陶 玲 錢志余 朱曉芬
(南京航空航天大學(xué)自動(dòng)化學(xué)院,南京 210016)
在腦神經(jīng)立體定向手術(shù)過程中,系統(tǒng)定位精度一般受醫(yī)學(xué)影像質(zhì)量、定位儀系統(tǒng)誤差、注冊算法誤差和術(shù)中腦組織移位等方面的影響[1]。目前,醫(yī)學(xué)影像誤差通常不超過1 mm,定位儀系統(tǒng)誤差在0.5 mm左右,注冊算法誤差一般為2~3 mm,而腦組織移位產(chǎn)生的誤差對整個(gè)系統(tǒng)精度的影響最大,一般為前三者的2~3倍,是影響系統(tǒng)導(dǎo)航精確度的主要因素[2]。如何在手術(shù)過程中實(shí)時(shí)校正腦組織移位帶來的實(shí)際穿刺路徑偏移問題,成為神經(jīng)外科手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)長期困擾而又面臨挑戰(zhàn)的難題。
目前,臨床解決腦組織移位的主要技術(shù)有:微電極導(dǎo)向立體定向技術(shù)、超聲導(dǎo)航技術(shù)、微導(dǎo)管技術(shù)以及術(shù)中成像技術(shù)[3-5]。微電極導(dǎo)向立體定向技術(shù)主要依靠經(jīng)驗(yàn)判定信號(hào)特征,沒有定量識(shí)別參數(shù);超聲圖像比較模糊,很難識(shí)別1 cm以下的組織以及聲阻抗很小的腦白質(zhì)與腦灰質(zhì);微導(dǎo)管技術(shù)必須在剪開硬腦膜后施行,同樣無法解決打開硬腦膜所引起的移位問題;成像技術(shù)在監(jiān)測和糾正腦移位方面比較理想,但其依賴于昂貴的系統(tǒng)設(shè)備,對手術(shù)器械及手術(shù)室的環(huán)境有著很高的要求,難以普及推廣。近紅外光譜技術(shù)作為一種對人體無損、無創(chuàng)、無電離輻射的測量手段,其光學(xué)參數(shù)和醫(yī)學(xué)影像數(shù)據(jù)存在密切的關(guān)聯(lián),能夠?qū)崟r(shí)微創(chuàng)地獲取生物組織內(nèi)部光學(xué)信息,反映組織內(nèi)部成分和組織功能狀態(tài)的變化,為實(shí)時(shí)采集探頭前方的腦組織特性實(shí)現(xiàn)組織精確定位提供了可能[6-7]。
近紅外光是介于可見光和中紅外之間的電磁輻射波,穿透力強(qiáng),能輕易透過頭皮、顱骨及其下各層進(jìn)入腦組織。生物體中不同組織對近紅外光具有不同的吸收和散射特性,近紅外光對不同的軟組織具有較強(qiáng)的區(qū)分能力。根據(jù)這種特性,可以利用近紅外光譜法測量組織的光學(xué)參數(shù),從而得到組織的生理信息,或者建立生理信息和光譜數(shù)據(jù)的關(guān)系。相關(guān)研究成果表明,近紅外約化散射系數(shù)與影像灰度信息在組織結(jié)構(gòu)識(shí)別方面存在高度相關(guān)性[8-9]。顯然,如果能找到影像數(shù)據(jù)和近紅外參數(shù)之間的關(guān)聯(lián)特性,便可以通過近紅外參數(shù)來實(shí)時(shí)引導(dǎo)手術(shù)的穿刺,達(dá)到實(shí)時(shí)導(dǎo)航、靶點(diǎn)識(shí)別與實(shí)時(shí)糾錯(cuò)的目的。
基于近紅外光譜的手術(shù)導(dǎo)航原理如圖1所示,其基本思想是:首先通過大量實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù),獲得NIRS數(shù)據(jù)與MRI影像數(shù)據(jù)之間的關(guān)聯(lián)特性,建立兩者之間的數(shù)學(xué)轉(zhuǎn)化模型G;在手術(shù)計(jì)劃時(shí),根據(jù)患者影像數(shù)據(jù)TS,建立患者的三維可視化模型S,確定入刺點(diǎn)和靶點(diǎn),并進(jìn)行手術(shù)路徑規(guī)劃,獲得規(guī)劃的手術(shù)路徑上的影像灰度信息Dl;然后利用建立的數(shù)學(xué)模型G,將手術(shù)計(jì)劃路徑的灰度信息轉(zhuǎn)換為NIRS參數(shù)信息Rl;在手術(shù)過程中,利用本課題組開發(fā)的fNIRS近紅外微創(chuàng)在位連續(xù)監(jiān)測系統(tǒng)和特制的雙光纖埋入毀損微創(chuàng)探頭,將實(shí)時(shí)檢測到的生物組織穿刺路徑上的近紅外光學(xué)參數(shù)信息RN與Rl進(jìn)行對比,通過近紅外導(dǎo)航,實(shí)時(shí)糾錯(cuò)模型J(α,γ)獲得實(shí)際路徑可能偏離計(jì)劃穿刺路徑的角度α和方向γ,并用 α和γ引導(dǎo)路徑的實(shí)時(shí)糾偏,直到實(shí)際的導(dǎo)航穿刺路徑RN與Dl的差值在系統(tǒng)誤差范圍之內(nèi)。
