專利名稱：使血管的cpr視圖的觀察方向與3d管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積上的觀察角和/或與3d旋轉(zhuǎn) ...的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明描述了一種用于繪制并顯示血管的3D管狀結(jié)構(gòu)的曲面重組(CPR)視圖的 方法，其中，將曲面重組視圖的觀察方向耦合至要被可視化的3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體 積的分段表示或者原始表示上的觀察角和/或耦合至3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)的C 臂幾何結(jié)構(gòu)。因此，所提出的方法能夠在X射線圖像進(jìn)行測(cè)量而不會(huì)發(fā)生空間縮短且無(wú)需 進(jìn)行校準(zhǔn)。
背景技術(shù)：
借助于計(jì)算機(jī)斷層攝影(CT)和磁共振成像(MRI)對(duì)脈管系統(tǒng)進(jìn)行無(wú)創(chuàng)成像已經(jīng) 被廣為接受用來(lái)替代有創(chuàng)的動(dòng)脈內(nèi)血管造影。CT和MRI這二者提供高分辨率的體積數(shù)據(jù) 集，從而能夠使用這些體積數(shù)據(jù)集對(duì)于待檢查患者身體內(nèi)部的解剖對(duì)象(內(nèi)部器官、骨骼 和關(guān)節(jié)、血管等)和病理結(jié)構(gòu)進(jìn)行可視化。然而，這些數(shù)據(jù)可能包含很多對(duì)于診斷而言不很 感興趣、甚至根本不感興趣的對(duì)象。這使得在沒(méi)有進(jìn)行預(yù)處理情況下通常很難、甚至根本不 可能進(jìn)行臨床相關(guān)的體積繪制-即，最大強(qiáng)度投影(MIP)、射線投射、表面陰影顯示(SSD)。
對(duì)諸如血管的3D管狀結(jié)構(gòu)的可視化是基于CT和MRI的醫(yī)學(xué)成像方面的重要課 題。為了診斷目的而顯示這種3D管狀結(jié)構(gòu)的一種方式是生成縱向截面，以便在可視化曲面 中顯示其管腔、壁和周圍組織。該過(guò)程被稱作曲面重組(CPR)。曲面重組(還被稱作為"曲 面重建")是在這種可視化曲面上對(duì)3D管狀結(jié)構(gòu)的縱向截面的圖形可視化。曲面重組的目 標(biāo)是要在單幅圖像內(nèi)沿管狀結(jié)構(gòu)的整個(gè)長(zhǎng)度來(lái)對(duì)其進(jìn)行圖形顯示和目視檢查而不會(huì)發(fā)生 空間縮短。為此，需要獲得關(guān)于管狀結(jié)構(gòu)、特別是3D對(duì)象的中心線的先驗(yàn)信息。
具體而言，曲面重組(CPR)是一種可視化小直徑的脈管結(jié)構(gòu)的方式。由此，使用諸 如血管的中心線(下文中，也稱作為"中心軸")的高級(jí)信息來(lái)對(duì)之前已經(jīng)通過(guò)CT或MR血管 造影獲取的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行重新取樣并可視化。不失一般性，假設(shè)血管的中心線為子體素分 辨率下的點(diǎn)序列。 一般而言，中心線的空間位置和形狀確定出可視化3D空間的哪部分。使 用該技術(shù)，在單幅圖像中顯示血管的全部長(zhǎng)度。然后，醫(yī)師能夠研究脈管的異常情況(即， 潰瘍性狹窄、閉塞、動(dòng)脈瘤和管壁鈣化)。當(dāng)前的CPR技術(shù)允許沿著貫穿脈管中心軸的縱截 面研究血管的管腔。倘若該平面并不涉及脈管異常，因此在所生成的圖像中并未顯現(xiàn)脈管 異常，則可以圍繞中心軸旋轉(zhuǎn)該經(jīng)重新取樣的平面。這樣得到將由放射師解釋的一組圖像。 或者，能夠使用厚的曲面多平面重組(CMPR)。 在如今的計(jì)算機(jī)斷層攝影血管造影中的另一方面是使用CPR顯示技術(shù)進(jìn)行樹(shù)狀 脈管結(jié)構(gòu)的有效可視化?；谘芏蔚耐队敖M合的多路徑CPR計(jì)數(shù)提供對(duì)患者的脈管解剖 結(jié)構(gòu)的空間連貫的顯示。然而，由此，根據(jù)各自選定的交叉平面，動(dòng)脈中的一部分可能被其 他動(dòng)脈所疊加。為了對(duì)整個(gè)脈管樹(shù)的詳細(xì)檢查，不得不對(duì)貫穿脈管中心軸的不同截面進(jìn)行 重新取樣。
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進(jìn)行CPR可視化的必要條件是恰當(dāng)估計(jì)脈管中心線。最近的諸如多探測(cè)器陣 列CT的CT技術(shù)提供高分辨率的體積數(shù)據(jù)集。由于這些數(shù)據(jù)集容量大(其一般包括多達(dá) 1900幅例如腹部和整個(gè)腿部的橫截面圖像)，因此不再能夠選擇手動(dòng)定義血管中心線。在 這種情況下，已經(jīng)開(kāi)發(fā)出若干種在可靠性、執(zhí)行速度和精確度方面具有不同特性的算法。 在由B. Avants禾口 J. Wil-liams發(fā)表的題為"An Adaptive Minimal Path Generation Technique for VesselTracking in CTA/CE-MRA Volume Images"(發(fā)表于MICCAI 2001， 第707-716頁(yè)，2000年)的文章中，介紹了由兩個(gè)部分組成的脈管跟蹤方法。由此，基于用 戶定義的種子點(diǎn)通過(guò)應(yīng)用程函(eikonal)偏微分方程計(jì)算表面膨脹。計(jì)算這些區(qū)域的最 小代價(jià)路徑。然后，由該路徑生成截面面積/半徑分布。由S. He等人在其題為"Medial Axis Reformation :A NewVisualization Method for CT Angiography，，(發(fā)表于Academic Radiology 8，第726-733頁(yè)，2001年)的文章中，提出了基于二維區(qū)域生長(zhǎng)算法、隨后使用 最短路徑算法的路徑提取方法。其中，其描述了通過(guò)使用多尺度醫(yī)學(xué)響應(yīng)精確限定所得的 路徑。在稱作軸"中心軸重組"的半自動(dòng)方法中脈管樹(shù)要進(jìn)行平坦化。正如P.Felkel等 人在題為"Surface Reconstruction Of TheBranching Vessels For Augmented Reality Aided Surgery"(發(fā)表于BIOSIGNAL 2002，第252-254頁(yè)，2002年6月)的文章中所公開(kāi) 的，通過(guò)使用低復(fù)雜性的多邊形網(wǎng)格來(lái)生成抽象的脈管模型，其允許對(duì)要被可視化的圖像 數(shù)據(jù)進(jìn)行快速繪制。在A.Kanitsar等人的題為"CPR-Curved PlanarReformation"(發(fā)表 于IEEE Visualization 2002，第37-44頁(yè)，ACM， 2002年10月)的文章中，描述了三種用于 CPR生成的方法投影CPR、延展CPR和拉直CPR。此外，提出了為克服CPR可視化的最相關(guān) 臨床限制的三種CPR擴(kuò)展厚CPR、旋轉(zhuǎn)CPR和多路徑CPR。多路徑CPR提供了在一幅圖像 內(nèi)顯示整個(gè)脈管樹(shù)。雖然防止了對(duì)骨骼和動(dòng)脈的疊加，但是另一方面卻不能避免動(dòng)脈自身 的交叉。 為了整合2D熒光透視和3D血管重建顯示，能夠應(yīng)用3D路圖， 一種最近研制出 的已經(jīng)由Philips取得專利權(quán)的成像方法。該技術(shù)確保3D圖像與系統(tǒng)配準(zhǔn)并覆蓋有實(shí) 時(shí)2D熒光透視圖，從而提供可持續(xù)的路圖。該技術(shù)的臨床應(yīng)用前景對(duì)于諸如實(shí)時(shí)導(dǎo)管導(dǎo) 航和監(jiān)視線圈遞送的應(yīng)用尤其重要。3D路圖有持久的生命力，改進(jìn)了工作流程，并進(jìn)一步 降低了造影劑和X射線的劑量。由此，能夠解決與用戶無(wú)法將來(lái)自X射線熒光透視圖像 的2D信息與其在3D數(shù)據(jù)集中的相應(yīng)位置相互聯(lián)接在一起最相關(guān)的各種問(wèn)題。與標(biāo)準(zhǔn)2D 數(shù)字路圖技術(shù)的主要不同在于，新開(kāi)發(fā)出的3D路圖基于用二維熒光透視圖像作為覆蓋圖 的旋轉(zhuǎn)血管造影獲取技術(shù)。將為了使之前獲取的3D重建圖像精確疊加在進(jìn)行交互操作 的2D熒光透視圖像上所需要的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在3D工作站中并且構(gòu)成校準(zhǔn)數(shù)據(jù)集。實(shí)時(shí)地對(duì) 這兩個(gè)數(shù)據(jù)集進(jìn)行空間對(duì)準(zhǔn)。因此，3D圖像和2D熒光透視圖像能夠進(jìn)行精確的疊加，而 不管C臂的位置和放大率是否有任何變化。所描述的路圖方法的主要優(yōu)點(diǎn)是，進(jìn)行一次造 影劑注射就能夠讓C臂置于空間中的任意位置并且允許在X射線管和圖像增強(qiáng)器之間的 距離發(fā)生改變以及圖像放大率發(fā)生變化。在臨床設(shè)置中，3D路圖便于血管內(nèi)神經(jīng)導(dǎo)航并 且同時(shí)減少了手術(shù)操作的時(shí)間和降低了造影劑的使用。有關(guān)該課題的進(jìn)一步信息，感興趣 的讀者可以參考M. S6derman、 D. Babic， R、 Homan禾口 T. Andersson的題為"3D Roadmap inNeuroangiography-Technique and Clinical Interest，，(發(fā)表于Neuroradiology,第 47巻第10期，第735-740頁(yè)，2005年10月)的文章。
