基于核磁-超聲融合的前列腺靶向穿刺系統(tǒng)

倪　東，吳海浪

醫(yī)學(xué)超聲關(guān)鍵技術(shù)國家地方聯(lián)合工程實驗室, 廣東省生物醫(yī)學(xué)信息檢測與超聲成像重點實驗室,

深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)部，廣東深圳518060

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基于核磁-超聲融合的前列腺靶向穿刺系統(tǒng)

倪東，吳海浪

醫(yī)學(xué)超聲關(guān)鍵技術(shù)國家地方聯(lián)合工程實驗室, 廣東省生物醫(yī)學(xué)信息檢測與超聲成像重點實驗室,

深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)部，廣東深圳518060

摘要：利用高精度電磁定位器實時跟蹤超聲探頭和穿刺針來引導(dǎo)前列腺穿刺．采用手動剛體配準(zhǔn)方法實現(xiàn)三維(three dimensional, 3D)經(jīng)直腸超聲圖像(transrectal ultrasound, TRUS)與核磁圖像(magnetic resonance imaging, MRI)配準(zhǔn)；通過二維(two dimensional, 2D)和3D探頭校準(zhǔn)，將手術(shù)前3D超聲圖像和手術(shù)中2D超聲圖像配準(zhǔn)；結(jié)合穿刺針標(biāo)定結(jié)果，實現(xiàn)實時二維超聲和術(shù)前MRI圖像融合引導(dǎo)下的前列腺靶向穿刺．在對前列腺體模的12次穿刺測試中，系統(tǒng)穿刺點全部在大小約為0.5 cm3的穿刺目標(biāo)內(nèi)，且實際穿刺位置與目標(biāo)穿刺位置之間的程序定位誤差為(2.89±0.81)mm．實驗結(jié)果表明，該系統(tǒng)具有較高的穿刺精度，同時降低了操作的復(fù)雜度．

關(guān)鍵詞：生物醫(yī)學(xué)電子學(xué)；手術(shù)導(dǎo)航；前列腺活檢；磁共振成像與經(jīng)直腸超聲融合；探頭校準(zhǔn)；前列腺靶向穿刺

前列腺癌是男性生殖系統(tǒng)常見的非皮膚癌，其致死率在男性癌癥中排行第2[1]．目前，經(jīng)直腸超聲(transrectal ultrasound, TRUS)引導(dǎo)的穿刺活檢因?qū)崟r性好、成本低、操作簡單和成像無輻射等性能已成為檢查診斷前列腺癌的金標(biāo)準(zhǔn)[2-4]．然而，由于TRUS圖像分辨率低及對早期前列腺癌的特異性較差，導(dǎo)致TRUS 引導(dǎo)下系統(tǒng)穿刺檢測結(jié)果的假陰性率高達30%[5]．與超聲成像相比，磁共振成像(magnetic resonance imaging, MRI) 具有較高的圖像對比度和分辨率，特別是高場強多參數(shù)成像方法對于前列腺癌診斷的特異性和敏感度高達90%[6]．雖然，MRI多參數(shù)成像被認(rèn)為是目前最有效的前列腺癌影像診斷方法，但其設(shè)備價格昂貴，高磁場成像耗時較長，且操作復(fù)雜，因此不適合作為術(shù)中引導(dǎo)的影像模式．

