鄭小威 雷 隆 趙保亮 李世博 武雨琦 王祥衛(wèi) 何玉成 胡 穎

1(中國(guó)科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院 深圳 518055)

2(中國(guó)科學(xué)院大學(xué) 北京 100039)

3(深圳大學(xué)總醫(yī)院 深圳 518055)

4(香港中文大學(xué) 香港 999077)

1 引 言

近年來，醫(yī)學(xué)影像引導(dǎo)的經(jīng)皮腎穿刺手術(shù)因其創(chuàng)傷性小、并發(fā)癥少、保留腎功能等優(yōu)點(diǎn)，已經(jīng)成為了經(jīng)皮腎鏡取石術(shù)[1]中建立手術(shù)通道的重要手段。清晰、實(shí)時(shí)的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)可以提高術(shù)中穿刺精度，減少重復(fù)穿刺次數(shù)[2]。目前用于穿刺手術(shù)導(dǎo)航的醫(yī)學(xué)影像技術(shù)主要有電子計(jì)算機(jī)斷層掃描(CT)成像以及超聲成像。由于呼吸、組織變形以及穿刺手術(shù)過程中的不確定因素，基于術(shù)前高分辨率 CT 影像的穿刺規(guī)劃難以在術(shù)中準(zhǔn)確執(zhí)行[3]。而超聲圖像由于實(shí)時(shí)性強(qiáng)，檢查成本低等優(yōu)點(diǎn)成為了術(shù)中常用的影像引導(dǎo)手段，但較低的空間分辨率以及狹小的視野限制了其在靶點(diǎn)定位中的作用[4]。

為了突破傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的局限，研究人員提出了術(shù)中超聲-術(shù)前 CT 圖像配準(zhǔn)融合的方法，結(jié)合 CT 圖像高空間分辨率以及超聲圖像實(shí)時(shí)性強(qiáng)的優(yōu)勢(shì)，可以清晰、實(shí)時(shí)地定位靶點(diǎn)位置。Brooks 等[5]、Yan 等[6]和 Xu 等[7]的研究表明，多切片到體數(shù)據(jù)的多模態(tài)配準(zhǔn)方法在計(jì)算量小的同時(shí)還能夠獲得接近體數(shù)據(jù)到體數(shù)據(jù)的配準(zhǔn)融合效果。針對(duì)具體的手術(shù)場(chǎng)景，研究人員們提出了多種二維超聲-三維 CT 的配準(zhǔn)方法。

一般的二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)框架首先建立二維超聲圖像與 CT 體數(shù)據(jù)中切片的匹配關(guān)系，然后進(jìn)行二維超聲到 CT 切片的配準(zhǔn)，最終確定二維超聲與 CT 體數(shù)據(jù)的空間位置關(guān)系。在匹配關(guān)系的確定上，Cifor 等[8]通過術(shù)前手動(dòng)設(shè)置的方式確定了體數(shù)據(jù)中與二維超聲對(duì)應(yīng)的切片，但基于這種方法，超聲探頭只可做繞圖像平面法線方向的旋轉(zhuǎn)掃描，而且只能用于患者屏息的情況。Ramalhinho 等[9]同樣在術(shù)前通過手動(dòng)設(shè)置的方式初始化匹配關(guān)系，并在術(shù)中基于光學(xué)定位傳感器跟蹤超聲探頭運(yùn)動(dòng)，進(jìn)而通過物理空間和圖像空間之間的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換關(guān)系對(duì)匹配關(guān)系進(jìn)行實(shí)時(shí)更新。但該方法沒有考慮到患者呼吸運(yùn)動(dòng)的影響，且要求定位傳感器與超聲探頭之間不能有遮擋。Bhattacharjee 等[10]基于血管的邊緣方向特征計(jì)算二維超聲與 CT 切片的對(duì)應(yīng)關(guān)系，盡管該方法考慮到了患者的呼吸運(yùn)動(dòng)，但是只適用于血管特征豐富的器官部位。

