信息，警示信息用于提示用户触及了危险组织。
58.第二方面，本发明实施例提供一种超声成像设备，包括：
59.超声探头；
60.发射电路，用于按照设定模式将相应的发射序列输出至超声探头，以控制超声探头发射相应的超声波；
61.接收电路，用于接收超声探头输出的超声回波信号，输出超声回波数据；
62.显示器，用于输出可视化信息；
63.处理器，用于执行如第一方面任一项所述的消融模拟方法。
64.第三方面，本发明实施例提供一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质中存储有计算机执行指令，计算机执行指令被处理器执行时用于实现如第一方面任一项所述的消融模拟方法。
65.本发明实施例提供的消融模拟方法及设备，通过生成目标组织的超声图像并获取目标组织的三维图像数据，然后确定超声图像所在的超声图像空间与三维图像数据所在的三维图像空间之间的空间变换矩阵，并根据空间变换矩阵在同一目标空间中确定模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，最后根据模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，实时计算并显示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置，不仅实现了对插针位置的定量化评价，而且可以直观地引导医生进行插针。
附图说明
66.图1为本发明一实施例提供的超声成像设备的结构框图；
67.图2为本发明一实施例提供的消融模拟方法的流程图；
68.图3a和图3b为本发明一实施例提供的界面示意图；
69.图4为本发明一实施例提供的确定空间变换矩阵的流程图；
70.图5为本发明又一实施例提供的消融模拟方法的流程图；
71.图6为本发明一实施例提供的立方体顶点判断示意图；
72.图7为本发明一实施例提供的15种基本立方体的示意图；
73.图8为本发明另一实施例提供的消融模拟方法的流程图。
具体实施方式
74.下面通过具体实施方式结合附图对本发明作进一步详细说明。其中不同实施方式中类似元件采用了相关联的类似的元件标号。在以下的实施方式中，很多细节描述是为了使得本技术能被更好的理解。然而，本领域技术人员可以毫不费力的认识到，其中部分特征在不同情况下是可以省略的，或者可以由其他元件、材料、方法所替代。在某些情况下，本技术相关的一些操作并没有在说明书中显示或者描述，这是为了避免本技术的核心部分被过多的描述所淹没，而对于本领域技术人员而言，详细描述这些相关操作并不是必要的，他们根据说明书中的描述以及本领域的一般技术知识即可完整了解相关操作。
75.另外，说明书中所描述的特点、操作或者特征可以以任意适当的方式结合形成各种实施方式。同时，方法描述中的各步骤或者动作也可以按照本领域技术人员所能显而易见的方式进行顺序调换或调整。因此，说明书和附图中的各种顺序只是为了清楚描述某一个实施例，并不意味着是必须的顺序，除非另有说明其中某个顺序是必须遵循的。
76.本文中为部件所编序号本身，例如“第一”、“第二”等，仅用于区分所描述的对象，不具有任何顺序或技术含义。而本技术所说“连接”、“联接”，如无特别说明，均包括直接和间接连接(联接)。
77.如图1所示，本发明提供的超声成像设备可以包括：超声探头20、发射/接收电路30(即发射电路310和接收电路320)、波束合成模块40、iq解调模块50、存储器60、处理器70和人机交互装置。处理器70可以包括控制模块710和图像处理模块720。
78.超声探头20包括由阵列式排布的多个阵元组成的换能器(图中未示出)，多个阵元排列成一排构成线阵，或排布成二维矩阵构成面阵，多个阵元也可以构成凸阵列。阵元用于根据激励电信号发射超声波束，或将接收的超声波束变换为电信号。因此每个阵元可用于实现电脉冲信号和超声波束的相互转换，从而实现向人体组织的目标区域(例如本实施例中的包含病灶，例如肿瘤的目标组织)发射超声波、也可用于接收经组织反射回的超声波的回波。在进行超声检测时，可通过发射电路310和接收电路320控制哪些阵元用于发射超声波束，哪些阵元用于接收超声波束，或者控制阵元分时隙用于发射超声波束或接收超声波束的回波。参与超声波发射的阵元可以同时被电信号激励，从而同时发射超声波；或者参与超声波发射的阵元也可以被具有一定时间间隔的若干电信号激励，从而持续发射具有一定时间间隔的超声波。
79.本实施例中，用户通过移动超声探头20选择合适的位置和角度向包含病灶的目标
组织10发射超声波并接收由包含病灶的目标组织10返回的超声波的回波，获得并输出该回波的电信号，回波的电信号是按以接收阵元为通道所形成的通道模拟电信号，其携带有幅度信息、频率信息和时间信息。
80.发射电路310用于根据处理器70的控制模块710的控制产生发射序列，发射序列用于控制多个阵元中的部分或者全部向生物组织发射超声波，发射序列参数包括发射用的阵元位置、阵元数量和超声波束发射参数(例如幅度、频率、发射次数、发射间隔、发射角度、波型、聚焦位置等)。某些情况下，发射电路310还用于对发射的波束进行相位延迟，使不同的发射阵元按照不同的时间发射超声波，以便各发射超声波束能够在预定的感兴趣区域聚焦。不同的工作模式，例如b图像模式、c图像模式和d图像模式(多普勒模式)，发射序列参数可能不同，回波信号经接收电路320接收并经后续的模块和相应算法处理后，可生成反映组织解剖结构的b图像、反映组织解剖结构和血流信息的c图像以及反映多普勒频谱图像的d图像。