目前，通過多模態(tài)醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)和融合技術(shù)，結(jié)合術(shù)前MRI圖像的診斷優(yōu)勢與TRUS圖像的實時引導(dǎo)優(yōu)勢來提供更高質(zhì)量的靶向引導(dǎo)穿刺，被認(rèn)為是前列腺穿刺活檢技術(shù)發(fā)展的主要趨勢之一[7]．基于多模態(tài)醫(yī)學(xué)影像融合的前列腺穿刺技術(shù)是當(dāng)前國際研究的熱點和前沿課題，其核心是對前列腺MRI-TRUS圖像進行配準(zhǔn)．由于前列腺MRI和超聲圖像差異較大、前列腺受探頭擠壓產(chǎn)生較大形變以及超聲圖像中可用于配準(zhǔn)的特征較少等原因，前列腺MRI-TRUS圖像的配準(zhǔn)是當(dāng)前醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)領(lǐng)域極具挑戰(zhàn)性的難題． Hu 等[8]提出結(jié)合形狀統(tǒng)計模型和生物力學(xué)模型的前列腺MRI-TRUS圖像非剛體配準(zhǔn)方法,通過有限元模型邊界條件和力學(xué)屬性建立形狀統(tǒng)計模型，將其作為先驗知識約束形變過程.該方法首次將生物力學(xué)模型應(yīng)用于前列腺MRI-TRUS圖像的非剛體配準(zhǔn)．另一經(jīng)典方法是由Narayanan等[9]提出的自適應(yīng)聚焦形變模型，通過手動分割重建MRI和超聲圖像中的前列腺表面，并基于表面配準(zhǔn)和線性彈性模型將前列腺的形變信息加入到線性彈性配準(zhǔn)方案中，從而實現(xiàn)MRI和三維經(jīng)直腸超聲圖像(MRI-3D TRUS)的自動非剛體配準(zhǔn)．Wang等[10]于2015年提出了結(jié)合有限元分析和生物力學(xué)參數(shù)構(gòu)建個性化統(tǒng)計形變模型，使用模擬無關(guān)領(lǐng)域描述子(modality independent neighborhood descripor, MIND)建立可靠的面點對應(yīng)關(guān)系，并通過個性化統(tǒng)計形變模型做進一步形變估計，從而實現(xiàn)前列腺MRI-TRUS圖像的非剛體配準(zhǔn).以上方法對MRI-TRUS圖像的配準(zhǔn)都做出了前沿性工作，盡管有的方法能較好地解決MRI-TRUS配準(zhǔn)誤差以及個性化差異問題，但需要臨床醫(yī)生花費大量時間對MRI和TRUS數(shù)據(jù)做手動分割，且分割結(jié)果的不穩(wěn)定對配準(zhǔn)效果的影響較大。較具臨床實用性的為Xu等[11]提出的基于電磁定位器的前列腺靶向穿刺系統(tǒng)，該系統(tǒng)先對術(shù)前MRI和3D TRUS圖像進行手動剛體配準(zhǔn)，然后在穿刺過程中利用電磁定位技術(shù)進行二維和三維經(jīng)直腸超聲圖像(2D-3D TRUS)圖像配準(zhǔn)，最后根據(jù)術(shù)前剛體配準(zhǔn)結(jié)果計算術(shù)中二維超聲圖像與術(shù)前MRI圖像的空間轉(zhuǎn)換關(guān)系．然而，該系統(tǒng)中使用的3D TRUS數(shù)據(jù)是基于附在超聲探頭上的電磁定位傳感器和系列二維圖像數(shù)據(jù)重建得到，此方法計算量大、掃描時間長，且重建掃描過程中探頭易對前列腺造成不同程度的擠壓，影響重建精度[12]．

本研究基于多模態(tài)醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)和融合技術(shù)，聯(lián)合術(shù)前MRI圖像的診斷優(yōu)勢和TRUS圖像的實時引導(dǎo)優(yōu)勢，開發(fā)出質(zhì)量更高的前列腺靶向穿刺引導(dǎo)系統(tǒng)．借助于電磁定位器準(zhǔn)確的定位超聲探頭和穿刺針，通過MRI與3D TRUS手動剛體配準(zhǔn)，利用MRI圖像對早期前列腺癌的高特異性，準(zhǔn)確選擇定位穿刺區(qū)域，從而提高了前列腺癌的檢出率．使用三維超聲成像方法替代傳統(tǒng)的基于定位器跟蹤超聲探頭的圖像重建方法，在三維成像過程中只需固定探頭以及設(shè)置成像參數(shù)，解決了傳統(tǒng)的圖像重建方法計算量大、花費時間長以及重建掃描過程中由超聲探頭擠壓前列腺引起的形變差異導(dǎo)致重建精度低等缺點，有效降低了操作的復(fù)雜度，提高三維數(shù)據(jù)的精準(zhǔn)性．