圖1 近紅外導(dǎo)航原理Fig.1 Schematic diagram of NIRS navigation
顯然,影像數(shù)據(jù)和近紅外光學(xué)參數(shù)之間數(shù)學(xué)關(guān)聯(lián)模型的建立,以及近紅外導(dǎo)航實(shí)時(shí)糾錯(cuò)方法的研究,是實(shí)現(xiàn)近紅外手術(shù)輔助導(dǎo)航的關(guān)鍵。
為簡化分析,以雙層均勻模擬膠為實(shí)驗(yàn)對象,模擬人腦內(nèi)兩個(gè)不同的組織特性。實(shí)驗(yàn)共有32個(gè)雙層phantom模型,每層模型的厚度均為10 mm,分為上升組和下降組,每組各有16個(gè)配比濃度不同的模型。上升組模擬膠模型其下層的約化散射系數(shù)μ's2大于上層的約化散射系數(shù) μ's1,下降組模擬膠模型其下層的約化散射系數(shù)小于上層的約化散射系數(shù),即 μ's1> μ's2。
首先,對32個(gè)雙層phantom模型進(jìn)行磁共振圖像采集,獲得各模型矢狀位的磁共振結(jié)構(gòu)像。然后,采用生物組織光學(xué)參數(shù)測量系統(tǒng),對各phantom模型進(jìn)行約化散射系數(shù)μ's的采集,并對采集到的針道軌跡上的約化散射系數(shù)進(jìn)行平滑濾波等處理,獲得約化散射系數(shù)隨模擬膠深度變化的曲線。圖2為上升組中8組模型針道上的光學(xué)測量結(jié)果,其中不同顏色的曲線代表不同的模擬膠模型。由圖2可見,各條曲線0~10 mm為模型上層,μ's值基本保持平穩(wěn);10~20 mm為模型下層,μ's值也基本保持平穩(wěn)。各條曲線在10 mm處,即兩層模型的分界處,μ's出現(xiàn)了明顯的跳變現(xiàn)象,分層現(xiàn)象清晰可見。值得注意的是,在模型分界處前2 mm左右,即深度為8~10 mm的區(qū)域內(nèi),曲線提前出現(xiàn)了上升或下降的變化趨勢,這個(gè)區(qū)域?yàn)樘结樀那耙暰嚯x引起的層間偽影區(qū)。通常層間偽影產(chǎn)生的影響主要在模型前一層中,后一層采集到的數(shù)據(jù)不再受層間偽影的影響。分界層處的偽影會(huì)影響探針定位的準(zhǔn)確性,需要利用層間偽影消除法進(jìn)行處理[10]。對偽影消除后的約化散射系數(shù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì),獲得各層模型約化散射系數(shù)的均值。同時(shí),基于模擬膠三維可視化模型,提取近紅外微創(chuàng)探頭針道軌跡上的灰度信息,各種配比濃度模擬膠的灰度信息gmri和約化散射系數(shù)μ's如表1所示。由于篇幅所限,表1中只給出其中的16組模擬膠模型的數(shù)據(jù)。
圖2 μ's的phantom隨深度變化Fig.2 μ's changes plot with the depth of phantom
表1 各配比濃度模擬膠的灰度信息和約化散射系數(shù)Tab.1 Gray information and reduction scatter coefficient of different concentration phantom
數(shù)據(jù)處理后的近紅外約化散射系數(shù)μ's與灰度信息gmri之間的散點(diǎn)如圖3所示。
圖3 約化散射系數(shù)與灰度信息散點(diǎn)Fig.3 Scatter diagram of reduction scatter coefficient and gray information
由此得出回歸直線的方程表達(dá)為