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下文中，為了更好的理解本發(fā)明，將簡(jiǎn)要描述用于控制常規(guī)3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備 的C臂幾何結(jié)構(gòu)的兩種控制模式——現(xiàn)有技術(shù)中將其稱為跟隨C形弧(Follow C-arc)和 3D自動(dòng)位置控制(3DAPC)。 當(dāng)選擇前述的跟隨C形弧模式時(shí)，3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的體數(shù)據(jù)的取向跟隨C臂 幾何結(jié)構(gòu)的觀察入射角。因此，沿該入射角創(chuàng)建的X射線圖像應(yīng)當(dāng)描繪出與在連接至所述 3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的用于可視化所述體數(shù)據(jù)的工作站的監(jiān)視器上所顯示的相同景象。該 模式能夠用于規(guī)劃視圖而不用實(shí)際進(jìn)行輻射或者注射造影劑，并且用于評(píng)估對(duì)于給定觀察 入射角要被可視化的組織區(qū)域的3D形態(tài)。 3D自動(dòng)位置控制(3D APC)被認(rèn)為與跟隨C形弧模式相反。在用戶按壓3D APC按 鈕之后，3D APC功能性操縱C臂幾何結(jié)構(gòu)以匹配3D旋轉(zhuǎn)血管造影體數(shù)據(jù)的觀察方向。與跟 隨C形弧模式相反，2D投影圖像和3D旋轉(zhuǎn)血管造影體積的向上向量不需要相對(duì)應(yīng)。只要它 們的觀察方向彼此相對(duì)應(yīng)。 WO 2005/048198A1涉及一種通過(guò)使用對(duì)象的3D圖像數(shù)據(jù)集來(lái)可視化所述對(duì)象的 管狀結(jié)構(gòu)的方法及相對(duì)應(yīng)的裝置。為了提供更有效且更直觀的可視化，提出一種方法，其包 括下列步驟從所述管狀結(jié)構(gòu)的符號(hào)路徑視圖生成并可視化曲面重組圖像，所述符號(hào)路徑 視圖表示所述管狀結(jié)構(gòu)；并且為所述符號(hào)路徑的路徑點(diǎn)分配其的3D空間位置數(shù)據(jù)；最終生 成并可視化通過(guò)在所述曲面重組圖像或所述符號(hào)路徑視圖中選定的所述管狀結(jié)構(gòu)的觀察 點(diǎn)的所述對(duì)象的至少一個(gè)平面視圖。

發(fā)明內(nèi)容
當(dāng)在例如進(jìn)行冠狀動(dòng)脈疾病診斷的CT重建中觀察動(dòng)脈時(shí)，通常使用曲面重組圖 像。其一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于這樣的事實(shí)即曲面重組圖像能夠在沒(méi)有任何空間縮短的情況下顯示 血管，并且能夠顯示待檢查患者體內(nèi)的周圍組織區(qū)域。沒(méi)有空間縮短便于對(duì)血管進(jìn)行精確 的測(cè)量。如果在CT上發(fā)現(xiàn)血管變窄(例如病變或者狹窄等)，則在心臟血管X射線導(dǎo)管實(shí) 驗(yàn)中執(zhí)行介入治療。病變通常是偏軸的，這意味著僅能在曲面重組視圖的特定取向上看見(jiàn) 病變的最小截面。在開(kāi)始心臟血管介入手術(shù)時(shí)，在若干視圖中獲取X射線血管造影圖像，以 便確認(rèn)在計(jì)算機(jī)斷層攝影上所做的診斷。根據(jù)各個(gè)患者的解剖結(jié)構(gòu)，需要進(jìn)行充足數(shù)量的 血管造影，以找到在解剖結(jié)構(gòu)上示出病變的最小截面面積的視圖。這意味著患者要忍受潛 在有害的造影劑而患者和工作人員都要暴露于X射線輻射劑量。 因此，本發(fā)明的一個(gè)目標(biāo)是將預(yù)處理診斷的曲面重組視圖集成到潰瘍性狹窄、動(dòng) 脈瘤、病變或其它脈管病癥的微創(chuàng)處置中，以便減少找到要被可視化的病理對(duì)象上的特定 觀察方向所需要的非必須血管造影的數(shù)量，所述觀察方向是通過(guò)要被可視化的3D管狀結(jié) 構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或原始表示上的觀察角，或者分別通過(guò)3D旋轉(zhuǎn)血管造影 設(shè)備的C臂系統(tǒng)的C臂側(cè)傾角、俯仰角和偏航角給出的，并且因此減少患者和臨床工作人員 暴露于X射線輻射的劑量并且提供了改進(jìn)的診斷流程。 因此，本發(fā)明描述一種用于繪制并顯示血管的3D管狀結(jié)構(gòu)的曲面重組視圖的方 法，其中，將所述曲面重組視圖的觀察方向耦合至要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制 體素體積的分段表示或原始表示上的觀察角，或者耦合至3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng) 的C臂的取向(下文中，也稱作"C臂幾何結(jié)構(gòu)")。
所提出的方法可以例如以本申請(qǐng)的說(shuō)明書(shū)所描述的六種不同模式實(shí)現(xiàn)。 根據(jù)前述方法的第一模式，所述曲面重組視圖的觀察方向盡可能緊密地跟隨要被
可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或原始表示上的觀察角。 根據(jù)該方法的第二模式，所述曲面重組視圖跟隨3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)
的C臂幾何結(jié)構(gòu)，這是指根據(jù)所述C臂的側(cè)傾角、俯仰角和偏航角設(shè)置所述曲面重組視圖的
觀察方向。這得到最佳地對(duì)應(yīng)于(實(shí)時(shí))X射線圖像的曲面重組視圖。該模式對(duì)于介入期
間的弓I導(dǎo)尤其有用。其允許將所獲取的血管造影X射線數(shù)據(jù)與預(yù)處理CT或MR數(shù)據(jù)在相同
的取向中進(jìn)行對(duì)比。 根據(jù)前述方法的第三模式，所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或原 始表示上的觀察角跟隨所述曲面重組視圖的所述觀察方向。在該模式中，所獲取的3D體素 數(shù)據(jù)的向上向量總是設(shè)置為與從相同觀察方向所取得的X射線圖像相對(duì)應(yīng)。該模式在程序 之前設(shè)計(jì)血管造影視圖時(shí)尤其有用。 根據(jù)所述方法的第四模式，根據(jù)在所述曲面重組視圖的觀察方向設(shè)置3D旋轉(zhuǎn)血 管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)由C臂的側(cè)傾角、俯仰角和偏航角給出的C臂幾何結(jié)構(gòu)。這使得臨 床醫(yī)生能夠讓X射線圖像盡可能緊密地與使用所述曲面重組視圖設(shè)計(jì)出的視圖相對(duì)應(yīng)。其 允許將所獲取的血管造影X射線數(shù)據(jù)與預(yù)處理CT或MR數(shù)據(jù)在相同的取向中進(jìn)行對(duì)比。
根據(jù)前述方法的第五模式，該模式在下文中稱之為"鎖定的交互作用(Locked Interaction)"，僅允許以這樣的方式操縱3D管狀結(jié)構(gòu)的體素體積上的觀察角，即使得對(duì) 應(yīng)的曲面重組視圖不發(fā)生變化。在選擇示出了偏軸的病變的曲面重組視圖之后，操縱所獲 取的3D體積數(shù)據(jù)以找到最佳角度而不改變所選擇的曲面重組視圖。該模式在這樣的情況 下尤其有用即當(dāng)在曲面重組視圖上發(fā)現(xiàn)病變的最小截面并且設(shè)計(jì)血管造影視圖使其也示 出該最小截面時(shí)，其中3D視圖的保持旋轉(zhuǎn)允許選擇在不同血管段之間不發(fā)生重疊的視圖。