1方法

本系統(tǒng)包含圖像和定位器數(shù)據(jù)采集、探頭校準(zhǔn)、圖像配準(zhǔn)及穿刺引導(dǎo)等模塊．將電磁跟蹤定位傳感器綁定在經(jīng)直腸超聲探頭(型號為D310-3E, Mindray公司制造)前端，實時圖像通過采集卡傳輸?shù)焦ぷ髡?，利用定位器對每幀圖像進行空間定位．由于前列腺MRI和超聲圖像差異較大、前列腺受探頭擠壓產(chǎn)生較大形變，以及超聲圖像中可用于配準(zhǔn)的特征較少等原因，無法將2D TRUS直接與MRI圖像進行配準(zhǔn)．因此，系統(tǒng)利用3D TRUS分別與2D TRUS和MRI圖像配準(zhǔn)，實現(xiàn)2D TRUS和MRI圖像配準(zhǔn)．如圖1，在2D和3D探頭校準(zhǔn)基礎(chǔ)上，分別計算二維圖像和三維圖像坐標(biāo)系與定位器坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)換關(guān)系，實現(xiàn)2D-3D TRUS圖像配準(zhǔn)，然后根據(jù)術(shù)前MRI和3D TRUS圖像手動剛體配準(zhǔn)結(jié)果將術(shù)前MRI中的待穿刺區(qū)域信息融合到實時二維超聲圖像上[13]，并結(jié)合穿刺針介入軌道進行穿刺引導(dǎo)．其中，2D TRUS、3D TRUS和MRI圖像間的轉(zhuǎn)換關(guān)系可表達為

TUS→MRI=T3DUS→MRITUS→3DUS

(1)

其中， T為轉(zhuǎn)換矩陣； T3DUS→MRI是從3D TRUS到MRI圖像坐標(biāo)系的空間轉(zhuǎn)換矩陣，可通過手動剛體配準(zhǔn)計算得到； TUS→3DUS是從2D TRUS到3D TRUS圖像坐標(biāo)系的空間轉(zhuǎn)換矩陣，可利用電磁定位器進行空間定位配準(zhǔn)獲?。?/p>

圖1　系統(tǒng)框架示意圖Fig.1　(Color online) Framework of the proposed system

1.13D TRUS-MRI配準(zhǔn)

由于超聲圖像和MRI差異較大、前列腺因探頭擠壓及人體呼吸等產(chǎn)生較大變形、超聲圖像中可用于配準(zhǔn)的特征較少以及前列腺在MRI和TRUS圖像中邊界不明顯等原因，導(dǎo)致前列腺3D TRUS-MRI圖像自動非剛體配準(zhǔn)方法難度大、精度低，且需要臨床醫(yī)生花費大量時間對前列腺的MRI和TRUS圖像進行手動分割，所以前列腺3D TRUS-MRI圖像自動非剛體配準(zhǔn)方法尚難以直接用于臨床[11，14-15]．

本系統(tǒng)采用基于標(biāo)記點的手動剛體配準(zhǔn)方法計算公式(1)中的 T3DUS→MRI， 實現(xiàn)3D TRUS-MRI配準(zhǔn)．分別在前列腺體模的3D TRUS和MRI數(shù)據(jù)中的3個方向切面上，選擇病變區(qū)的中心位置和最靠近尿道位置共6組一一對應(yīng)的點作為配準(zhǔn)基準(zhǔn)點，并采用迭代最近點算法(iterative closest point，ICP)[16-18]計算兩組點集間的轉(zhuǎn)換矩陣．

1.22D-3D TRUS配準(zhǔn)

由于前列腺超聲圖像中可用于配準(zhǔn)的特征非常少、對噪聲非常敏感，而且采用自由臂式穿刺，可在任意位置、方向轉(zhuǎn)動探頭，導(dǎo)致難以直接對2D-3D TRUS數(shù)據(jù)進行配準(zhǔn)[11]．因此，系統(tǒng)采用電磁定位器實時定位跟蹤超聲探頭位置，分別將2D TRUS圖像和3D TRUS圖像坐標(biāo)轉(zhuǎn)換為定位器坐標(biāo)，實現(xiàn)2D-3D TRUS圖像空間定位配準(zhǔn)，式(1)中的 TUS→3DUS， 其坐標(biāo)轉(zhuǎn)換公式為

TUS→3DUS=Ttracker→3DUSTUS→tracker

(2)

其中，Ttracker→3DUS是定位器到3D TRUS圖像坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)換矩陣； TUS→tracker是2D TRUS圖像到定位器坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)換矩陣．