采用肖維勒準(zhǔn)則,對表1中約化散射系數(shù)和灰度值進(jìn)行判斷,看是否存在異常實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)[11]。原理如下:對于數(shù)據(jù)點(diǎn) vd(x'μs,ygmri),若其殘差 Vd滿足|Vd|> ωnσ,其中,ω32=2.42 為肖維勒系數(shù),σ 為標(biāo)準(zhǔn)差,則實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)點(diǎn)的誤差較大,應(yīng)予以刪除;否則,vd應(yīng)保留。分析結(jié)果發(fā)現(xiàn),數(shù)據(jù)點(diǎn) vd(16.62,439.40)為異常實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù),故將其剔除。然后,對表1中的數(shù)據(jù)進(jìn)行回歸分析,結(jié)果如表2所示。由表2中的數(shù)據(jù)可計(jì)算得出:=885.48。
基于上述分析,建立模擬膠近紅外光學(xué)參數(shù)與MRI影像數(shù)據(jù)的線性回歸模型,模型表達(dá)式為ygmri=-31.79x'μs+885.48。其中,x'μs為近紅外約化散射系數(shù),ygmri為影像灰度信息。
表2 灰度信息和約化散射系數(shù)統(tǒng)計(jì)分析Tab.2 Statistical analysis result of gray information and reduction scatter coefficient
根據(jù)表2計(jì)算可得:統(tǒng)計(jì)量 F=45.107,取置信標(biāo)準(zhǔn) α =0.05,F(xiàn)0.95(1,31-2)=4.18,顯然 F > F0.95(1,29),表明約化散射系數(shù)與灰度信息間存在顯著的線 性 關(guān) 系,建 立 的 模 型 y"gmri= -31.84 x'μs+888.75的概率為95%,可靠性較高。
為了進(jìn)一步驗(yàn)證模型的有效性,采取若干組不同配比濃度的phantom模型進(jìn)行實(shí)驗(yàn),將模擬膠實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)與數(shù)學(xué)模型計(jì)算所得數(shù)據(jù)進(jìn)行比較,發(fā)現(xiàn)二者之間有較高的擬合度,說明所建立的模型有高度的可靠性。課題組將模型應(yīng)用于豬肉等生物組織,也取得了比較高的可靠性。當(dāng)然,由于模型是在模擬膠實(shí)驗(yàn)下獲得的,不排除在應(yīng)用于真實(shí)的人體組織時(shí)可靠性會(huì)降低,但模擬膠的特性和人體組織的光學(xué)特性近似,因此模型的線性關(guān)系不會(huì)改變,后續(xù)的工作將采用小動(dòng)物實(shí)驗(yàn)對模型進(jìn)行修正。
所建立的近紅外糾偏模型必須要解決兩個(gè)方面的問題:其一,手術(shù)過程中得到實(shí)時(shí)路徑和計(jì)劃路徑的擬合程度;其二,如果實(shí)時(shí)路徑發(fā)生偏差,能實(shí)時(shí)給出偏差的角度和方向,用于指導(dǎo)實(shí)時(shí)糾偏。根據(jù)患者術(shù)前影像資料進(jìn)行手術(shù)路徑規(guī)劃,如圖4所示。圖4(a)為計(jì)劃穿刺模型,其中A為入刺點(diǎn),D為靶點(diǎn),AD為手術(shù)計(jì)劃路徑;圖4(b)為計(jì)劃路徑錐形化示意圖,ADi(i=1,2,…,n)為手術(shù)過程中可能偏移的路徑。由于腦組織移位或變形等原因,實(shí)際穿刺時(shí)的路徑可能會(huì)存在一定角度的偏移,顯然偏離路徑位于以 AD為中垂線,α為頂角的圓錐面上。在實(shí)際穿刺過程中,入刺點(diǎn)A不會(huì)改變,穿刺過程中探頭位置T的光學(xué)參數(shù)信息可以實(shí)時(shí)獲得,將AT光學(xué)參數(shù)曲線實(shí)時(shí)與計(jì)劃路徑AD上的光學(xué)參數(shù)曲線匹配。如果擬合誤差在系統(tǒng)誤差范圍內(nèi),則認(rèn)為實(shí)時(shí)穿刺過程正確,不需要調(diào)整;一旦擬合誤差超出系統(tǒng)誤差范圍,則將AT光學(xué)參數(shù)曲線實(shí)時(shí)與偏移路徑ADi光學(xué)參數(shù)曲線擬合,找到和其擬合度最接近的ADi。最后,根據(jù) ADi信息,計(jì)算偏離角度α和偏離方向γ。