81.接收电路320用于从超声探头20接收超声回波的电信号，并对超声回波的电信号进行处理。接收电路320可以包括一个或多个放大器、模数转换器(adc)等。放大器用于在适当增益补偿之后放大所接收到的超声回波的电信号，模数转换器用于对模拟回波信号按预定的时间间隔进行采样，从而转换成数字化的信号，数字化后的回波信号依然保留有幅度信息、频率信息和相位信息。接收电路320输出的数据可输出给波束合成模块40进行处理，或者，输出给存储器60进行存储。
82.波束合成模块40和接收电路320信号相连，用于对接收电路320输出的信号进行相应的延时和加权求和等波束合成处理，由于被测组织中的超声波接收点到接收阵元的距离不同，因此，不同接收阵元输出的同一接收点的通道数据具有延时差异，需要进行延时处理，将相位对齐，并将同一接收点的不同通道数据进行加权求和，得到波束合成后的超声图像数据，波束合成模块40输出的超声图像数据也称为射频数据(rf数据)。波束合成模块40将射频数据输出至iq解调模块50。在有的实施例中，波束合成模块40也可以将射频数据输出至存储器60进行缓存或保存，或将射频数据直接输出至处理器70的图像处理模块720进行图像处理。
83.波束合成模块40可以采用硬件、固件或软件的方式执行上述功能，例如，波束合成模块40可以包括能够根据特定逻辑指令处理输入数据的中央控制器电路(cpu)、一个或多个微处理芯片或其他任何电子部件，当波束合成模块40采用软件方式实现时，其可以执行存储在有形和非暂态计算机可读介质(例如，存储器60)上的指令，以使用任何适当波束合成方法进行波束合成计算。
84.iq解调模块50通过iq解调去除信号载波，提取信号中包含的组织结构信息，并进行滤波去除噪声，此时获取的信号称为基带信号(iq数据对)。iq解调模块50将iq数据对输出至处理器70的图像处理模块720进行图像处理。在有的实施例中，iq解调模块50还将iq数据对输出至存储器60进行缓存或保存，以便图像处理模块720从存储器60中读出数据进行后续的图像处理。
85.处理器70用于配置成能够根据特定逻辑指令处理输入数据的中央控制器电路(cpu)、一个或多个微处理器、图形控制器电路(gpu)或其他任何电子部件，其可以根据输入的指令或预定的指令对外围电子部件执行控制，或对存储器60执行数据读取和/或保存，也
可以通过执行存储器60中的程序对输入数据进行处理，例如根据一个或多个工作模式对采集的超声数据执行一个或多个处理操作，处理操作包括但不限于调整或限定超声探头20发出的超声波的形式，生成各种图像帧以供后续人机交互装置的显示器80进行显示，或者调整或限定在显示器80上显示的内容和形式，或者调整在显示器80上显示的一个或多个图像显示设置(例如超声图像、界面组件、定位感兴趣区域)。
86.图像处理模块720用于对波束合成模块40输出的数据或iq解调模块50输出的数据进行处理，以生成扫描范围内的信号强弱变化的灰度图像，该灰度图像反映组织内部的解剖结构，称为b图像。图像处理模块720可以将b图像输出至人机交互装置的显示器80进行显示。
87.人机交互装置用于进行人机交互，即接收用户的输入和输出可视化信息；其接收用户的输入可采用键盘、操作按钮、鼠标、轨迹球等，也可以采用与显示器集成在一起的触控屏；其输出可视化信息采用显示器80。
88.存储器60可以是有形且非暂态的计算机可读介质，例如可为闪存卡、固态存储器、硬盘等，用于存储数据或者程序，例如，存储器60可以用于存储所采集的超声数据或处理器70所生成的暂不立即显示的图像帧，或者存储器60可以存储图形用户界面、一个或多个默认图像显示设置、用于处理器、波束合成模块或iq解码模块的编程指令。
89.需要说明的是，图1所示的结构仅为示意，还可以包括比图1中所示更多或者更少的组件，或者具有与图1所示不同的配置。图1中所示的各组件可以采用硬件和/或软件实现。图1所示的超声成像设备可以用于执行本发明任一实施例所提供的消融模拟方法。
90.请参考图2，本发明一实施例提供的消融模拟方法可以包括：
91.s201、通过超声探头向包含病灶的目标组织发射超声波，并根据接收到的超声回波数据生成目标组织的超声图像。
92.无论是在术前规划阶段还是在手术阶段，当采用超声进行消融模拟时，首先需要获取目标组织的超声图像。本实施例中的目标组织为包含待消融病灶如肿瘤的组织。具体地，可以通过移动超声成像设备的超声探头在适当的位置，以恰当的角度向目标组织发射超声波，并接收目标组织返回的超声回波生成超声回波数据，然后根据超声回波数据生成目标组织的超声图像。
93.s202、获取目标组织的三维图像数据。
94.本实施例中既可以从存储设备中获取预先存储的目标组织的三维图像数据，也可以通过采集设备直接采集目标组织的三维图像数据。本实施例中目标组织的三维图像数据可以是电子计算机断层扫描(computed tomography，ct)数据、磁共振成像(magnetic resonance imaging，mri)数据和三维超声(three-dimensional ultrasound，3d-us)数据中的任意一种或者多种。例如可以获取目标组织的ct数据用于进行消融模拟，或者还可以获取目标组织的ct数据和mri数据用于进行消融模拟。