為定位跟蹤超聲探頭，在探頭上固定1個6自由度(6-DOF)傳感器，傳感器與定位器間的轉(zhuǎn)換矩陣 Ttrack可通過電磁定位器直接獲取，但由于傳感器在探頭的位置不確定，無法直接計算圖像與傳感器之間的轉(zhuǎn)換關(guān)系．因此，需要通過校準(zhǔn)體模間接求取其轉(zhuǎn)換矩陣．如圖2，分別在探頭和校準(zhǔn)體模上綁定6-DOF傳感器，首先通過探針校準(zhǔn)和體模上已知幾何位置的標(biāo)記點，計算體模坐標(biāo)系與定位器坐標(biāo)系間的轉(zhuǎn)換關(guān)系Treg， 然后對體模成像，獲取圖像和體模上兩組相對應(yīng)的點集，最后根據(jù)式(3)計算圖像與探頭坐標(biāo)系間的轉(zhuǎn)換矩陣Tcal． 分別計算2D US和3D US與探頭坐標(biāo)系間的轉(zhuǎn)換矩陣 Tcal后，2D US或3D US與定位器坐標(biāo)系之間的轉(zhuǎn)換關(guān)系 Timage→tracker可根據(jù)式(4)計算得出．

P(x,yi,zi)=TregTtrackTcalP(ui,vi,wi)

(3)

圖2　探頭校準(zhǔn)坐標(biāo)系間轉(zhuǎn)換關(guān)系圖Fig.2　(Color online) Relationship of coordinate transformation of probe calibration

其中， P(x,yi,zi)， P(ui,vi,wi)分別為體模和圖像上的對應(yīng)點，在二維圖像中wi為0； Ttrack和Treg為已知變量， Tcal為未知變量．

Timage→tracker=TtrackTcal

(4)

其中， Timage→tracker是圖像坐標(biāo)系到定位器坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)換矩陣，表示T2DUS→tracker或T3DUS→tracker； Ttrack為已知變量， Tcal為探頭校準(zhǔn)結(jié)果．

針對成像方式的不同，探頭校準(zhǔn)可分為二維探頭校準(zhǔn)和三維探頭校準(zhǔn).

圖3　N-wire校準(zhǔn)模型示意圖Fig.3　(Color online) Illustration of N-wire calibration model

(5)

2) 三維探頭校準(zhǔn).傳統(tǒng)的三維探頭校準(zhǔn)方法是通過電磁定位器跟蹤超聲探頭，將一系列二維超聲圖像結(jié)合每幀圖像的位置信息進行三維重建，得到三維數(shù)據(jù)坐標(biāo)系后，利用二維探頭校準(zhǔn)中的Treg計算三維數(shù)據(jù)坐標(biāo)系與綁在探頭上傳感器坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)換矩陣．與傳統(tǒng)方法相比，直接使用3D探頭成像獲取三維數(shù)據(jù)坐標(biāo)系，利用二維探頭校準(zhǔn)原理計算坐標(biāo)系間的轉(zhuǎn)換矩陣顯得更加方便，且在傳感器相對探頭位置和超聲成像參數(shù)都不變的前提下，不需要重復(fù)進行三維探頭校準(zhǔn)．

系統(tǒng)采用手動選點方法實現(xiàn)三維探頭校準(zhǔn)．首先，在N-wire體模上添加兩條與N相交的線條，如圖4(a)，并計算6個交點在體模坐標(biāo)系上的位置；然后，對體模做3D成像(超聲成像深度為 7 cm，探頭旋轉(zhuǎn)角度為 90°)的同時記錄探頭坐標(biāo)系與定位器間的轉(zhuǎn)換矩陣 Ttrack， 手動在3D US圖像中選取6個交點位置，如圖4(b)，得到圖像和體模上相互對應(yīng)的點集Pui,vi,wi和 Px,yi,zi． 最后，結(jié)合二維探頭校準(zhǔn)中計算得出的Treg， 根據(jù)式(3)計算三維圖像與探頭坐標(biāo)系之間的轉(zhuǎn)換矩陣Tcal， 操作時間約為2 min．

圖4　3D探頭校準(zhǔn)體模示意圖Fig.4　(Color online) Illustration of 3D probe calibration model