二維超聲-CT 切片配準(zhǔn)的挑戰(zhàn)在于，相比于 CT 圖像稠密的圖像信息，超聲圖像中所包含的信息量是稀疏的，這會(huì)導(dǎo)致基于灰度的配準(zhǔn)方法難以適用。針對(duì)這種稀疏圖像到稠密圖像的配準(zhǔn)問題，基于圖像特征的配準(zhǔn)是一個(gè)魯棒性的方法。Haque 等[11]提出了一種基于血管結(jié)構(gòu)特征和梯度特征的從粗到精的配準(zhǔn)方法，當(dāng)血管特征足夠清晰時(shí)，配準(zhǔn)結(jié)果令人滿意。Bhattacharjee 等[10]提出了一種基于器官邊緣特征以及其內(nèi)部血管特征的圖像配準(zhǔn)方法。Pohlman 等[12]在腫瘤消融治療手術(shù)的應(yīng)用場(chǎng)景下，提出了利用消融探針的幾何特征進(jìn)行配準(zhǔn)的方法。然而上述基于迭代的配準(zhǔn)方法在實(shí)時(shí)性方面仍難以滿足臨床需求。目前，基于深度學(xué)習(xí)的圖像配準(zhǔn)方法逐步成為了配準(zhǔn)領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)，并且在實(shí)時(shí)性方面也展現(xiàn)出了較大優(yōu)勢(shì)[13]。Balakrishnan 等[14]提出了一種名為 VoxelMorph 的基于無監(jiān)督學(xué)習(xí)的圖像配準(zhǔn)框架。Hu 等[15]提出了一種用于多模態(tài)圖像配準(zhǔn)的弱監(jiān)督卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)框架。然而，現(xiàn)有的深度學(xué)習(xí)配準(zhǔn)框架對(duì)于稀疏圖像特征的學(xué)習(xí)仍較為困難，在超聲-CT 配準(zhǔn)精度上仍需進(jìn)一步提高。

綜上所述，針對(duì)自由呼吸下經(jīng)皮腎穿刺靶點(diǎn)的導(dǎo)航定位問題，本文提出了一種基于術(shù)中二維超聲-術(shù)前三維 CT 實(shí)時(shí)配準(zhǔn)的穿刺靶點(diǎn)定位方法。特別地，提出了一種新的基于腎臟輪廓特征的二維超聲-三維 CT 由粗到精的快速配準(zhǔn)融合方法。另外，通過超聲探頭標(biāo)定以及空間坐標(biāo)轉(zhuǎn)換，將融合圖像注冊(cè)到手術(shù)空間，實(shí)現(xiàn)靶點(diǎn)的實(shí)時(shí)定位。

2 方法與材料

2.1 方法概述

本文提出了一種基于術(shù)中二維超聲-術(shù)前三維 CT 實(shí)時(shí)配準(zhǔn)的穿刺靶點(diǎn)定位方法，整體框架如圖 1 所示。術(shù)前，對(duì)超聲探頭進(jìn)行標(biāo)定，采集患者腹部三維 CT 體數(shù)據(jù)并從中提取腎臟輪廓特征；術(shù)中，實(shí)時(shí)采集超聲圖像并從中提取腎臟輪廓特征，通過二維超聲圖像與 CT 體數(shù)據(jù)中切片的快速匹配方法，結(jié)合二維圖像配準(zhǔn)方法，確定超聲圖像與 CT 體數(shù)據(jù)的空間位置關(guān)系，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)二維超聲-三維 CT 的融合；最后，通過空間坐標(biāo)轉(zhuǎn)換，將融合圖像注冊(cè)到手術(shù)空間，實(shí)現(xiàn)靶點(diǎn)的實(shí)時(shí)定位。

2.2 腎臟輪廓特征提取

腎臟的像素灰度以及輪廓邊緣梯度是提取腎臟輪廓特征的關(guān)鍵信息。手術(shù)前采用基于腎臟像素灰度信息的方法提取 CT 切片中的腎臟輪廓特征。首先，基于 CT 圖像窗口技術(shù)增強(qiáng) CT 切片腎臟部分的對(duì)比度；其次，提取 CT 切片中的感興趣區(qū)域(Region of Interest，ROI)，避免無關(guān)區(qū)域?qū)δ繕?biāo)的干擾；然后，采用高斯濾波去除圖像噪聲；最后，對(duì) CT 切片進(jìn)行二值化處理，得到 CT 腎臟輪廓特征掩碼。

圖 1 基于二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)的腎臟穿刺定位方法整體框架Fig. 1 Overall framework of renal puncture positioning method based on 2D US-3D CT registration

由于噪點(diǎn)、陰影和信號(hào)衰減產(chǎn)生的偽影等因素，超聲圖像分割是一項(xiàng)較為困難的任務(wù)。此外，采集過程中的超聲圖像成像質(zhì)量對(duì)圖像分割也有著較大的影響。因此本文用基于腎臟輪廓的邊緣梯度信息方法提取術(shù)中二維超聲圖像中的腎臟輪廓特征。首先，采用中值濾波去除圖像噪聲并提取感興趣區(qū)域；其次，采用 Canny 算子檢測(cè)輪廓邊緣特征；然后，基于拉普拉斯梯度算子提取邊緣特征；最后，采用形態(tài)學(xué)操作連接斷開的部分，對(duì)超聲圖像進(jìn)行二值化處理，得到超聲腎臟輪廓特征掩碼。