在手術(shù)計(jì)劃時(shí),建立影像數(shù)據(jù)計(jì)算機(jī)空間坐標(biāo)系,得到AD和ADi空間參數(shù)方程;利用三維可視化模型S和三維體數(shù)據(jù)插值算法,求出 AD和 ADi相應(yīng)路徑上的影像灰度值;再利用數(shù)學(xué)轉(zhuǎn)化模型G將影像灰度曲線轉(zhuǎn)化成AD和ADi相應(yīng)路徑上的光學(xué)參數(shù)曲線,用來在術(shù)中實(shí)時(shí)引導(dǎo)路徑的糾錯(cuò)。
在計(jì)算機(jī)空間中,設(shè)入刺點(diǎn)坐標(biāo)為 A(x0,y0,z0),靶點(diǎn)坐標(biāo)為 D(x1,y1,z1),確定以 AD 為中垂線、α為頂角的圓錐底面圓的參數(shù)方程為
圖4 規(guī)劃路徑。(a)計(jì)劃穿刺模型;(b)計(jì)劃路徑錐形化Fig.4 Schematic of planning path.(a)navigation path model;(b)the coned path
式中,r=|AD|tanα 為空間圓的半徑,K1、K2、K3、K為與計(jì)劃路徑AD垂直的平面方程的參數(shù)。經(jīng)計(jì)算,式(1)的參數(shù)方程為
式(2)確定了α為頂角的圓錐底面圓的參數(shù)方程。顯然,各偏移路徑靶點(diǎn)的坐標(biāo)必然落在圓錐底面上,由此可以確定對應(yīng)于偏移角度α的可能偏移路徑,獲得偏移路徑上每一點(diǎn)的坐標(biāo)值,即可進(jìn)行偏移路徑相對于AD的方向γ和角度α的計(jì)算。
一方面,方向γ和角度α的取值影響路徑信息匹配結(jié)果的精度,γ和α取值越精細(xì),則匹配結(jié)果的精度越高;另一方面,AT光學(xué)參數(shù)曲線與 ADi光學(xué)參數(shù)曲線的擬合算法也影響著導(dǎo)航的精度。路徑發(fā)生偏移表現(xiàn)在曲線趨勢變化的不一致,因此采用基于曲率的匹配算法進(jìn)行偏移路徑的擬合,計(jì)算簡便,精度較高,具有平移、旋轉(zhuǎn)不變性等優(yōu)點(diǎn);同時(shí),以改進(jìn)的Hausdorff距離為準(zhǔn)則進(jìn)行匹配結(jié)果的驗(yàn)證,避免了個(gè)別點(diǎn)對整體匹配的影響,匹配計(jì)算僅在少量的特征點(diǎn)集間進(jìn)行,提高了算法的速度及匹配的精度。有關(guān)這部分的算法和實(shí)驗(yàn)過程在文獻(xiàn)[12]中有比較詳細(xì)的介紹,這里不再贅述。
制備不規(guī)則模擬膠,在模擬膠實(shí)物上表面標(biāo)記一點(diǎn),作為手術(shù)路徑規(guī)劃的入刺點(diǎn)。采用德國西門子公司的3-Tesla MR對模擬膠的矢狀位進(jìn)行掃描,具體參數(shù)設(shè)置為:TR=3000 ms,TE=50 ms,F(xiàn)OV=240 mm×240 mm,矩陣尺度512×512,層間距為0,層厚4 mm?;谌S可視化模型和二維圖像序列,進(jìn)行模擬膠計(jì)劃路徑的規(guī)劃。為簡化分析,選取垂直的計(jì)劃路徑,如圖5(a)所示,圖中兩點(diǎn)之間的連線即為計(jì)劃路徑。將計(jì)劃路徑錐體化,將α從1°開始取值(多次實(shí)驗(yàn)結(jié)果發(fā)現(xiàn),當(dāng)α在1°以內(nèi)時(shí),其偏差基本在系統(tǒng)誤差范圍內(nèi)),以 Δα為1°連續(xù)變化,在每個(gè)α角度對應(yīng)的圓錐面上每隔10°對應(yīng)一個(gè)偏離方向,記為 γ(α,i)(i=1,2,…,36),一個(gè) α 對應(yīng) 36個(gè)方向,本系統(tǒng)取了10個(gè)圓錐面,一共的偏移路徑信息是360個(gè)。當(dāng)然,在實(shí)際應(yīng)用中如要獲得更高的精度,可以將γ取得更精細(xì)。將獲得的若干條偏移路徑放入軟件數(shù)據(jù)庫,用來在術(shù)中實(shí)際引導(dǎo)路徑的糾錯(cuò)。