95.一种可选的实施方式中，还可以采用3d重建技术对目标组织的二维图像数据进行3d重建以获取目标组织的三维图像数据。具体地，可以通过对超声探头所采集的目标组织的二维超声图像进行三维重建，以获取目标组织的三维超声图像数据。例如可以通过现场freehand对目标组织扫描一段带有定位信息的超声电影进行3d重建，以获取目标组织的3d-us数据。
96.需要说明的是，本实施例中并不限定s201和s202的执行顺序。也可以先获取目标组织的三维图像数据，再获取目标组织的二维超声图像。
97.s203、确定超声图像所在的超声图像空间与三维图像数据所在的三维图像空间之间的空间变换矩阵。
98.超声图像位于超声图像空间，三维图像数据位于三维图像空间，虽然它们位于不同的图像空间，但是可以通过空间变换矩阵将其转换至相同的空间。根据实际变换需要，空间变换矩阵可以是能够将超声图像空间中的数据转换至三维图像空间中的数据的矩阵，也可以是能够将三维图像空间中的数据转换至超声图像空间中的数据的矩阵。
99.s204、根据空间变换矩阵在目标空间中确定模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，目标空间为超声图像空间或者三维图像空间。
100.在采用超声成像设备进行消融模拟时，可以在超声探头上安装穿刺架，用于固定消融针。可以根据安装在超声探头上的定位传感器所提供的信息，获取模拟消融针在超声图像空间中的位置信息。可选的，还可以根据安装在消融针尾部的定位传感器所提供的信息，获取模拟消融针在超声图像空间中的位置信息。医生通常会在目标组织的三维图像数据中对病灶的位置进行标记，可以根据医生的标记获取模拟病灶在三维图像空间中的位置信息。本实施例中模拟消融针的位置信息可以为模拟消融针热源中心的位置信息，模拟病灶的位置信息可以为模拟病灶的中心的位置信息。
101.为了便于对插针位置进行定量化评价，需要在同一目标空间中确定模拟消融针和模拟病灶的位置信息，本实施例中的目标空间可以为超声图像空间，也可以为三维图像空间。当目标空间为超声图像空间时，可以根据空间变换矩阵将模拟病灶在三维图像空间中的位置信息转换为模拟病灶在超声图像空间中的位置信息；当目标空间为三维图像空间时，可以根据空间变换矩阵将模拟消融针在超声图像空间中的位置信息转换为模拟消融针在三维图像空间中的位置信息。通过空间变换矩阵进行转换，便可以得到目标空间中模拟消融针和模拟病灶的位置信息。
102.针对小肿瘤采用单针进行消融时，确定的是单个模拟消融针的热源中心的位置信息；针对大肿瘤采用多针进行消融时，确定的是多个模拟消融针的中心位置或者消融中心的位置信息。具体的，若模拟消融针为多个且类型相同时，确定模拟消融针的位置信息包括：确定多个模拟消融针的中心位置的位置信息；若模拟消融针为多个且类型不完全相同时，确定模拟消融针的位置信息包括：根据各个模拟消融针的模拟消融范围确定多个模拟消融针的消融中心，确定多个模拟消融针的消融中心的位置信息。需要说明的是，上述肿瘤大小的划分可以参考临床实际需求，本实施例对此不作限制。对于目标空间为三维图像空间的情况，可以先分别获取多个模拟消融针在超声图像空间中的位置信息，然后确定多个模拟消融针的中心位置或者消融中心在超声图像空间中的位置信息，最后通过空间变换矩阵的一次转换得到多个模拟消融针的中心位置或者消融中心在三维图像空间的位置信息；也可以在分别获取多个模拟消融针在超声图像空间中的位置信息之后，便通过空间变换矩阵的多次转换分别得到多个模拟消融针在三维图像空间的位置信息，最后根据多个模拟消融针在三维图像空间的位置信息确定多个模拟消融针的中心位置或者消融中心的位置信息。
103.以插入两个消融针为例，假设两个模拟消融针的位置坐标分别为p1和p2，若两个消
融针的类型相同，则可以将两个模拟消融针的中心位置(p1 p2)/2确定为模拟消融针的位置信息；若两个消融针的类型不相同时，需要先确定两个模拟消融针的消融中心，消融中心到各个模拟消融针的距离与各个模拟消融针的模拟消融范围的大小负相关。假设p1和p2之间的距离为20mm，p1处模拟消融针的模拟消融范围为半径为4mm的球形，p2处模拟消融针的模拟消融范围为半径为1mm的球形，则消融中心可以为p1和p2连线上距离p2为16mm处的位置点。
104.s205、根据模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，实时计算并显示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置。
105.当在同一个空间中确定了模拟消融针和模拟病灶的位置信息之后，便可以根据位置信息确定模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置。本实施例中的相对位置可以通过多种方式表现，无论相对位置以何种方式进行展示，通过相对位置均可以实现对插入消融针位置的定量化评价，通过显示该相对位置可以直观地引导医生进行插针。