2.3 二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)框架

健康狀態(tài)下人體腎臟器官的形態(tài)穩(wěn)定，不會(huì)跟隨呼吸而發(fā)生明顯的膨脹、收縮等形變[16-18]，因此本文只考慮腎臟在自由呼吸運(yùn)動(dòng)中的剛體運(yùn)動(dòng)。本文提出的二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)框架如下：(1)進(jìn)行二維超聲圖像與 CT 體數(shù)據(jù)中切片的快速粗匹配，篩選出若干候選 CT 切片；(2)進(jìn)行二維圖像配準(zhǔn)，得到二維超聲與候選 CT 切片之間的剛性變換矩陣，并以此將候選 CT 切片變換到超聲圖像坐標(biāo)系下；(3)通過計(jì)算變換后的候選 CT 切片與二維超聲之間的圖像相似性，確定二維超聲與 CT 體數(shù)據(jù)中切片的精確匹配關(guān)系，同時(shí)確定二維超聲與 CT 體數(shù)據(jù)之間的空間位置關(guān)系。

2.3.1 二維超聲-CT 切片粗匹配

一般來說，基于圖像特征相似性的切片匹配方法，都必須先通過配準(zhǔn)計(jì)算對(duì)齊兩幅圖像之間的線性或非線性偏差，才能有效地計(jì)算兩幅圖像之間的特征相似性。本文提出了一種新的基于腎臟輪廓面積特征的切片快速粗匹配方法，利用輪廓面積特征具備旋轉(zhuǎn)、平移不變性的特點(diǎn)，通過計(jì)算二維超聲-CT 切片之間輪廓面積特征的相似性，初步確定二維超聲與 CT 體數(shù)據(jù)切片之間的匹配關(guān)系。

基于術(shù)前三維 CT 體數(shù)據(jù)，可以得到腎臟 CT 切片及其對(duì)應(yīng)輪廓面積的先驗(yàn)知識(shí)，然后通過多項(xiàng)式擬合的方法得到關(guān)于 CT 切片序號(hào)與腎臟輪廓面積的擬合曲線，具體如圖 2 所示。術(shù)中從實(shí)時(shí)采集的超聲圖像中提取出腎臟輪廓特征并計(jì)算其面積，即可根據(jù)術(shù)前得到的擬合曲線粗略地篩選出與二維超聲圖像匹配的若干候選 CT 切片。

圖 2 腎臟 CT 輪廓面積特征擬合曲線Fig. 2 Fitting curve of renal CT characteristic area

2.3.2 二維超聲-三維 CT 精配準(zhǔn)

為了獲得術(shù)中二維超聲圖像與 CT 切片之間的剛性變換關(guān)系，需要進(jìn)行 2D 圖像剛性配準(zhǔn)。由于腎臟器官內(nèi)部血管特征信息稀疏，基于腎臟輪廓特征計(jì)算二維超聲到 CT 切片的剛性變換矩陣是一個(gè)魯棒性的方法。給定超聲圖像 IUS和若干候選 CT 切片 ICT，二者之間的剛性變換 通過對(duì)公式(1)進(jìn)行迭代優(yōu)化獲得，基于梯度下降的優(yōu)化器根據(jù)目標(biāo)函數(shù) Loss 的梯度不斷更新配準(zhǔn)參數(shù)，直至目標(biāo)函數(shù)收斂至最小值或達(dá)到最大迭代次數(shù)[19]。

經(jīng)配準(zhǔn)計(jì)算得到二維超聲圖像與候選 CT 切片之間的剛性變換矩陣后，將候選 CT 切片變換到超聲圖像坐標(biāo)系中，采用骰子系數(shù)(Dice Coefficient)測(cè)量腎臟輪廓特征的相似性，如公式(2)所示：

候選 CT 切片中 Dice 值最高的即為與二維超聲圖像對(duì)應(yīng)的最佳 CT 切片，由此確定了二維超聲圖像與 CT 體數(shù)據(jù)中切片的精確匹配關(guān)系，同時(shí)確定了超聲圖像與 CT 體數(shù)據(jù)之間的空間位置關(guān)系。