所述方法的第六模式是一種變體，其中，繪制并顯示3D管狀結(jié)構(gòu)的曲面重組視圖 和示出了該結(jié)構(gòu)的二維投影的2D投影視圖(例如，X射線圖像或者所繪制的2D視圖)的 融合可視化。這與從現(xiàn)有技術(shù)中已知的常規(guī)圖像融合技術(shù)不同，在常規(guī)的圖像融合技術(shù)中 血管的3D管狀結(jié)構(gòu)被投影到2D投影圖像的坐標(biāo)空間中。根據(jù)所述第六模式，通過(guò)使2D投 影圖像經(jīng)過(guò)空間變形算法而將所述2D投影圖像重新投影到曲面重組視圖的坐標(biāo)空間中， 所述空間變形算法產(chǎn)生與3D管狀結(jié)構(gòu)在曲面重組視圖的坐標(biāo)空間中的空間路線相匹配的 經(jīng)變換的圖像數(shù)據(jù)。這得到實(shí)質(zhì)上沒(méi)有空間縮短融合圖像表示并且能夠進(jìn)行無(wú)需校準(zhǔn)的直 此外，可以提供與諸如引導(dǎo)導(dǎo)線、氣球式導(dǎo)管、心血管支架等的專用介入醫(yī)學(xué)設(shè)備 的位置有關(guān)信息(例如，與待檢查患者體內(nèi)的所述血管周圍的軟組織相關(guān)的信息)。
根據(jù)所述第六模式，所述方法可以通過(guò)下列步驟的序列來(lái)執(zhí)行確定要被可視化 的3D管狀結(jié)構(gòu)的中心軸；確定用于將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的體素體積與所述2D投影圖像進(jìn)行 配準(zhǔn)的2D-3D配準(zhǔn)映射的所有參數(shù)；確定曲面重組映射的參數(shù)，所述曲面重組映射用于將 所述3D管狀結(jié)構(gòu)的中心軸在跟隨所述中心軸沿其平行于所述2D投影圖像的投影平面的縱 向方向以及橫向方向的空間路線的曲面中的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換到所述曲面重組視圖的坐標(biāo)空間中； 通過(guò)執(zhí)行所述2D-3D配準(zhǔn)映射、曲面重組映射和/或與所述曲面重組映射相逆的映射規(guī)則 來(lái)將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖和所述2D投影圖像進(jìn)行合
9成；以及對(duì)經(jīng)過(guò)所述2D-3D配準(zhǔn)映射、曲面重組映射和/或逆曲面重組映射之后的所述3D 管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖和所述2D投影圖像的融合圖像可視化。
為了生成所述3D管狀結(jié)構(gòu)的體素體積的曲面重組視圖和2D投影圖像的融合可視 化，可以使用阿爾法混合技術(shù)。 此外，本發(fā)明的示例性實(shí)施例還涉及一種用于繪制并顯示3D管狀結(jié)構(gòu)的曲面重 組視圖和示出了該結(jié)構(gòu)的二維投影的2D圖像的圖像繪制系統(tǒng)，所述圖像繪制系統(tǒng)特別適 于執(zhí)行如上所述的方法。 最后，提供一種編程用于當(dāng)運(yùn)行在前述圖像繪制系統(tǒng)上時(shí)執(zhí)行所述方法的計(jì)算機(jī) 軟件產(chǎn)品。


本發(fā)明的有利特征、方面和優(yōu)點(diǎn)將將從說(shuō)明書(shū)、權(quán)利要求書(shū)和附圖中變得顯而易 見(jiàn)。在附圖中， 圖1示出了示例性說(shuō)明本發(fā)明的諸如血管段的3D管狀結(jié)構(gòu)的曲面重組過(guò)程的3D
簡(jiǎn)圖，其中要在可視化曲面中沒(méi)有空間縮短的情況下可視化該3D管狀結(jié)構(gòu)； 圖2示出了 3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C型臂系統(tǒng)在參照該3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的
三維笛卡爾坐標(biāo)系中的C型臂幾何結(jié)構(gòu)，其中通過(guò)操作所述C型臂的橫擺角、俯仰角和/或
偏航角可以使所述C型臂系統(tǒng)繞生成所述坐標(biāo)系的三個(gè)正交軸x、 y和/或z樞軸轉(zhuǎn)動(dòng)； 圖3圖示出通過(guò)執(zhí)行將3D管狀結(jié)構(gòu)的坐標(biāo)系轉(zhuǎn)換到2D投影平面的坐標(biāo)系的映
射，而將參照所述3D管狀結(jié)構(gòu)的3D笛卡爾坐標(biāo)系中的、由所述血管3D管狀結(jié)構(gòu)的中心軸
的參數(shù)化向量值函數(shù)給出的3D管狀結(jié)構(gòu)在2D投影平面上的平面投影； 圖4示出了血管的3D管狀結(jié)構(gòu)在2D投影平面上所投影的圖像與所述血管在實(shí)質(zhì)
上平行于該2D投影平面取向的可視化曲面中的曲面重組圖像之間的對(duì)應(yīng)關(guān)系，其中所述
可視化曲面跟隨血管的3D管狀結(jié)構(gòu)沿其縱向方向的空間路線； 圖5示出了說(shuō)明所述3D管狀結(jié)構(gòu)的中心軸在由所述3D笛卡爾坐標(biāo)系的y-z平面 給出的2D投影平面上的映射的3D簡(jiǎn)圖； 圖6示出了說(shuō)明根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例所提出的方法的過(guò)程的流程圖；以及
圖7示出根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的圖像處理、可視化和存檔系統(tǒng)的示意性框圖。
具體實(shí)施例方式
下文中，將參考具體示例并參照附圖詳細(xì)解釋根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的基于 CPR的可視化方法。由此，將已經(jīng)通過(guò)分割算法從所獲取的CT或MR圖像分割出的血管3D 管狀結(jié)構(gòu)1假設(shè)為是要被圖形可視化的解剖學(xué)對(duì)象，其中所述3D管狀結(jié)構(gòu)足以通過(guò)曲線中 心軸來(lái)描述。 當(dāng)通過(guò)3f = /(f)(其中，3f表示在歐幾里德向量空間V二口s的三維笛卡爾坐標(biāo)系 中3D位置P(x，y，z)的笛卡爾位置向量而t是在O-l之間變化的實(shí)值標(biāo)量參數(shù))定義所述 血管3D管狀結(jié)構(gòu)中心軸的路徑時(shí)，中心軸的歸一化縱向向量f可以由如下等式表示<formula>formula see original document page 11</formula>并且A3^ >3^—& =/&=1)-/( = 0)其中(la-c)0是坐標(biāo)系的原點(diǎn)，= S = /(f = 0) = [A^,力，^rer
是在所述中心軸上具有笛卡爾坐標(biāo)xA、 yA和zA的給定開(kāi)始點(diǎn)A的位置向量， 55 s 5§ = = 1) = [&,;^，&reF"是在所述中心軸上具有笛卡爾坐標(biāo)XB、yB和
zB的給定結(jié)束點(diǎn)B的笛卡爾位置向量，以及|A^s|2 := A:" =- xj2 + -力)2 + - ^ )2 (Id) 是差分向量A^B的歐幾里德范數(shù)。假定f (其中i eF.)是用于描述歐幾里德向 量空間V中的給定透視圖的三維觀察向量。那么，假定所述血管3D管狀結(jié)構(gòu)的中心軸的橫
向向量f可以以歸一化形式定義如下
x / /
" _其中,,—，
6 =
I I2 17 x / II
—II 2 V
X
=1， (2a, b) 并且垂直于縱向向量f和上面限定的橫向向量f的觀察向量f，，因此如下給出
f = 6 X / = 一^^p其中(3a)
,.(" =一||2 .cos'(7，f,
=V 一
II — II 2
(3b) 其中，巧是如上定義的觀察向量i;到縱向向量f方向上的正交投影向:
i;，/ 4
COS'(F,〖
(3c) 表示觀察向量^和縱向向量f的內(nèi)積("點(diǎn)乘")，并且^ = (1 / 方向上的基向量。從等式(3b)能夠?qū)С?br> 『I
1 = /-是在,
= 6 x / = —
僅對(duì)于如下特定情況有效
(3d)
(3e) 當(dāng)以這樣的方式定義3D笛卡爾坐標(biāo)系的正交軸x、y和z的取向，即使得x軸表示 所述橫向向量f的方向而y軸表示所述縱向向量^勺方向時(shí)，可以將這些向量認(rèn)為是分別在 x和y方向的正交基向量，而可以將垂直觀察向量"i 認(rèn)為是在相對(duì)于f和f正交布置的z方
向的歸一化基向量。
11
利用上面給出的參數(shù)化的笛卡爾位置向量5，可以通過(guò)移除/")的突出到縱向向 量f方向中的那些部分來(lái)導(dǎo)出所述3D管狀結(jié)構(gòu)中心軸的曲率，該曲率是在將所述血管中心 軸和縱向向量f方向上的橫向向量f所生成的可視化曲面4拉直時(shí)獲得的，這是指在被投影
到由兩個(gè)正交向量f，和f生成的二維平面中時(shí)的/(/)的曲率。由此得到的"光滑"曲率5(力 可以有下列等式表示
A入(,)(4a)
射
5 = 〈"/(f)〉 S
，(4b) 其中使用
(S， A/(f)) = arc cas

所限定的差分向量A/(f)在橫向向量g方向上的正交投影向:
其中，'(&A/(0)e
， (4c)