模擬膠實(shí)物穿刺過程如圖5(b)所示,探針從上表面標(biāo)記的入刺點(diǎn)進(jìn)入,以不同α角度及其不同方向γ偏離計(jì)劃路徑進(jìn)行穿刺。在實(shí)驗(yàn)過程中,從1°開始取值,每隔2°(Δα=2°)在隨機(jī)選取的偏離方向進(jìn)行穿刺,發(fā)現(xiàn)本糾錯(cuò)模型給出的偏離方向γ和實(shí)際偏離方向完全一致,而給出的偏離角度α在1°~5°之間時(shí)存在一定的隨機(jī)性,在 7°以后趨于穩(wěn)定,誤差不會(huì)超過1°,靶點(diǎn)識(shí)別誤差在1 mm以內(nèi),并且在偏移角度13°以后,系統(tǒng)給出的糾偏角度與實(shí)際偏移角度完全接近。部分實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)如表3所示。
圖5 模擬膠實(shí)驗(yàn)。(a)手術(shù)計(jì)劃路徑;(b)實(shí)際穿刺路徑Fig.5 Schematic of phantom experiment.(a)surgery planning path;(b)real puncture path
表3 路徑糾偏結(jié)果Tab.3 Result of path correction
在偏移角度較小時(shí),系統(tǒng)糾錯(cuò)信息不穩(wěn)定,分析其原因可能有:一是設(shè)置實(shí)際偏移角度時(shí)存在誤差;二是制備模擬膠時(shí),同層模擬膠較厚,其不規(guī)則性不夠明顯,路徑偏移較小時(shí)反映在路徑信息上的差別較小;三是探頭本身存在一定誤差。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,整個(gè)系統(tǒng)可以達(dá)到近紅外實(shí)時(shí)導(dǎo)航和實(shí)時(shí)糾偏的目的,但是糾偏的精度和可靠性問題仍需在后續(xù)工作中進(jìn)一步深入研究。
基于近紅外的實(shí)時(shí)導(dǎo)航技術(shù),具有設(shè)備運(yùn)行安全可靠、定位誤差小、導(dǎo)航精度高等優(yōu)點(diǎn)。當(dāng)前,在臨床應(yīng)用上較為廣泛且技術(shù)較成熟的是腦立體定向手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng),所存在的普遍問題是無法克服手術(shù)過程中腦組織移位帶來的定位誤差問題。近紅外光譜技術(shù)作為一種對人體無損、無創(chuàng)、無電離輻射的測量手段,能夠?qū)崟r(shí)微創(chuàng)地獲取生物組織內(nèi)部光學(xué)信息、實(shí)時(shí)采集微創(chuàng)探頭前方的腦組織特性、實(shí)時(shí)發(fā)現(xiàn)和糾正腦組織移位帶來的誤差等,為實(shí)現(xiàn)組織精確定位提供了可能,但相關(guān)的數(shù)學(xué)模型以及定位的精度和可靠性還要在大量的生物實(shí)驗(yàn)中不斷完善。
針對腦立體定向手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)中存在的組織移位問題,提出利用近紅外光譜技術(shù)輔助導(dǎo)航的解決方案。將功能近紅外光譜技術(shù)與醫(yī)學(xué)圖像可視化技術(shù)相結(jié)合,建立近紅外參數(shù)信息和影像灰度信息之間的數(shù)學(xué)關(guān)聯(lián)模型,實(shí)現(xiàn)生物組織光學(xué)參數(shù)識(shí)別,從而實(shí)時(shí)引導(dǎo)手術(shù)進(jìn)程;將影像計(jì)劃穿刺路徑錐形化獲得可能的偏移路徑的灰度信息作為近紅外路徑偏移糾正的先驗(yàn)知識(shí),采用曲率匹配的算法對偏移路徑進(jìn)行擬合,并以改進(jìn)的Hausdorff距離為準(zhǔn)則進(jìn)行匹配結(jié)果的驗(yàn)證,達(dá)到基于近紅外光譜技術(shù)的術(shù)中移位實(shí)時(shí)糾錯(cuò)目的,實(shí)現(xiàn)誤差范圍內(nèi)近紅外路徑偏移的有效定位。后續(xù)工作將進(jìn)一步補(bǔ)充動(dòng)物實(shí)驗(yàn),對所建立的關(guān)聯(lián)模型進(jìn)行驗(yàn)證和完善,同時(shí)將針對實(shí)際臨床數(shù)據(jù),不斷完善實(shí)時(shí)路徑糾偏模塊,整個(gè)系統(tǒng)軟件的穩(wěn)定性也有待進(jìn)一步提高。
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