106.一种可选的实施方式中，可以实时计算并显示模拟消融针与模拟病灶之间的距离，距离可以采用欧式距离。如图3a和图3b所示。图3a针对单针消融的场景，在目标空间(303)中，分别显示模拟肿瘤(301)与单个模拟消融针(302)，并以文本框(304)的方式显示“模拟消融针与模拟病灶之间的距离：10mm”，该距离可以是模拟消融针的热源中心与模拟病灶中心之间的距离；图3b针对双针消融的场景，在目标空间(303)中，分别显示模拟肿瘤(301)与两个模拟消融针(305)，并以文本框(304)的方式显示“模拟消融针与模拟病灶之间的距离：5mm”，该距离可以是两个模拟消融针的中心与模拟病灶中心之间的距离。通过该距离可以实现对插入消融针位置的定量化评价，医生可以以减小该距离为目标来对插入消融针的位置进行调整，因此通过显示该距离可以直观地引导医生进行插针。
107.另一种可选的实施方式中，还可以通过角度来表示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置。以图3a所示的单针消融场景为例，可以计算模拟消融针针杆所在直线与过模拟病灶中心点且与患者体位平行的直线之间的角度；以图3b所示的双针消融场景为例，可以计算过两个模拟消融针热源中心的直线与过模拟病灶中心点且与患者体位平行的直线之间的角度。通过该角度可以实现对插入消融针位置的定量化评价，医生可以以减小该角度为目标来对插入消融针的位置进行调整，因此通过显示该角度可以直观地引导医生进行插针。可选的，还可以将该角度与距离进行结合来表示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置。
108.又一种可选的实施方式中，还可以以模拟病灶的中心作为坐标原点，在目标空间中建立三维笛卡尔坐标系，然后根据模拟消融针和模拟病灶在目标空间中的位置信息，确定模拟消融针在所建立的三维笛卡尔坐标系中的位置坐标，以该位置坐标来表示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置。
109.为了更加直观地对医生插针进行引导，除了在显示界面上显示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置之外，还可以确定模拟消融针在当前位置处相较于上一位置处与模拟病灶之间的相对位置的变化趋势。例如可以确定模拟消融针在当前位置处与模拟病灶之间的距离相较于模拟消融针在上一位置处与模拟病灶之间的距离是增大了还是减小了，并将该变化趋势在显示界面上进行显示。可以通过文字、图标、颜色等方式来显示变化趋势。例如可以直接显示“增大”或者“减小”来指示变化趋势；可以采用红色图标用于警示距离增大
了，采用绿色图标用于指示距离减小了。当医生看到用于指示距离增大的指示信息之后，便可以获知当前调整方向背离消融目标，需要重新调整；当医生看到用于指示距离减小的指示信息之后，便可以获知当前调整方向正确，可以继续进行调整。通过在显示界面上显示相对位置的变化趋势，可以更加直观地引导医生进行插针。
110.本实施例提供的消融模拟方法，通过生成目标组织的超声图像并获取目标组织的三维图像数据，然后确定超声图像所在的超声图像空间与三维图像数据所在的三维图像空间之间的空间变换矩阵，并根据空间变换矩阵在同一目标空间中确定模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，最后根据模拟消融针的位置信息和模拟病灶的位置信息，实时计算并显示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置，不仅实现了对插针位置的定量化评价，而且可以直观地引导医生进行插针。
111.为了对消融针的插针位置进行定量化评价，需要在相同空间中计算模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置，那么用于进行空间转换的空间变换矩阵就显得尤为重要了。请参考图4，在上述实施例的基础上，本实施例提供的消融模拟方法中，确定超声图像所在的超声图像空间与三维图像数据所在的三维图像空间之间的空间变换矩阵，可以包括：
112.s2031、获取超声图像空间到位置传感器空间的第一变换矩阵。
113.位置传感器通常可以固定在超声探头上，随着超声探头的移动不断提供位置信息。本实施例中的第一变换矩阵是超声图像空间到位置传感器空间的变换矩阵，可以记为a。当位置传感器固定在超声探头上不动且超声探头的型号不变时，a固定不变，可以通过标定的方法获取。
114.s2032、获取位置传感器空间到世界坐标空间的第二变换矩阵。
115.本实施例中的第二变换矩阵是位置传感器空间到世界坐标空间的变换矩阵，可以记为r
probe
。r
probe
可以由磁定位控制器直接读取。随着超声探头的移动，r
probe
将不断变化。
116.s2033、确定世界坐标空间到三维图像空间的第三变换矩阵。
117.本实施例中的第三变换矩阵是世界坐标空间到三维图像空间的变换矩阵，可以记为p。p可以通过目标组织的超声图像与目标组织的三维图像数据之间的配准结果进行确定。