利用二維探頭和三維探頭校準(zhǔn)結(jié)果，分別計算TUS→tracker和Ttracker→3DUS， 將2D TRUS圖像和3D TRUS圖像坐標(biāo)系轉(zhuǎn)到定位器坐標(biāo)系下，實現(xiàn)2D-3D TRUS配準(zhǔn)．

1.3穿刺引導(dǎo)

前列腺靶向穿刺系統(tǒng)基于PLUS[20]軟件庫進行開發(fā)，使用ITK、VTK和Qt工具包，并在Windows C++平臺下實現(xiàn)，由計算機、采集卡(型號為MP710， UPMOS公司制造)、 超聲設(shè)備(型號為DC-8， Mindray公司制造)、 電磁定位器(型號為Aurora， NDI公司制造)、 穿刺架、穿刺針(18號， 350 mm)以及前列腺體模7個部分組成．系統(tǒng)穿刺在二維、三維探頭校準(zhǔn)的基礎(chǔ)上實現(xiàn)．穿刺引導(dǎo)前，采集前列腺體模3D US圖像，然后通過手動剛體配準(zhǔn)將3D US與MRI圖像配準(zhǔn)．穿刺過程中，實時2D US圖像通過電磁定位器和二維、三維探頭校準(zhǔn)結(jié)果與3D US圖像進行配準(zhǔn)，然后利用穿刺前3D US與MRI配準(zhǔn)結(jié)果，將MRI圖像上待穿刺區(qū)域的輪廓信息融合到實時2D超聲圖像上，最后結(jié)合穿刺針的介入軌道進行引導(dǎo)介入穿刺，如圖8(a)．

2實驗結(jié)果

在實驗中，采用兩種不同的商用前列腺體模053-MM和053 A-EF (CIRS，Norfolk，USA)，兩個體模均包含3個直徑約為1 cm且隨機分布的準(zhǔn)球形病灶區(qū)．其中，體模053 A-EF中的3個病灶區(qū)同時在MRI和TRUS中可見，但型號為053-MM的前列腺體模中的病灶區(qū)僅在MRI圖像中可見，在超聲圖像中不可見．

在如圖5的穿刺實驗中，將前列腺體模3個病灶區(qū)的中心位置作為計劃穿刺核．每組穿刺實驗完成后，利用電磁定位器提取穿刺針針尖所在位置，并將其作為實際穿刺位置．本系統(tǒng)將計劃穿刺點與實際穿刺點之間的距離誤差(procedural targeting error，PTE)作為系統(tǒng)穿刺誤差，并分別對3D TRUS-MRI配準(zhǔn)誤差、2D-3D TRUS配準(zhǔn)誤差和系統(tǒng)穿刺誤差進行評價．

圖5　系統(tǒng)穿刺實驗Fig.5　(Color online) Prostate biopsy experiment

2.13D TRUS-MRI配準(zhǔn)結(jié)果

采用目標(biāo)配準(zhǔn)誤差(target registration error，TRE)指標(biāo)對3D TRUS-MRI配準(zhǔn)結(jié)果進行評價，具體定義為

(6)

圖6　3D TRUS-MRI配準(zhǔn)效果Fig.6　Registration results between 3D TRUS and MRI data

為驗證手動剛體配準(zhǔn)的魯棒性，采用3名不同的操作者分別對兩套前列腺體模MRI-TRUS數(shù)據(jù)進行選點配準(zhǔn)，計算其TRE誤差及方差，結(jié)果如表1，3名操作者分別對兩組數(shù)據(jù)進行剛體配準(zhǔn)得到的平均目標(biāo)配準(zhǔn)誤差為1.62和3.52 mm，其方差分別為0.92和1.29．

3D TRUS-MRI手動剛體配準(zhǔn)的誤差主要源自于三維成像時探頭對前列腺產(chǎn)生的形變以及由手動選點導(dǎo)致的差異變化．由于前列腺MRI數(shù)據(jù)是在無外界壓力下采集的，因此在采集3D TRUS數(shù)據(jù)時盡可能避免對前列腺產(chǎn)生擠壓．