2.4 超聲探頭標(biāo)定及穿刺定位方法

為了確定超聲圖像坐標(biāo)系(后續(xù)簡(jiǎn)稱為超聲坐標(biāo)系)與超聲探頭坐標(biāo)系(后續(xù)簡(jiǎn)稱為探頭坐標(biāo)系)之間的空間轉(zhuǎn)換關(guān)系，首先對(duì)探頭進(jìn)行標(biāo)定。本文提出了一種基于改進(jìn)的空間單 N 線模型(圖3(a))的超聲探頭標(biāo)定方法，標(biāo)定模型由直徑 0.5 mm 的尼龍線以及高精度 3D 打印的外殼組成。N 線由兩根平行線以及斜線組成，其中斜線位于平行線上方，僅需單個(gè) N 線即可求取二維超聲圖像中 x、y 軸方向上的像素間距。

像素間距 sx、sy的計(jì)算方法如圖 3(b)所示。已知標(biāo)定模型上各點(diǎn)之間的距離，模型坐標(biāo)系以 A 點(diǎn)為原點(diǎn)、AB 為 x 軸、AC 為 y 軸、AI 為 z 軸，則 EF 在模型坐標(biāo)系 z 軸方向上的投影與 HD 相等；使用機(jī)械臂把持探頭確保探頭平面 EFG 平行于 AB 與 CD，則模型坐標(biāo)系中 EG 的長(zhǎng)度與 AB、CD 相等。在 N 線橫截面的超聲圖像中，可得 EG 之間的像素行數(shù) u 以及 EF 之間的像素列數(shù) v，如圖 3(d)所示。從而計(jì)算出超聲圖像 x、y 方向上的像素間距 sx、sy，如公式(5)所示：

圖 3 空間單 N 線模型Fig. 3 Spatial single N-wire phantom

3 結(jié) 果

3.1 超聲探頭標(biāo)定精度評(píng)估

本文采用光學(xué)定位跟蹤系統(tǒng)(Polaris Vicra，Northern Digital Inc，Canada)作為定位傳感器，包括雙目攝像頭以及若干個(gè)無源光學(xué)靶點(diǎn)。其中的光學(xué)定位探針經(jīng)過針尖標(biāo)定(標(biāo)定誤差為 0.026 mm)后可直接讀取針尖在傳感器坐標(biāo)系中的坐標(biāo)。用于標(biāo)定的超聲探頭為超聲診斷系統(tǒng)(Affiniti 30，Philips Inc，Holland)的凸陣探頭(C6-2)。

超聲探頭標(biāo)定數(shù)據(jù)采集流程如下：(1)超聲探頭由六軸機(jī)械臂(UR5)通過探頭夾具把持，機(jī)械臂末端-超聲探頭-光學(xué)靶點(diǎn)之間均采用剛性連接的方式固定以保證三者之間的相對(duì)位姿固定不變，同時(shí)確保在掃描過程中，探頭的 x、y、z 軸分別與模型的 y、z、x 軸平行；(2)探頭沿模型 y 軸方向掃描盛滿水的 N 線模型，采集 N 線的橫斷面超聲圖像，同時(shí)記錄每張圖像對(duì)應(yīng)的探頭靶點(diǎn)位姿，具體如圖 4 所示。

每次標(biāo)定實(shí)驗(yàn)采集 35 組數(shù)據(jù)，其中 20 組數(shù)據(jù)用于求解標(biāo)定矩陣，15 組數(shù)據(jù)用于評(píng)估標(biāo)定精度。評(píng)估方法為將特征點(diǎn) F 在圖像坐標(biāo)系中的坐標(biāo)值轉(zhuǎn)換到模型坐標(biāo)系中，計(jì)算其與模型坐標(biāo)系中點(diǎn) F 的真實(shí)坐標(biāo)值之間的距離 D(公式(12))，同時(shí)計(jì)算距離 D 的均方根誤差 RMSE，如公式(13)所示：

其中，n 為特征點(diǎn)數(shù)量。

本文總共進(jìn)行了 5 次標(biāo)定實(shí)驗(yàn)，計(jì)算所得的標(biāo)定精度如表 1，平均標(biāo)定誤差為 0.998 mm。

表 1 超聲探頭標(biāo)定點(diǎn)均方根誤差Table 1 Root-mean-square error of ultrasonic probe calibration

圖 4 標(biāo)定數(shù)據(jù)采集場(chǎng)景Fig. 4 Calibration data collection scenario

3.2 二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)