118.一种可选的实施方式中，可以基于体外标志物或者基于图像信息对目标组织的超声图像和目标组织的三维图像数据进行配准，得到配准矩阵m，然后再根据配准矩阵确定第三变换矩阵p。
119.s2034、根据第一变换矩阵、第二变换矩阵和第三变换矩阵确定空间变换矩阵。
120.在得到第一变换矩阵a、第二变换矩阵r
probe
和第三变换矩阵p之后，便可以根据a、r
probe
和p确定空间变换矩阵。当目标空间为三维图像空间时，空间变换矩阵t可以表示为：t＝p
·rprobe
·
a；当目标空间为超声图像空间时，空间变换矩阵t可以表示为：t＝(p
·rprobe
·
a)-1
。
121.本实施例中通过依次获取超声图像空间到位置传感器空间的第一变换矩阵、位置传感器空间到世界坐标空间的第二变换矩阵和世界坐标空间到三维图像空间的第三变换矩阵，然后根据第一变换矩阵、第二变换矩阵和第三变换矩阵确定空间变换矩阵。通过空间变换矩阵，便可以实现位置信息在超声图像空间与三维图像空间之间的相互转换，从而得到在相同的目标空间中的位置信息。
122.下面将分别针对目标空间为超声图像空间的情况和目标空间为三维图像空间的情况，详细阐述如何根据空间变换矩阵在目标空间中确定模拟消融针的位置信息和模拟病灶中心的位置信息。一种实施例中，根据空间变换矩阵在目标空间中确定模拟消融针的位置信息和模拟病灶中心的位置信息，可以包括：
123.获取模拟消融针的插针角度和插针深度；
124.根据插针角度和插针深度确定模拟消融针在超声图像空间中的位置信息；
125.获取模拟病灶中心在三维图像空间中的位置信息；
126.当目标空间为超声图像空间时，根据空间变换矩阵将模拟病灶中心在三维图像空间中的位置信息转换为模拟病灶中心在超声图像空间中的位置信息，
127.或者，
128.当目标空间为三维图像空间时，根据空间变换矩阵将模拟消融针在超声图像空间中的位置信息转换为模拟消融针在三维图像空间中的位置信息。
129.不同类型消融针的消融参数往往不同，例如有的消融针其能量辐射范围为球形，有的则为椭球形；有的消融针其热源位置在针尖处，有的则在距离针尖d
hot
位置处。因此在使用时，需要根据实际使用的消融针型号设置相应的消融参数。如对于能量辐射范围为球形的消融针，需要设置半径、针尖距离、插针深度等；对于能量辐射范围为椭球形的消融针，需要设置长径、短径、针尖距离、插针深度等。可以基于设置的插针深度得到模拟消融针的插针深度d。当基于穿刺架进行消融时需要先设定穿刺架角度，可以根据设定的穿刺架角度得到模拟消融针的插针角度β。获得模拟消融针的插针角度β和插针深度d之后，便可以根据β和d确定模拟消融针在当前超声扇面中即在超声图像空间中的位置信息p
us_probe
(x
us_probe
，y
us_probe
)，其中x
us_probe
＝d
·
sinβ，y
us_probe
＝d
·
cosβ。当d
hot
》0时，x
us_probe
＝(d-d
hot
)
·
sinβ，y
us_probe
＝(d-d
hot
)
·
cosβ。医生通常会在目标组织的三维图像数据中对病灶的位置进行标记，可以根据医生的标记获取模拟病灶中心在三维图像空间中的位置信息p
sec_tumor
。
130.当目标空间为超声图像空间时，可以根据空间变换矩阵t将模拟病灶中心在三维图像空间中的位置信息p
sec_tumor
转换为模拟病灶中心在超声图像空间中的位置信息p
us_tumor
(p
us_tumor
＝t
·
p
sec_tumor
)。于是便得到了超声图像空间中模拟消融针的位置信息p
us_probe
和模拟病灶的位置信息p
us_tumor
，可以通过模拟消融针与模拟病灶之间的距离d
dist
＝|p
us_tumor-p
us_probe
|来表示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置，以实现对插针位置的定量化评价。在不考虑肿瘤周围是否有危险组织的情况下，d
dist
越小则表示插针位置越佳。
131.当目标空间为三维图像空间时，可以根据空间变换矩阵t将模拟消融针在超声图像空间中的位置信息p
us_probe
转换为模拟消融针在三维图像空间中的位置信息p
sec_probe
(p
sec_probe
＝t
·
p
us_probe
)。于是便得到了三维图像空间中模拟消融针的位置信息p
sec_probe
和模拟病灶的位置信息p
sec_tumor
，可以通过模拟消融针与模拟病灶之间的距离d
dist
＝|p
sec_tumor-p
sec_probe
|来表示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置，以实现对插针位置的定量化评价。在不考虑肿瘤周围是否有危险组织的情况下，d
dist
越小则表示插针位置越佳。
132.请参考图5，为了更加直观地引导医生在消融过程中进行插针，在上述任一实施例的基础上，本实施例提供的消融模拟方法还可以包括：
133.s501、对超声图像和三维图像数据进行融合显示。
134.s502、在融合显示的三维图像中对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示。