表1　三名操作者分別對兩組前列腺體模MRI-TRUS

2.22D-3D TRUS配準(zhǔn)結(jié)果

二維和三維探頭校準(zhǔn)誤差是影響2D-3D TRUS配準(zhǔn)結(jié)果的重要因素之一，其校準(zhǔn)誤差均是通過圖像和體模上匹配點之間的距離計算TRE值得出．二維探頭校準(zhǔn)以300組匹配點計算轉(zhuǎn)換矩陣，100組匹配點計算TRE值為(0.65±0.21) mm．三維探頭校準(zhǔn)以8組匹配點計算校準(zhǔn)矩陣，1組匹配點計算TRE值，并通過多次實驗計算其誤差值為(0.83±0.11) mm．

2D-3D TRUS 配準(zhǔn)結(jié)果采用手動在實時2D圖像和3D數(shù)據(jù)切面選取標(biāo)記點，且為了降低由手動選點造成的標(biāo)記誤差，使用N-wire校準(zhǔn)體模替換前列腺體模進行實驗計算，通過矩陣變換計算點與點之間的TRE值為(0.97±0.44) mm．

對于前列腺體模，2D-3D TRUS配準(zhǔn)融合效果如圖7，2D US圖像和3D US切面上病灶區(qū)和尿道的大小、位置均基本一致，但融合圖中出現(xiàn)部分區(qū)域錯位現(xiàn)象，且由于二維、三維探頭校準(zhǔn)誤差值較小，對2D-3D TRUS配準(zhǔn)結(jié)果的影響不大，所以融合圖上部分區(qū)域錯位的原因是由數(shù)據(jù)采集過程中探頭對前列腺體模的擠壓程度不同引起．

圖7　2D-3D US配準(zhǔn)融合結(jié)果Fig.7　(Color online) Registration and fusion results between 2D-3D US

2.3系統(tǒng)穿刺結(jié)果

圖8　系統(tǒng)穿刺引導(dǎo)示意圖Fig.8　(Color online) Illustration of system biopsy guidance

系統(tǒng)結(jié)合穿刺針介入軌道和穿刺目標(biāo)區(qū)域輪廓信息引導(dǎo)介入穿刺(如圖8)，并將MRI圖像上選取的計劃穿刺點和穿刺針實際位置之間的PTE值作為系統(tǒng)穿刺誤差．穿刺結(jié)果如圖9，在對兩個體模共12次穿刺實驗中，計劃穿刺點和穿刺針實際位置之間的PTE值為(2.89±0.81) mm，最大值為4.27 mm．由于體模上病變區(qū)域直徑在10 mm范圍內(nèi)，且系統(tǒng)穿刺的PTE值在5 mm以內(nèi)，因而實際的系統(tǒng)穿刺點全部在計劃穿刺病灶區(qū)域內(nèi)．

圖9　系統(tǒng)穿刺誤差Fig.9　(Color online) Error of proposed biopsy system

3討論

本研究采用前列腺體模053 MM和053 A-EF對所開發(fā)的前列腺靶向穿刺系統(tǒng)進行實驗測試，平均系統(tǒng)穿刺誤差為2.89 mm，在臨床可接受范圍內(nèi).影響系統(tǒng)穿刺誤差的因素有：2D TRUS-MRI配準(zhǔn)誤差、穿刺過程中探頭的移動導(dǎo)致的錯位、穿刺針受壓彎曲、由穿刺針介入擠壓引起前列腺形變等.而導(dǎo)致個別系統(tǒng)穿刺誤差較大的主要原因為：① 3D TRUS-MRI配準(zhǔn)精度很大程序依賴于3D TRUS數(shù)據(jù)采集時前列腺體模的形變程度以及手動選點產(chǎn)生的誤差，導(dǎo)致其配準(zhǔn)誤差較大，從而影響2D TRUS-MRI融合精度；②自由臂式持取探頭產(chǎn)生的抖動會使長為350 mm的穿刺針發(fā)生較大的形變，導(dǎo)致無法準(zhǔn)確獲取穿刺針針尖在電磁坐標(biāo)系下的位置，直接影響誤差計算結(jié)果．

Ukimura等[21]提出使用CIRS 053和CIRS 066作為測試體模的3D TRUS引導(dǎo)穿刺系統(tǒng)．該系統(tǒng)共進行了27次穿刺測試，但僅24次成功在0.5 cm3大小的病變區(qū)內(nèi)采樣，且該系統(tǒng)的目標(biāo)配準(zhǔn)誤差為2.9 mm．Xu等[11]提出的使用MRI-TRUS融合方法進行前列腺穿刺引導(dǎo)系統(tǒng)中，其系統(tǒng)精度為(2.4±1.2) mm．同時，Singh等[15]使用同樣的方法進行前列腺穿刺引導(dǎo)，其系統(tǒng)精度為3.3 mm．