3.2.1 數(shù)據(jù)集

本文采用人體腹部模型(057A，CIRS，USA)進(jìn)行實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證(圖 5)。體模的三維 CT 體數(shù)據(jù)圖像尺寸為 512×512×123，切片層厚為 1.25 mm，像素間距為 0.676 mm/0.676 mm。二維超聲圖像尺寸為 1 024×768，像素間距為 0.265 mm/0.265 mm。

圖 5 人體腹部模型Fig. 5 Human abdomen model

為了評(píng)估二維超聲到三維 CT 體數(shù)據(jù)的切片匹配精度，需要獲取二維超聲與 CT 切片的真實(shí)匹配關(guān)系。在超聲圖像采集實(shí)驗(yàn)中，首先，六軸機(jī)械臂把持經(jīng)過標(biāo)定的超聲探頭，沿探頭 x 軸方向采集二維腎臟超聲圖像，同時(shí)記錄固定于探頭的光學(xué)靶點(diǎn)位姿。其次，使用經(jīng)過標(biāo)定的光學(xué)定位探針讀取若干個(gè)黏貼在體模底部的直徑為 1 mm 的小鋼珠坐標(biāo)。然后，通過空間坐標(biāo)轉(zhuǎn)換，計(jì)算傳感器坐標(biāo)系下超聲圖像與體模底部特征點(diǎn)之間在探頭掃描方向上的距離，結(jié)合三維 CT 體數(shù)據(jù)的切片層厚，得到與超聲圖像真實(shí)對(duì)應(yīng)的 CT 切片序號(hào)。最終獲取了 5 組真實(shí)對(duì)應(yīng)的體模腎臟二維超聲圖像-CT 切片圖像對(duì)。另外，為了評(píng)估二維超聲與 CT 切片的配準(zhǔn)精度，實(shí)驗(yàn)過程請(qǐng)臨床醫(yī)生在三維 CT 體數(shù)據(jù)與二維超聲圖像上分別標(biāo)注了 5 組對(duì)應(yīng)的解剖標(biāo)記點(diǎn)。

3.2.2 配準(zhǔn)精度評(píng)估

表 2 二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)誤差Table 2 2D US-3D CT registration erro

其中，n 為標(biāo)記點(diǎn)數(shù)量。

二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)實(shí)驗(yàn)在切片匹配以及二維超聲-CT 切片的配準(zhǔn)誤差如表 2 所示。所提出的方法正確地計(jì)算出了二維超聲-三維 CT 的切片匹配關(guān)系，二維超聲-CT 切片平均標(biāo)記點(diǎn)配準(zhǔn)誤差為 0.709 mm，平均配準(zhǔn)運(yùn)算時(shí)間為 1.15 s。二維超聲-CT 切片的融合圖像以及其與 CT 體數(shù)據(jù)之間的空間位置關(guān)系分別如圖 6 所示。

圖 6 二維超聲-三維 CT 融合圖像Fig. 6 Fusion image of 2D US-3D CT

3.3 穿刺定位方法精度

為了評(píng)估本文所提定位方法的定位誤差，將體模底部小鋼珠作為特征點(diǎn)，獲取特征點(diǎn)分別位于傳感器坐標(biāo)系、CT 圖像坐標(biāo)系中的坐標(biāo) PSensor、PCT。將特征點(diǎn)在 CT 圖像坐標(biāo)系中的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換到傳感器坐標(biāo)系中，計(jì)算其與傳感器坐標(biāo)系中對(duì)應(yīng)點(diǎn)的坐標(biāo)值之間的距離，作為定位誤差 PE，計(jì)算公式如(15)所示：