135.可以利用图像信息和定位信息将目标组织的超声图像和三维图像数据进行配准融合，并将融合结果在显示界面上进行显示。通过对超声图像和三维图像数据进行融合显示，可以直观地查看目标组织当前的超声扇面图像在三维图像数据中的相对位置。在融合显示的三维图像中可以实现模拟消融针和模拟病灶在同一空间坐标系下的三维可视化显示。当超声探头移动时，随着位置传感器的坐标变化，当前超声扇面与三维图像数据的相对位置也发生变化。
136.一种可选的实施方式中，对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示，可以通过一个窗口从目标角度对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示，目标角度是根据用户输入的操作信息进行确定和/或调整的。也就是说可以通过显示界面上的一个显示窗口从任意角度查看模拟消融针和模拟病灶之间的相对位置，便于全面了解模拟消融针和模拟病灶之间的位置关系，从而可以更好地引导插针过程。例如可以采用预设角速度对模拟消融针和模拟病灶进行旋转显示，实现360度无死角展示；也可以从用户指定角度对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示。
137.另一种可选的实施方式中，对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示，可以通过多个窗口从不同的角度对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示，每个窗口中所显示的角度是预置的或根据用户输入的操作信息进行确定和/或调整的。也就是说每个窗口均可以从任意角度对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示。通过多个窗口从多个不同的角度展示模拟消融针和模拟病灶之间的相对位置，便于进行对比也便于快速全面地了解模拟消融针和模拟病灶之间的位置关系，从而可以更好地引导插针过程。
138.对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示可以参考以下方式实现：
139.在三维图像中标记病灶，如对肿瘤进行标记，并对标记的病灶进行绘制，实现病灶三维可视化。三维可视化是将一系列原始二维图像中的目标结构基于绘制方法，重建出目标结构的三维模型立体图像。绘制方法可以分为面绘制与体绘制。
140.面绘制是采用分割技术对一系列二维图像进行轮廓识别、提取等操作，最终还原出被检测物体的三维模型，并以表面的方式显示出来。病灶绘制的前提是将体数据中的病灶分割出来，病灶的准确分割是后续制定治疗计划，计算机辅助手术和插针结果验证等阶段的重要前提。病灶分割方式有很多，如手动分割、半自动分割和自动分割等。病灶分割算法也有很多，如传统算法中的水平集分割、图割、区域生长等；深度学习方法中的fcn、u-net、v-net等。
141.在将病灶准确分割出来后，就可以基于分割边界进行面绘制。移动立方体(marching cube，mc)算法是面绘制算法中的经典算法，也被称为“等值面提取”。本质是将一系列两维的切片数据看作是一个三维的数据场，从中将具有某种域值的物质抽取出来，以某种拓扑形式连接成三角面片。mc算法的基本思想是逐个处理体数据场中的各个体元，并根据体元各个顶点的值来决定该体元内部等值面的构造形式。算法实现过程中，体元内等值面构造要经过以下两个主要计算：1、体元中三角面片逼近等值面的计算；2、三角面片各顶点法向量的计算。
142.请参考图6所示，计算了顶点能量数值后，将顶点能量数值与设定的能量阈值大小进行比较，若顶点能量数值小于能量阈值说明该点为外部点(outside)，设定为1；若顶点能量数值大于能量阈值，说明该点为内部点(inside)，设定为0。由立方体(cube)的8个顶点的
状态可以得到一个0-255之间的索引值，cube具有旋转(rotation)对称性，旋转不影响等值面的拓扑结构。请参考图7所示，可以采用15种基本立方体(basic cube)来覆盖所有256种可能的情况。根据这15种basic cube，可以造出一个查找表。表的长度为256，记录了所有情况下等值面连接方式。由此索引值去查询一个长度为256的查找表，得到等值面三角片三个顶点所在的边号。得到边号以后，在此条边上进行线性插值运算得到三角片顶点的坐标。
143.体绘制是一种直接由三维数据场产生屏幕上二维图像的技术。数字图像对应的是描述数据元素的颜色和光强的二维阵列，这些元素称为像素。同理，一个三维数据场可以用一个具有相应值的三维阵列来描述，这些值称为体素。类似于数字图像的二维光栅，可以把体数据场看为一个三维光栅。一个典型的三维数据场是医学图像三维数据场，由计算机断层成像(ct)或核磁共振(mri)扫描获得一系列的医学图像切片数据，把这些切片数据按照位置和角度信息进行规则化处理，然后就形成一个三维空间中由均匀网格组成的规则的数据场，网格上的每个节点为一个体素，描述了对象的密度等属性信息。体绘制技术最大的优点是可以探索物体的内部结构，可以描述非常定形的物体，如肌肉等，而面绘制在这些方面比较弱，但是绘制速度稍慢。为了提高绘制速度，可以采用面绘制的方法，即首先从三维数据中重建出三维目标结构表面，即根据分割结果和轮廓线进行物体表面的重建，然后再利用合理的光照模型以及纹理映射方法产生具有真实感的三维实体。