與以上系統(tǒng)相比，本系統(tǒng)采用直接3D超聲成像替代系列2D圖像重建獲取3D數(shù)據(jù)，并在2D TRUS引導(dǎo)下進行經(jīng)直腸穿刺，保證穿刺準(zhǔn)確性的同時降低了操作的復(fù)雜度．

結(jié)語

本研究基于MRI-TRUS融合方法實現(xiàn)了前列腺靶向穿刺系統(tǒng)，在MRI圖像上標(biāo)注待穿刺區(qū)域，然后在實時2D超聲圖像的引導(dǎo)下對前列腺體模進行穿刺，為前列腺癌的診斷提供了可靠的手段．相對于傳統(tǒng)的穿刺方法，本研究提出使用3D超聲成像替代系列2D圖像重建獲取3D數(shù)據(jù)，減少圖像重建時間、提高圖像精度以及降低操作復(fù)雜度，并在2D TRUS引導(dǎo)下進行經(jīng)直腸穿刺，相對3D TRUS經(jīng)會陰穿刺在臨床應(yīng)用上更加實用．未來我們將致力于2D-3D TRUS圖像間配準(zhǔn)，實現(xiàn)前列腺運動補償，降低由病人呼吸、軀體運動等因素引起前列腺移動導(dǎo)致的配準(zhǔn)誤差．

引文：倪東，吳海浪. 基于核磁-超聲融合的前列腺靶向穿刺系統(tǒng)[J]. 深圳大學(xué)學(xué)報理工版，2016，33(2)：111-118.

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【中文責(zé)編：英子；英文責(zé)編：雨辰】

MRI-TRUS multi-modality image fusion for targeted prostate biopsy

Ni Dong?and Wu Hailang

National-Regional Key Technology Engineering Laboratory for Medical Ultrasound, Guangdong Key Laboratory for Biomedical Measurements and Ultrasound Imaging, Division of Medicine, Shenzhen University,Shenzhen 518060, Guangdong Province, P.R.China

Abstract：The proposed system presents an approach to guide prostate biopsy by tracking the probe and needle under the high precision electromagnetic locator. Initially, manual rigid registration is explored for the three dimensional (3D) transrectal ultrasound (TRUS) and magnetic resonance imaging (MRI) images. Secondly, pre-interventional 3D ultrasound image is registered with real-time ultrasound image automatically through two dimensional (2D) and 3D probe calibration. Furthermore, the prostate targeting biopsy guidance is implemented by combining the result of needle calibration and the fused output of real-time ultrasound images and MRI images. The experiments were implemented on two commercial prostate phantoms to validate the performance of our system. All 12 biopsies can hit the randomly placed 0.5 cm3 lesion within the phantom. The procedural targeting error between planned and documented biopsy is (2.89±0.81) mm. The results have demonstrated that both the precision and operating complexity of our system are significantly improved in comparison with traditional methods.

Key words：biomedical electronics; surgical navigation; prostate biopsy; magnetic resonance imaging-transrectal ultrasound image fusion; probe calibration; prostate targeted puncture

作者簡介：倪東(1977—)，男，深圳大學(xué)教授．研究方向：醫(yī)學(xué)圖像分析與處理．E-mail: nidong@szu.edu.cn

基金項目：國家自然科學(xué)基金資助項目(6157010571)；深港創(chuàng)新圈基金資助項目(JSE201109150013A)

中圖分類號：R 318；TP 391.7

文獻標(biāo)志碼：A

doi：10.3724/SP.J.1249.2016.02111

Received：2016-01-14；Accepted：2016-02-17

Foundation：National Natural Science Foundation of China (6157010571); Shenzhen-Hongkong Innovation Circle Fund (JSE201109150013A)

? Corresponding author：Professor Ni Dong. E-mail: nidong@szu.edu.cn

Citation：Wu Hailang，Ni Dong．MRI-TRUS multi-modality image fusion for targeted prostate biopsy[J]. Journal of Shenzhen University Science and Engineering, 2016, 33(2): 111-118.(in Chinese)

【電子與信息科學(xué) / Electronics and Information】