S|2 = 1而厶/(0:= /W—/(0) = ^ -5 = 3 -^ Vf。其中，A入(,)是如上
〈5, A/(/)〉=[化.|卜/(')|2 'cos'(t △/(/)) (4d) 表示差分向量厶/^和橫向向量5的內(nèi)積("點(diǎn)積")，并且^-(1/||們|2).^=5是 在g方向上的基向量。等式(4a)描述了映射規(guī)則/(OH C(7(f))-5(,),其將3D空間中可
視化曲面4映射到y(tǒng)-z平面并且通過(guò)映射C :□ 3 — □ 2來(lái)表示。假定在由3D笛卡爾坐標(biāo) 系中的x、 y和z軸生成的3D歐幾里德向量空間V中的點(diǎn)P(xp， yP， zP)，所述的x、 y和z軸 分別表示如上所定義的正交基向量f 、 -7和f的方向，該映射C可以被描述為將P的位置
向量》=5 = [Xp,》，Zp]『映射到所述位置向量在與3D笛卡爾坐標(biāo)系的y-z平面平行
的平面x:Xp中的2D投影向量^， = 0/>， = [^,，h,, Zp,f ，因此產(chǎn)生
'〃
Xp， = xP =戶_/ 、/
6 =
6
=》，6
(5a)(5c)<formula>formula see original document page 13</formula> 其中，||^2 = |叫|2-|/—||2 = 1。然后能夠通過(guò)使用由等式(4a)給出的所述映射規(guī)
則，在正交網(wǎng)格上的3D向量空間V中插入體素強(qiáng)度來(lái)生成所投影的圖像。
圖5示出了說(shuō)明映射CK的3D簡(jiǎn)圖，其描述根據(jù)所述映射規(guī)則，將所述3D管狀結(jié)構(gòu) 的中心軸轉(zhuǎn)變到位于與所述3D笛卡爾坐標(biāo)系的y-z平面平行的2D投影平面x = xP中的延 展的曲面重組圖像。通俗來(lái)講，所述映射Q可以認(rèn)為是將3D點(diǎn)映射在通過(guò)曲線5(0擬合的 紙面上，然后通過(guò)同時(shí)在其兩端拉伸進(jìn)行延展。這用數(shù)學(xué)符號(hào)來(lái)講是指，對(duì)于在3D空間中 的給定點(diǎn)P(Xp，yp，Zp)，該映射CK可以被描述為將點(diǎn)P的位置向量》== [X尸，》，z尸;f 映射在所述位置向量在3D笛卡爾坐標(biāo)系的y-z平面中的相對(duì)應(yīng)的經(jīng)延展的2D投影向量 》，==
;r尸，=;c尸三Q/^ = ./ roy (》 6 J = |,||2 .cos'(^， Z> J-
6
=A辦
其中，
6= 1
112
(6) 因?yàn)?《)應(yīng)描述由參數(shù)化的位置向量jf = (其中t G
)所描述的所述血 管管狀結(jié)構(gòu)的曲線中心軸的經(jīng)延展的曲面重組(CPR)的2D過(guò)程而不僅是/(f)到y(tǒng)-z平面
中的正交投影，所以坐標(biāo)yp，不能簡(jiǎn)單地由下式導(dǎo)出
y尸.三OJ2 = "，) = |》||2.c。s'(》，一7，)=
/ ， 一v'
=(-l)f，〉 = ;v 其中，||叫|2=1 (7) 其能夠在關(guān)于A 0A2P時(shí)獲得，但通過(guò)使用以關(guān)于A 0A3P開(kāi)始的方法能夠獲得三角 關(guān)系
13
<formula>formula see original document page 14</formula>
其中，I/"" = i (8) 其能夠產(chǎn)生如下等式 <formula>formula see original document page 14</formula>
其中，ll卩l(xiāng) =1 (9) 其中，假定2D向量f是所述參數(shù)t(其中t G [O，l])的函數(shù) = [C力)，C力)，。然后，使用等式(7)和(8)通過(guò)設(shè)置z尸丄",、確定參數(shù)t =
tp(其滿足^丄印的條件)，從而求解對(duì)于tp的等式 (tp) 二Zp(其中， (tp) EZp，)，并
且通過(guò)計(jì)算下式找出在經(jīng)延展的CPR圖像中的點(diǎn)P'的坐標(biāo)zp，來(lái)計(jì)算yp，，其中
柳|
<formula>formula see original document page 14</formula> 其中，cx(t):=
力
，并且
(lOa-e) 其對(duì)應(yīng)于曲線"f)在位置t = 0和t = tp之間的長(zhǎng)度。在這方面，應(yīng)當(dāng)注意，為了 簡(jiǎn)化圖形表示，在圖5中勾畫(huà)的2D向量》"以非延展形式給出作為通過(guò)位置向量-到y(tǒng)_z平 面中的正交投影所獲得的，而不是在生成經(jīng)延展的CPR時(shí)所獲得的，進(jìn)而簡(jiǎn)化了圖形表示。
下文中，將描述所提出的方法針對(duì)模式#1到#5中相應(yīng)一個(gè)的各個(gè)方面。
根據(jù)通過(guò)本發(fā)明的示例性實(shí)施例提出的方法的一方面，通過(guò)外部實(shí)體來(lái)確定觀察 方向f，例如通過(guò)用戶控制在所獲取的3D圖像數(shù)據(jù)集上顯示期望的2D視圖所需要的圖像 繪制系統(tǒng)，或者通過(guò)由醫(yī)師控制的3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備C臂系統(tǒng)的C臂幾何結(jié)構(gòu)、位置和 取向所規(guī)定的所照射的X射線的方向。使用上面給定的曲面重組定義(參照等式(la)至
(4d))，在所述觀察向量i;已知時(shí)，明確地定義曲面重組。 在第一種情況下，在投影平面x = x。中(也稱作"視口")可視化曲面重組圖像， 該投影平面的法線向量點(diǎn)在與生成所獲取的3D體素?cái)?shù)據(jù)集的歐幾里德向量空間V的3D笛 卡爾坐標(biāo)系的x軸共線的方向中。給定旋轉(zhuǎn)矩陣及，其描述曲面重組視口的2D坐標(biāo)系與由 表示繞3D笛卡爾坐標(biāo)系的x、y或z軸旋轉(zhuǎn)A 、伊,和伊-的3D管狀結(jié)構(gòu)體素體積的坐標(biāo)系之 間的關(guān)系，用于可視化3D管狀結(jié)構(gòu)的曲面重組的觀察向量^可以寫(xiě)成如下的矩陣向量乘積
形式
<formula>formula see original document page 15</formula> 其中，g =
『表示在向量空間V的3D笛卡爾坐標(biāo)系的z方向上歸一化的
基向量。 如果曲面重組遵循3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂幾何結(jié)構(gòu)、位置和取向，則用于可視化3D管狀結(jié)構(gòu)的曲面重組的觀察向量f將對(duì)應(yīng)于在血管造影設(shè)備的X射線探測(cè)器的探測(cè)器平面上的法線向量S^。通常，根據(jù)所述3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)的偏航角ez、
俯仰角e y和側(cè)傾角e x的函數(shù)給出的探測(cè)器法線^v的方向可以表示如下
<formula>formula see original document page 15</formula>
及，(《，《，A
(lib)
<formula>formula see original document page 15</formula>其中使用，
<formula>formula see original document page 15</formula> 設(shè)旋轉(zhuǎn)矩陣P (^'， ，，A，)表示用于將所述血管造影設(shè)備C臂的坐標(biāo)系(坐標(biāo)系I)轉(zhuǎn)換成3D管狀結(jié)構(gòu)體素體積的坐標(biāo)系(坐標(biāo)系II)的轉(zhuǎn)換。如果患者關(guān)于所述3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備C臂系統(tǒng)的C臂幾何結(jié)構(gòu)的取向以及患者關(guān)于所獲取的3D數(shù)據(jù)集(例如，從存儲(chǔ)在DICOM數(shù)據(jù)包的包頭中的信息獲取的3D數(shù)據(jù)集)的取向已知，則為確定旋轉(zhuǎn)矩陣^不需要。與患者取向信息一起，完全確定旋轉(zhuǎn)矩陣,，即使患者的取向可能不包含任何用于轉(zhuǎn)換坐標(biāo)系I的原點(diǎn)的信息。然后，通過(guò)將矩陣》應(yīng)用到探測(cè)器法線^^來(lái)獲得曲面重組圖像的觀察向量i : <formula>formula see original document page 15</formula> 由于我們僅對(duì)探測(cè)器法線的方向巧w感興趣這一事實(shí)，因此關(guān)于坐標(biāo)系I的原點(diǎn)的轉(zhuǎn)換不重要。關(guān)于這一點(diǎn)，應(yīng)當(dāng)注意，還能夠使用C臂幾何結(jié)構(gòu)的(圖形)模型來(lái)替代真實(shí)的C臂幾何結(jié)構(gòu)。 根據(jù)通過(guò)本發(fā)明的示例性實(shí)施例提出的方法的另一方面，曲面重組圖像用于導(dǎo)引外部實(shí)體，例如通過(guò)在所獲取的3D圖像數(shù)據(jù)集上顯示期望的2D視圖所需要的圖像繪制系統(tǒng)給出所述曲面重組圖像，或者通過(guò)3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂幾何結(jié)構(gòu)、位置和取向所