144.请参考图8，为了更加全面地对插针位置进行定量化评价，以便更加准确地引导医生进行插针，本实施例提供的消融模拟方法，在上述任一实施例的基础上，还可以包括：
145.s801、确定模拟消融针的模拟消融范围。
146.不同类型的消融针其消融范围往往不同，例如有的消融针其消融范围为半径为10mm的球形，有的消融针其消融范围是长径为20mm，短径为15mm的椭球形，因此为了确定模拟病灶被模拟消融范围覆盖的比例，首先需要确定模拟消融针的模拟消融范围。
147.可以通过获取模拟消融针的消融参数，然后根据消融参数确定模拟消融针的模拟消融范围。其中，消融参数可以包括能量辐射范围和热源位置，能量辐射范围可以用于指示消融范围的形状和大小，热源位置可以用于指示热源中心到针尖的距离。具体的，可以根据模拟消融针的类型以及预设的类型与消融参数之间的映射关系，来获取模拟消融针的消融参数。
148.s802、根据模拟消融针的位置信息和模拟消融范围以及模拟病灶的位置信息和大小，实时计算并显示模拟病灶被模拟消融范围覆盖的比例。
149.在确定了模拟消融针的模拟消融范围之后，便可以根据模拟消融针的位置信息和模拟消融范围在目标空间中确定模拟消融范围对应的三维体数据。根据模拟病灶的位置信息和大小可以在目标空间中确定模拟病灶对应的三维体数据。最后可以根据模拟消融范围对应的三维体数据和模拟病灶对应的三维体数据，来计算模拟病灶被模拟消融范围覆盖的比例，并在显示界面上显示该比例供用户查看。
150.可选的，当在融合显示的三维图像中对模拟消融针和模拟病灶进行三维可视化显示时，还可以在融合显示的三维图像中对模拟消融针的模拟消融范围进行三维可视化显示，使得用户可以直观地查看模拟消融针的模拟消融范围。
151.本实施例提供的消融模拟方法，在实时计算并显示模拟消融针与模拟病灶之间的相对位置的基础上，进一步地对模拟病灶被模拟消融范围覆盖的比例实时计算并显示，通
过相对位置和覆盖比例可以更加全面地实现对插针位置的定量化评价，可以更加直观地引导医生朝着增大覆盖比例并且使模拟消融针靠近模拟病灶的方向调整插针位置，便于寻找到更加恰当的插针位置。
152.当肿瘤较小时，使用单针进行消融即可，此时模拟消融针的模拟消融范围可以根据消融参数准确地获取。当肿瘤较大时，则需要使用多针进行消融，此时由于针间组织的热传导，多个模拟消融针的模拟消融范围不再是各个模拟消融针的模拟消融范围的简单叠加。准确地确定多个模拟消融针的模拟消融范围是获得准确的覆盖比例的前提。下面将针对多个模拟消融针的场景下，如何确定模拟消融范围进行详细阐述。
153.一种可选的实施方式中，若模拟消融针为多个时，根据消融参数确定模拟消融针的模拟消融范围，可以包括：
154.根据每个模拟消融针对应的消融参数，确定每个模拟消融针对应的模拟能量分布，得到多个模拟消融针对应的多个模拟能量分布；
155.基于多个模拟能量分布，确定多个模拟消融针对应的联合模拟能量分布范围内的组合能量值；
156.从联合模拟能量分布范围中确定组合能量值大于第一能量阈值的能量分布区域；
157.根据组合能量值大于第一能量阈值的能量分布区域确定多个模拟消融针对应的模拟消融范围。
158.其中，根据每个模拟消融针对应的消融参数，确定每个模拟消融针对应的模拟能量分布，可以包括：
159.根据每个模拟消融针的能量辐射范围和每一个模拟消融针的热源位置，确定能量辐射范围内的三维坐标点；
160.计算三维坐标点的能量值并从中确定出能量值大于第二能量阈值的目标三维坐标点；
161.将目标三维坐标点确定为每个模拟消融针的模拟消融范围；
162.根据每个模拟消融针的模拟消融范围和目标三维坐标点的能量值，确定每个模拟消融针对应的模拟能量分布。
163.首先需要计算单个模拟消融针的模拟消融范围的能量分布。假如用户设定的模拟消融范围形状为椭球，则基于模拟消融椭球的长、短径计算能得到此消融范围的消融针的能量分布。公式为：
[0164][0165]
公式中的x、y和z为三维空间内的坐标点，x1、y1和z1为能量中心，即热源位置，a1、b1和c1为模拟消融椭球的能量辐射范围。对该公式进行变换得到：
[0166]
(x-x1)2·
b12·
c12 (y-y1)2·
a12·
c12 (z-z1)2·
a12·
b12≤a12·
b12·
c12[0167]
设定设定
[0168]
如果说明该点在辐射范围内，接着计算该点能量
[0169]
[0170]
通过该公式可以算出，当坐标点处于椭球中心时，能量最大为1，当该点位于椭球的边缘时，能量值最小为0，通过对每一个点的坐标值的energyl与能量阈值energythre进行比较，如果：energy1＞energythre，则说明该点的能量满足消融条件，可以包含在消融范围内。energythre可以通过用户设定的消融范围得到，即在当前能量辐射下，能达到用户设定的消融范围的能量阈值。
[0171]
计算多个消融针之间的能量叠加。基于上述系统可以得到单个消融针的能量分布，假如有两个消融针，计算消融针1的能量分布：
[0172][0173]