其中，n 為特征點(diǎn)個(gè)數(shù)；

最終選取了 5 個(gè)特征點(diǎn)，其定位誤差如表 3 所示，平均定位誤差為 2.265 mm。

表 3 定位誤差Table 3 Positioning error

4 討論與分析

針對(duì)自由呼吸下經(jīng)皮腎穿刺靶點(diǎn)的導(dǎo)航定位問題，本文提出了一種基于術(shù)中二維超聲-術(shù)前三維 CT 實(shí)時(shí)配準(zhǔn)的穿刺靶點(diǎn)定位方法。其中，本文提出的二維超聲-三維 CT 由粗到精的快速配準(zhǔn)融合方法，不需要術(shù)前手動(dòng)設(shè)置，即可在術(shù)中切片粗匹配階段，基于腎臟輪廓特征高效率、大幅度地縮小匹配搜索范圍。在精配準(zhǔn)階段，基于腎臟輪廓特征進(jìn)行二維圖像配準(zhǔn)，得到二維超聲與候選 CT 切片之間的剛性變換矩陣。同時(shí)，以此將候選 CT 切片變換到超聲圖像坐標(biāo)系中，通過計(jì)算變換后的候選 CT 切片與二維超聲之間的圖像相似性，確定二維超聲圖像與 CT 體數(shù)據(jù)中切片的精確匹配關(guān)系，確保了切片匹配的容錯(cuò)率。此外，由于自由呼吸下腎臟輪廓面積特征以及腎臟輪廓特征基本穩(wěn)定不變，因此整個(gè)配準(zhǔn)過程將不受呼吸運(yùn)動(dòng)影響，理論上本文方法適用于自由呼吸運(yùn)動(dòng)下的配準(zhǔn)。

在超聲探頭標(biāo)定實(shí)驗(yàn)中，本文提出了一種改進(jìn)的空間單 N 線標(biāo)定模型。相比于多 N 線模型，所提出模型結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，并充分利用超聲圖像中的像素間距信息，減少對(duì)標(biāo)定模型精度的依賴。在標(biāo)定數(shù)據(jù)采集實(shí)驗(yàn)中，使用機(jī)械臂替代人手把持超聲探頭，減少了實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)誤差以及人為因素對(duì)于標(biāo)定精度的影響，最終的標(biāo)定精度為 0.998 mm。Lin 等[21]提出了一種基于 N 形楔子模型的標(biāo)定方法獲得了 1.730 mm 的標(biāo)定精度；Carbajal 等[22]基于 N 線標(biāo)定模型獲得了 1.400 mm 的標(biāo)定精度。與上述方法相比，本文的標(biāo)定方法取得了更為準(zhǔn)確的標(biāo)定結(jié)果。在基于體模驗(yàn)證的配準(zhǔn)方法中，Gomes-Fonseca 等[23]提出了一種基于器官表面的 CT-超聲配準(zhǔn)方法，使用豬腎模型進(jìn)行實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，標(biāo)記點(diǎn)配準(zhǔn)誤差為 1.260 mm。Zhang 等[24]提出了一種用于腹腔鏡腎部分切除的視頻增強(qiáng)現(xiàn)實(shí)導(dǎo)航的無標(biāo)記自動(dòng)形變注冊(cè)框架，使用人體腎臟模型，目標(biāo)配準(zhǔn)誤差為 1.280 mm。與上述方法相比，本文提出的二維超聲-三維 CT 配準(zhǔn)方法，標(biāo)記點(diǎn)配準(zhǔn)誤差為 0.709 mm，取得了較好的結(jié)果。在最終的定位精度評(píng)估實(shí)驗(yàn)中，體模腎臟中的病變靶點(diǎn)直徑約為 7.500 mm，本文的平均定位誤差為 2.265 mm，滿足體模腎臟穿刺的定位需求。

本文工作尚存在以下不足：(1)基于特征的配準(zhǔn)方法，其局限性在于配準(zhǔn)精度受特征分割精度影響較大；(2)當(dāng)前所提出的方法只適用于超聲圖像所在平面與 CT 切片所在平面相互平行的情況；(3)所提出的方法僅在體模上取得了較好的實(shí)驗(yàn)結(jié)果。未來將進(jìn)一步研究任意平面下二維超聲-三維 CT 的配準(zhǔn)問題，并在臨床數(shù)據(jù)上進(jìn)行實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證。

5 結(jié) 論

針對(duì)自由呼吸下經(jīng)皮腎穿刺靶點(diǎn)的導(dǎo)航定位問題，本文提出了一種基于術(shù)中二維超聲-術(shù)前三維 CT 實(shí)時(shí)配準(zhǔn)的穿刺靶點(diǎn)定位方法，將術(shù)中二維超聲與術(shù)前三維 CT 配準(zhǔn)后的融合圖像注冊(cè)到手術(shù)空間，提供導(dǎo)航信息。經(jīng)實(shí)驗(yàn)評(píng)估，探頭標(biāo)定精度為 0.998 mm，配準(zhǔn)誤差為 0.709 mm，平均配準(zhǔn)運(yùn)算時(shí)間為 1.15 s，平均定位誤差為 2.265 mm。本文方法在定位精度以及運(yùn)算時(shí)間方面均取得了較好的結(jié)果，基本滿足經(jīng)皮腎穿刺手術(shù)對(duì)于導(dǎo)航定位的需求，這將有效提高穿刺手術(shù)的成功率。