規(guī)定的入射x射線的方向給出所述曲面重組圖像。在該模式中，不規(guī)定外部觀察向量i;，這是由于能夠自由選擇橫向向量f只要其垂直于縱向向量F的這一事實(shí)，這意味著橫向向量f能夠繞縱向向量f自由旋轉(zhuǎn)并且由用戶設(shè)置。然后，對(duì)于所選擇的橫向向量^，計(jì)算如上定義的垂直觀察向量i ， = S x F ，其用于導(dǎo)出上面描述的束縛實(shí)體(enslaved entity)。
在第一種情況下，曲面重組視口的2D坐標(biāo)系和所獲取的3D體素?cái)?shù)據(jù)集的3D笛卡爾坐標(biāo)系之間的關(guān)系被描述為表示繞在3D體素?cái)?shù)據(jù)集的3D向量空間V生成的3D笛卡爾坐標(biāo)系的x、 y或z軸旋轉(zhuǎn)^^ 、伊y和A的旋轉(zhuǎn)矩陣^表示
<formula>formula see original document page 16</formula>
然而，該條件并不產(chǎn)生唯一的旋轉(zhuǎn)矩陣。為了得到唯一的旋轉(zhuǎn)矩陣，必須滿足第二個(gè)條件，于是由重組后的2D視口的y軸給出的、在所獲取的3D體素?cái)?shù)據(jù)集上的曲面重組視圖的向上向量必須對(duì)應(yīng)于給定偏航位置的3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備C臂幾何結(jié)構(gòu)的向上向量。
如果曲面重組用于導(dǎo)引由3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)6的C臂幾何結(jié)構(gòu)、位置和取向所規(guī)定的入射X射線的方向，則在所述C臂系統(tǒng)的3D笛卡爾坐標(biāo)系中的垂直觀察向量？的方向可以如下表示
<formula>formula see original document page 16</formula> 從向量成分X、 ^和^以及給定偏航角、，確定在所述3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的
探測(cè)器平面上的所輻射的x射線的入射角的相對(duì)應(yīng)的側(cè)傾角(ex)和俯仰角(ey)能夠如下計(jì)算
<formula>formula see original document page 16</formula> 在另一模式下，下文中稱之為"鎖定的交互作用"，在要被可視化的血管的3D管狀結(jié)構(gòu)的所獲取的3D體素?cái)?shù)據(jù)集上的曲面重組視圖能夠以這樣的方式旋轉(zhuǎn)，即使得不改變
相對(duì)應(yīng)的曲面重組視圖。該模式是基于垂直于給定橫向向量5的任意觀察向量i;產(chǎn)生相同的曲面重組視圖的事實(shí)。因此，所述觀察向量i;可以繞橫向向量s旋轉(zhuǎn)而不改變曲面重組圖
像。所獲取的在3D管狀結(jié)構(gòu)的體素?cái)?shù)據(jù)集上的視圖能夠由表示在視口的2D笛卡爾坐標(biāo)系
和體素?cái)?shù)據(jù)集的3D笛卡爾坐標(biāo)系之間的關(guān)系的旋轉(zhuǎn)矩陣^描述。其中，所述旋轉(zhuǎn)矩陣^必
須符合下面的條件
<formula>formula see original document page 16</formula>
與在等式(10a)中一樣，該條件并不導(dǎo)致唯一的旋轉(zhuǎn)矩陣。為了得到唯一的旋轉(zhuǎn)矩陣，必須滿足第二條件，于是，在前述的3D管狀結(jié)構(gòu)的所獲取的體素?cái)?shù)據(jù)集上的曲面重組視圖的向上向量必須對(duì)應(yīng)于給定偏航位置的3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)的向上向 下文中，將描述針對(duì)模式恥所提出的方法的各方面。 使用等式(4a)和(4b)，可能從投影到由分別平行于向量^和/"的兩個(gè)正交基向量生成的平行可視化平面的3D管狀結(jié)構(gòu)1的曲面多平面重組(CMPR)取得若干幅曲面重組圖像，所述可視化平面是在垂直觀察向量f的方向上以規(guī)則間隔取得的，并且通過(guò)使用例如平均或最大強(qiáng)度投影(MIP)算法將這些圖像組合，其中最大強(qiáng)度投影(MIP)算法是投影那些具有最大強(qiáng)度且以軌跡為從觀察點(diǎn)到投影平面的平行射線的方式落入可視化平面的體素的用于3D數(shù)據(jù)的計(jì)算機(jī)可視化方法。 假設(shè)在所述血管的3D管狀結(jié)構(gòu)1所限定的3D向量空間V與2D投影圖像8之間的映射是已知的(換言之，假設(shè)知道如何將3D向量空間V投影到2D投影圖像8上)，這種映射能夠例如通過(guò)基于機(jī)械的2D-3D配準(zhǔn)過(guò)程，通過(guò)基于圖像的2D-3D配準(zhǔn)或者通過(guò)更復(fù)雜的多重配準(zhǔn)來(lái)獲取，為了簡(jiǎn)潔和簡(jiǎn)單起見(jiàn)，在本發(fā)明的范圍中不再對(duì)這些過(guò)程進(jìn)行解釋。該映射可以表示為P :□ 3 — □ 2。 現(xiàn)在，設(shè)曲面重組的觀察向量i;如圖3所示對(duì)應(yīng)于與穿過(guò)給定焦斑5的投影圖像2垂直的向量。然后，能夠通過(guò)使用映射規(guī)則/(/) H尸(/(f))，將3D管狀結(jié)構(gòu)的體素體積在
3D向量空間V中的任意點(diǎn)映射在2D投影圖像8上，這也意味著能夠?qū)⒖梢暬?上的任意點(diǎn)映射在投影圖像2上。當(dāng)將曲面重組的融合圖像和X射線圖像一起進(jìn)行描述時(shí)，能夠利用這種關(guān)系。對(duì)于曲面重組圖像上的給定點(diǎn)，能夠通過(guò)使用映射CK的逆來(lái)獲得對(duì)應(yīng)的3D位置。然后，能夠通過(guò)使用映射P(參見(jiàn)圖6)來(lái)獲得在X射線圖像上的位置。
目前為止，已經(jīng)描述了如何通過(guò)采用融合過(guò)程將這兩幅圖像映射在曲面重組圖像空間上。能夠以任何期望的形式來(lái)完成這兩幅圖像的最終合成。例如，為每個(gè)圖像分配顏色，然后執(zhí)行阿爾法混合算法——利用創(chuàng)建部分透明外觀的背景來(lái)組合圖像的過(guò)程。其中，通過(guò)計(jì)算這兩幅圖像的顏色向量G和^的凸組合來(lái)確定特定融合像素的輸出顏色向量G輸出<formula>formula see original document page 17</formula> (其中，0《a《i) (14) 其中，每個(gè)顏色向量能夠例如表示為具有代表加色法系統(tǒng)的三原色的成分的RGB三色。在該等式中，ii和i2是對(duì)于輸入圖像的特定像素的強(qiáng)度，并且a表示混合因數(shù)(也稱作"合成因數(shù)")，其描述要被覆蓋的圖像的透明度并且可以選擇為實(shí)值常數(shù)或者強(qiáng)度ii和i2的函數(shù)。 任選地，可以將投影圖像2的可視化限制在圍繞要被可視化的3D管狀結(jié)構(gòu)1的感興趣區(qū)域。僅在該感興趣區(qū)域內(nèi)，才假定3D對(duì)應(yīng)是精確的。此外，任選地，可以將感興趣區(qū)域限制于在3D管狀對(duì)象內(nèi)的諸如所跟蹤的導(dǎo)管末端的子對(duì)象周圍的區(qū)域。
在圖6中描繪了說(shuō)明根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的所提出的方法的流程圖。在已經(jīng)確定要被可視化的3D管狀結(jié)構(gòu)1的中心軸(Sl)以及已經(jīng)確定用于將3D管狀結(jié)構(gòu)體素體積與2D投影圖像8配準(zhǔn)的2D-3D配準(zhǔn)映射(P)的參數(shù)(S2)之后，該方法繼續(xù)進(jìn)行確定曲面重組映射(C)的參數(shù)的步驟(S3)，所述曲面重組映射用于將跟隨所述中心軸在其平行 于2D投影體圖像8的投影平面3的縱向方向以及橫向方向的空間路線的可視化曲面4中 的3D管狀結(jié)構(gòu)中心軸的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換到曲面重組視圖的坐標(biāo)空間中。在此之后，執(zhí)行通過(guò)執(zhí) 行所述2D-3D配準(zhǔn)映射P、曲面重組映射CK和/或?qū)λ銮嬷亟M映射CK求逆的映射規(guī)則 (CK—0來(lái)合成曲面重組視圖7'和所述3D管狀結(jié)構(gòu)的體素體積的2D投影圖像8的組合步驟 (S4)，最終將曲面重組視圖7'和所述3D管狀結(jié)構(gòu)體素體積的2D投影圖像8在經(jīng)過(guò)2D-3D 配準(zhǔn)映射P、曲面重組映射CK和/或逆曲面重組映射(V1后的融合圖像進(jìn)行可視化(S5)。