消融针2的能量分布：
[0174][0175]
计算在两针辐射范围内的坐标点在消融针1与消融针2辐射下的能量和，即：
[0176]
energy＝energy1 energy2
[0177]
基于固定的能量阈值便可以得到两针联合进行消融时的模拟消融范围。还可以将该消融范围基于面绘制的方法进行绘制，便可以实现消融范围的三维可视化。
[0178]
在对病灶进行消融时，病灶的周围可能存在危险组织。以对肝脏中的肿瘤进行消融为例，消融时可能遇到的危险组织包括肿瘤周围的大血管、胆囊、肾脏和心脏等。若在消融时，触及危险组织可能会引发难以预估的风险。因此，在进行消融时，不仅要使消融针尽可能的靠近病灶的中心，还要使消融针的消融范围尽可能的远离危险组织。为了提高消融的安全性，本实施例提供的消融模拟方法，在上述任一实施例的基础上，还可以包括：确定并在显示界面上显示模拟消融范围的边界与危险组织的边界之间的距离。
[0179]
在考虑危险组织的情况下进行消融模拟时，由于对危险组织任何部位的损伤都会导致严重的后果，因此不应该以危险组织的中心与模拟消融范围的距离作为评价标准，而应以模拟消融范围的边界与危险组织的边界之间的距离作为评价标准，并且两者之间的距离越大越好。
[0180]
将模拟消融范围的边界位置记为t
sec_probe
，将危险组织的边界位置记为t
sec_danger
，可以采用如下表达式对模拟消融范围的边界与危险组织的边界之间的距离d进行定量化评价：
[0181][0182]
其中，t
sec_danger
与t
sec_probe
是否相交是通过模拟消融范围的坐标与危险组织的坐标是否有重合来确定的。若有重合，则t
sec_danger
与t
sec_probe
相交，模拟消融针的消融范围将会损伤危险组织；反之，则t
sec_danger
与t
sec_probe
不相交。
[0183]
在上述表达式中，当危险组织与模拟消融范围不相交时，两者距离越远，则最后d的数值越接近于0，说明评价较高；当危险组织与模拟消融范围相交时，则d的数值为负数，表示已经触碰到了危险组织，比较危险。
[0184]
当模拟消融范围与危险组织相交时，会损伤危险组织，比较危险，此时可以通过输
出警示信息来及时提示用户触及了危险组织，以便用户及时调整模拟消融针的插针位置，确保安全性。
[0185]
本文参照了各种示范实施例进行说明。然而，本领域的技术人员将认识到，在不脱离本文范围的情况下，可以对示范性实施例做出改变和修正。例如，各种操作步骤以及用于执行操作步骤的组件，可以根据特定的应用或考虑与系统的操作相关联的任何数量的成本函数以不同的方式实现(例如一个或多个步骤可以被删除、修改或结合到其他步骤中)。
[0186]
另外，如本领域技术人员所理解的，本文的原理可以反映在计算机可读存储介质上的计算机程序产品中，该可读存储介质预装有计算机可读程序代码。任何有形的、非暂时性的计算机可读存储介质皆可被使用，包括磁存储设备(硬盘、软盘等)、光学存储设备(cd-rom、dvd、blu ray盘等)、闪存和/或诸如此类。这些计算机程序指令可被加载到通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理设备上以形成机器，使得这些在计算机上或其他可编程数据处理装置上执行的指令可以生成实现指定的功能的装置。这些计算机程序指令也可以存储在计算机可读存储器中，该计算机可读存储器可以指示计算机或其他可编程数据处理设备以特定的方式运行，这样存储在计算机可读存储器中的指令就可以形成一件制造品，包括实现指定功能的实现装置。计算机程序指令也可以加载到计算机或其他可编程数据处理设备上，从而在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生一个计算机实现的进程，使得在计算机或其他可编程设备上执行的指令可以提供用于实现指定功能的步骤。
[0187]
虽然在各种实施例中已经示出了本文的原理，但是许多特别适用于特定环境和操作要求的结构、布置、比例、元件、材料和部件的修改可以在不脱离本披露的原则和范围内使用。以上修改和其他改变或修正将被包含在本文的范围之内。
[0188]
前述具体说明已参照各种实施例进行了描述。然而，本领域技术人员将认识到，可以在不脱离本披露的范围的情况下进行各种修正和改变。因此，对于本披露的考虑将是说明性的而非限制性的意义上的，并且所有这些修改都将被包含在其范围内。同样，有关于各种实施例的优点、其他优点和问题的解决方案已如上所述。然而，益处、优点、问题的解决方案以及任何能产生这些的要素，或使其变得更明确的解决方案都不应被解释为关键的、必需的或必要的。本文中所用的术语“包括”和其任何其他变体，皆属于非排他性包含，这样包括要素列表的过程、方法、文章或设备不仅包括这些要素，还包括未明确列出的或不属于该过程、方法、系统、文章或设备的其他要素。此外，本文中所使用的术语“耦合”和其任何其他变体都是指物理连接、电连接、磁连接、光连接、通信连接、功能连接和/或任何其他连接。
[0189]
以上应用了具体个例对本发明进行阐述，只是用于帮助理解本发明，并不用以限制本发明。对于本发明所属技术领域的技术人员，依据本发明的思想，还可以做出若干简单推演、变形或替换。