圖7描繪出根據(jù)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的圖像處理、可視化和存檔系統(tǒng)的示意性 框圖，該系統(tǒng)能夠存儲(chǔ)并可視化所繪制的圖像數(shù)據(jù)，所述所繪制的圖像數(shù)據(jù)在連接至所述 圖像處理、可視化和存檔系統(tǒng)的血管造影工作站的監(jiān)視器20上示出了患者體內(nèi)的解剖對(duì) 象、病理結(jié)構(gòu)和介入設(shè)備等。通過(guò)諸如計(jì)算機(jī)斷層攝影、磁共振斷層攝影或者3D旋轉(zhuǎn)血管 造影設(shè)備的圖像生成系統(tǒng)9來(lái)生成并提供這些圖像數(shù)據(jù)。如圖7所示，將由所述圖像生成 系統(tǒng)9生成的圖像數(shù)據(jù)經(jīng)輸入接口 14饋送給圖像處理系統(tǒng)10。除了控制與圖像生成系統(tǒng) 9的數(shù)據(jù)交換的控制單元11以外，所述圖像處理系統(tǒng)IO可以包括預(yù)處理模塊12，該預(yù)處理 模塊12可以特別配備用于降低噪聲和增強(qiáng)對(duì)比度的數(shù)字濾波器。應(yīng)用集成的圖像繪制應(yīng) 用13來(lái)繪制基于所生成的要被可視化的給定3D管狀結(jié)構(gòu)體素體積的圖像數(shù)據(jù)繪制的3D 視圖、曲面重組視圖和2D投影圖像。 根據(jù)圖7所示的框圖所描繪的實(shí)施例，所述圖像繪制系統(tǒng)13包括用于確定要被可 視化的3D管狀結(jié)構(gòu)1的中心軸的圖像識(shí)別工具15以及用于確定將3D管狀結(jié)構(gòu)體素體積 與2D投影圖像8配準(zhǔn)所使用的2D-3D配準(zhǔn)映射P的參數(shù)的配準(zhǔn)工具16。其中，所述配準(zhǔn)工 具16還可以用于確定曲面重組映射CK的參數(shù)，所述曲面重組映射CK用于將3D管狀結(jié)構(gòu)的 中心軸在跟隨所述中心軸沿其平行于2D投影圖像8的投影平面3的縱向方向以及橫向方 向的空間路線的曲面4中的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換到曲面重組視圖的坐標(biāo)空間。圖像繪制系統(tǒng)13還配 備用于通過(guò)執(zhí)行所述2D-3D配準(zhǔn)映射P、曲面重組映射CK和/或與該曲面重組映射CK相逆 的映射規(guī)則((V1)將曲面重組視圖7'與所述3D管狀結(jié)構(gòu)的體素體積的2D投影圖像8合 成的映射工具17。集成在所述圖像繪制系統(tǒng)13中的可視化工具18用于可視化曲面重組視 圖7'和所述3D管狀結(jié)構(gòu)的體素體積的2D投影圖像8在經(jīng)過(guò)所述2D-3D配準(zhǔn)映射P、曲面 重組映射CK和/或逆曲面重組映射(V1后的合并圖像。 如圖7所示，能夠?qū)⒁呀?jīng)由圖像生成系統(tǒng)9生成并經(jīng)所述輸入接口 14供給圖像處 理系統(tǒng)10的圖像數(shù)據(jù)暫時(shí)或者永久存儲(chǔ)在外部存儲(chǔ)單元19的圖像數(shù)據(jù)檔案庫(kù)中。為了進(jìn) 行可視化，能夠經(jīng)數(shù)據(jù)輸入接口 DATA—IN(數(shù)據(jù)輸入)將所存儲(chǔ)的圖像數(shù)據(jù)裝載到圖像處理 系統(tǒng)10的本地臨時(shí)存儲(chǔ)(未示出)中，其中使用諸如DICOM格式的標(biāo)準(zhǔn)化數(shù)據(jù)格式。
本發(fā)明的應(yīng)用 本發(fā)明和以上能夠單獨(dú)或者任意組合實(shí)現(xiàn)的示例性實(shí)施例，可以用在對(duì)顯示要被 可視化的血管3D管狀結(jié)構(gòu)的投影圖像有益而沒(méi)有空間縮短并且能夠執(zhí)行測(cè)量而不用進(jìn)一 步校準(zhǔn)的任意情況下。具體而言，在通過(guò)支架術(shù)來(lái)進(jìn)行脈管狹窄的最小介入處置的情況下 尤其是這樣。然后，可以測(cè)量血管的狹窄部分和健康部分的長(zhǎng)度和直徑而不需要執(zhí)行校準(zhǔn) 過(guò)程。 可以預(yù)見(jiàn)在不遠(yuǎn)的將來(lái)，所提出的方法的實(shí)現(xiàn)方式可以用于日漸基于計(jì)算機(jī)斷層
18攝影來(lái)執(zhí)行診斷的介入心臟病學(xué)。如由本發(fā)明描述的在心臟血管X射線導(dǎo)管實(shí)驗(yàn)中CT圖
像的集成有助于在心臟介入過(guò)程中降低造影劑用量和輻射量，并且可以通過(guò)確保耦合的視
圖來(lái)進(jìn)行CT圖像和心臟血管X射線圖像之間更好的比較進(jìn)而幫助診斷。診斷CT和MR數(shù)
據(jù)同樣經(jīng)常用于脈管介入的其他領(lǐng)域，并且還可以用于優(yōu)化脈管介入的過(guò)程。 更一般的，本發(fā)明能夠應(yīng)用于使用3D成像引導(dǎo)在介入X射線系統(tǒng)中的視圖選擇的
所有領(lǐng)域。本發(fā)明的原理還可以擴(kuò)展到諸如用于引導(dǎo)處置程序的移動(dòng)C弧系統(tǒng)的其他X射
線系統(tǒng)。3D成像能夠來(lái)自不同的成像模態(tài)(例如，計(jì)算機(jī)斷層攝影設(shè)備或磁共振斷層攝影
掃描器等)，來(lái)自預(yù)處理或者來(lái)自在(心臟血管)X射線系統(tǒng)本身上的3D重建 最后，應(yīng)當(dāng)注意，除了CT數(shù)據(jù)集之外，還可以使用任意3D體素?cái)?shù)據(jù)集(例如，MR圖
像數(shù)據(jù)、3D超聲數(shù)據(jù)或者3D重建數(shù)據(jù))，并且，本發(fā)明的構(gòu)思可以應(yīng)用于在可視化方面曲面
重組觀察帶來(lái)益處的任何3D結(jié)構(gòu)。 雖然已經(jīng)在附圖和說(shuō)明書(shū)中詳細(xì)說(shuō)明并描述了本發(fā)明，但是這樣的說(shuō)明和描述應(yīng) 被認(rèn)為是說(shuō)明性或示例性的而不是限制性的，這是指本發(fā)明不限于所公開(kāi)的實(shí)施例。本領(lǐng) 域的技術(shù)人員在實(shí)踐所要求保護(hù)的發(fā)明時(shí)，通過(guò)對(duì)附圖、說(shuō)明書(shū)和權(quán)利要求書(shū)的研究能夠 理解和實(shí)現(xiàn)所公開(kāi)實(shí)施例的其他變體。在權(quán)利要求書(shū)中，術(shù)語(yǔ)"包括"并不排除其他元件和
步驟，并且不定冠詞"一"或"一個(gè)"并不排除多個(gè)。單一的處理器或其他單元可以完成在 權(quán)利要求書(shū)中所記載的若干項(xiàng)的功能。事實(shí)上，彼此不同的從屬權(quán)利要求中記載的某些措 施并不表明使用這些措施的組合沒(méi)有利益。計(jì)算機(jī)程序可以存儲(chǔ)/分布在與其他硬件一起 提供或作為其一部分提供的諸如光存儲(chǔ)介質(zhì)或者固態(tài)介質(zhì)的適當(dāng)介質(zhì)上，不過(guò)也可以以其 他形式分布，例如經(jīng)因特網(wǎng)或者其他有線或者無(wú)線通信系統(tǒng)分布。權(quán)利要求書(shū)中的任意附 圖標(biāo)記不應(yīng)理解為對(duì)本發(fā)明范圍的限制。
19
權(quán)利要求
一種用于繪制并顯示3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的曲面重組視圖(7’)的方法，其中，將所述曲面重組視圖(7’)的觀察方向耦合至要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或原始表示上的觀察角，或者耦合至3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的C臂幾何結(jié)構(gòu)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的方法，其中，所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向跟隨要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制 體素體積的分段表示或原始表示上的所述觀察角。
3. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的方法，其中，根據(jù)3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的由C臂的側(cè)傾角(e x)、俯仰角(e y)和 偏航角(9Z)給出的C臂幾何結(jié)構(gòu)設(shè)置所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向。
4. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的方法，其中，所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或原始表示上的所述觀察角跟隨所述 曲面重組視圖(7')的所述觀察方向。
5. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的方法，其中，根據(jù)所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向設(shè)置3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的由所述c臂的側(cè)傾角(e》、俯仰角(ey)和偏航角(ez)給出的所述c臂幾何結(jié)構(gòu)。
6. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的方法，其中，僅允許以這樣的方式操縱所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積上的所述觀察角，即使 得對(duì)應(yīng)的曲面重組視圖(7')不發(fā)生變化。
7. 根據(jù)前述權(quán)利要求中的任意一項(xiàng)所述的方法，其中，通過(guò)使示出了所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的二維投影(2)的2D投影圖像(8)經(jīng)過(guò)空間變形 算法而將所述2D投影圖像(8)重新投影到所述曲面重組視圖(7')的坐標(biāo)空間中，所述空 間變形算法產(chǎn)生與所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)在所述曲面重組視圖的坐標(biāo)空間中的空間路線相 匹配的經(jīng)變換的圖像數(shù)據(jù)。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，生成并顯示所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的曲面重組視圖(7')和示出了該結(jié)構(gòu)(1)的二維投 影(2)的所述2D投影圖像(8)的融合可視化。
9. 根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，所述方法包括下列步驟 _確定要被可視化的30管狀結(jié)構(gòu)(1)的中心軸(Sl)，-確定用于將所述30管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積與所述20投影圖像(8)進(jìn)行配準(zhǔn)的 2D-3D配準(zhǔn)映射(P)的參數(shù)(S2)，-確定曲面重組映射(C)的參數(shù)(S3)，所述曲面重組映射用于將所述述3D管狀結(jié)構(gòu)的 中心軸在跟隨所述中心軸沿其平行于所述2D投影圖像(8)的所述投影平面(3)的縱向方 向以及橫向方向的空間路線的曲面(4)中的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換到所述曲面重組視圖的坐標(biāo)空間，-通過(guò)執(zhí)行所述2D-3D配準(zhǔn)映射(P)、曲面重組映射(C)和/或與所述曲面重組映射(C) 相逆的映射規(guī)則(C—0來(lái)將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖(7') 和所述2D投影圖像(8)進(jìn)行合成(S4)，以及-對(duì)經(jīng)過(guò)所述2D-3D配準(zhǔn)映射(P)、曲面重組映射(C)和/或逆曲面重組映射(C—0之 后的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖(7')和所述2D投影圖像(8)的融合圖像可視化(S5)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求8或9中的任意一項(xiàng)所述的方法，其中，使用阿爾法混合技術(shù)生成所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖 (7')和所述2D投影圖像(8)的融合可視化。
11. 一種用于繪制并顯示3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的曲面重組視圖(7')的圖像繪制系統(tǒng)，其中，將所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向耦合至在要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的 被繪制體素體積的分段表示或者原始表示上的觀察角，或者耦合至3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備 的C臂系統(tǒng)(6)的C臂幾何結(jié)構(gòu)。
12. 根據(jù)權(quán)利要求ll所述的圖像繪制系統(tǒng)，其中，所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向跟隨要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制 體素體積的分段表示或者原始表示上的所述觀察角。
13. 根據(jù)權(quán)利要求ll所述的圖像繪制系統(tǒng)，其中，根據(jù)3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的由所述C臂的側(cè)傾角(e x)、俯仰角(e y) 和偏航角(9Z)給出的C臂幾何結(jié)構(gòu)設(shè)置所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向。
14. 根據(jù)權(quán)利要求ll所述的圖像繪制系統(tǒng)，其中，所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或原始表示上的觀察角跟隨所述曲面 重組視圖(7')的所述觀察方向。
15. 根據(jù)權(quán)利要求ll所述的圖像繪制系統(tǒng)，其中，根據(jù)在所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向設(shè)置3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的由所述c臂的側(cè)傾角(e》、俯仰角(ey)和偏航角(ez)給出的所述c臂幾何結(jié)構(gòu)。
16. 根據(jù)權(quán)利要求ll所述的圖像繪制系統(tǒng)，其中，僅允許以這樣的方式操縱所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積上的所述觀察角，即使 得對(duì)應(yīng)的曲面重組視圖(7')不發(fā)生變化。
17. 根據(jù)權(quán)利要求11-16中的任意一項(xiàng)所述的圖像繪制系統(tǒng)，其中， 所述圖像繪制系統(tǒng)適于通過(guò)使示出了所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的二維投影(2)的2D投影圖像(8)經(jīng)過(guò)空間變形算法而將所述2D投影圖像(8)重新投影到所述曲面重組視圖(7') 的坐標(biāo)空間中，所述空間變形算法產(chǎn)生與所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)在所述曲面重組視圖的坐標(biāo) 空間中的空間路線相匹配的經(jīng)變換的圖像數(shù)據(jù)。
18. 根據(jù)權(quán)利要求17所述的圖像繪制系統(tǒng)，其中，所述圖像繪制系統(tǒng)適于生成并顯示所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的曲面重組視圖(7')和所述 2D投影圖像(8)的融合可視化。
19. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的圖像繪制系統(tǒng)，所述圖像繪制系統(tǒng)(13)包括， -圖像識(shí)別工具(15)，其用于確定要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的中心軸，-配準(zhǔn)工具(16)，其用于確定將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積與所述2D投影圖 像(8)進(jìn)行配準(zhǔn)所使用的2D-3D配準(zhǔn)映射(P)的參數(shù)，并且用于確定曲面重組映射(C)的 參數(shù)，所述曲面重組映射用于將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的中心軸在跟隨所述中心軸沿其平行于 所述2D投影圖像(8)的所述投影平面(3)的縱向方向以及橫向方向的空間路線的曲面(4) 中的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換到所述曲面重組視圖的坐標(biāo)空間，_映射工具(17)，其用于通過(guò)執(zhí)行所述2D-3D配準(zhǔn)映射(P)、曲面重組映射(C)和/或 與所述曲面重組映射(C)相逆的映射規(guī)則(C—0來(lái)將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的 所述曲面重組視圖(7')和所述2D投影圖像(8)進(jìn)行合成，以及-可視化工具(18)，其用于對(duì)經(jīng)過(guò)所述2D-3D配準(zhǔn)映射(P)、曲面重組映射(C)和/或 逆曲面重組映射(C—0之后的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖(7') 和所述2D投影圖像(8)的融合圖像可視化。
20. 根據(jù)權(quán)利要求18或19的任意一項(xiàng)所述的圖像繪制系統(tǒng)，所述圖像繪制系統(tǒng)(13) 適于在生成所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖(7')和所述2D投影 圖像(8)的融合可視化時(shí)執(zhí)行阿爾法混合技術(shù)。
21. —種被編程用于執(zhí)行繪制并顯示3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的曲面重組視圖(7')的方法的 計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中，將所述曲面重組視圖(7')的觀察方向耦合至要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制 體素體積的分段表示或者原始表示上的觀察角，或者耦合至3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系 統(tǒng)(6)的C臂的幾何結(jié)構(gòu)。
22. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中，所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向跟隨要被可視化的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制 體素體積的分段表示或者原始表示上的所述觀察角。
23. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中，根據(jù)3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的由C臂的側(cè)傾角(e x)、俯仰角(e y)和 偏航角(9Z)給出的C臂幾何結(jié)構(gòu)設(shè)置所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向。
24. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中，所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或原始表示上的所述觀察角跟隨所述 曲面重組視圖(7')的所述觀察方向。
25. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中，根據(jù)所述曲面重組視圖(7')的所述觀察方向設(shè)置3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的由所述c臂的側(cè)傾角(e》、俯仰角(ey)和偏航角(ez)給出的所述c臂幾何結(jié)構(gòu)。
26. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中，僅允許以這樣的方式操縱所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積上的所述觀察角，即使 得對(duì)應(yīng)的曲面重組視圖(7')不發(fā)生變化。
27. 根據(jù)權(quán)利要求21-26中的任意一項(xiàng)所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中， 通過(guò)使示出了所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的二維投影(2)的2D投影圖像(8)經(jīng)過(guò)空間變形算法而將所述2D投影圖像(8)重新投影到所述曲面重組視圖(7')的坐標(biāo)空間中，所述空 間變形算法產(chǎn)生與所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)在所述曲面重組視圖的坐標(biāo)空間中的空間路線相 匹配的經(jīng)變換的圖像數(shù)據(jù)。
28. 根據(jù)權(quán)利要求27所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，其中，生成并顯示所述3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的曲面重組視圖(7')和所述2D投影圖像(8)的融 合可視化。
29. 根據(jù)權(quán)利要求28所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，所述計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品適于執(zhí)行下列步驟_確定要被可視化的30管狀結(jié)構(gòu)(1)的中心軸(Sl)，-確定用于將所述30管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積與所述20投影圖像(8)進(jìn)行配準(zhǔn)的 2D-3D配準(zhǔn)映射(P)的參數(shù)(S2)，-確定曲面重組映射(C)的參數(shù)(S3)，所述曲面重組映射用于將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的中 心軸在跟隨所述中心軸沿其平行于所述2D投影圖像(8)的所述投影平面(3)的縱向方向 以及橫向方向的空間路線的曲面(4)中的坐標(biāo)轉(zhuǎn)換到所述曲面重組視圖的坐標(biāo)空間，-通過(guò)執(zhí)行所述2D-3D配準(zhǔn)映射(P)、曲面重組映射(C)和/或與所述曲面重組映射(C) 相逆的映射規(guī)則(C—0來(lái)將所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖(7') 和所述2D投影圖像(8)進(jìn)行合成(S4)，以及-對(duì)經(jīng)過(guò)所述2D-3D配準(zhǔn)映射(P)、曲面重組映射(C)和/或逆曲面重組映射(C—0之 后的所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的所述曲面重組視圖(7')和所述2D投影圖像(8) 的融合圖像可視化(S5)。
30.根據(jù)權(quán)利要求28或29中的任意一項(xiàng)所述的計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品，所述計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品適于執(zhí)行阿爾法混合技術(shù)來(lái)生成所述3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素 體積的所述曲面重組視圖(7')和所述2D投影圖像(8)的融合可視化。
全文摘要
本發(fā)明描述了一種用于繪制并顯示血管的3D管狀結(jié)構(gòu)(1)的曲面重組(CPR)視圖(7’)的方法，其中，將曲面重組視圖(7’)的觀察方向耦合至要被可視化的3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或者原始表示上的觀察角，或者耦合至3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的C臂的幾何結(jié)構(gòu)。因此，所提出的方法能夠?qū)射線圖像進(jìn)行測(cè)量而不會(huì)遭受空間縮短并且不需要進(jìn)行校準(zhǔn)。其中，所述耦合可以雙向地執(zhí)行。根據(jù)所提出的方法的第一方面，其意味著前述曲面重組視圖(7’)的觀察方向跟隨要被可視化的3D管狀結(jié)構(gòu)的被繪制體素體積的分段表示或者原始表示上的觀察角，反之亦然。根據(jù)所提出的方法的另一方面，其意味著根據(jù)3D旋轉(zhuǎn)血管造影設(shè)備的C臂系統(tǒng)(6)的由所述C臂的側(cè)傾角(θx)、俯仰角(θy)和偏航角(θz)給出的C臂幾何結(jié)構(gòu)來(lái)設(shè)置曲面重組視圖(7’)的觀察方向，反之亦然。
文檔編號(hào)G06T15/00GK101779224SQ200880101639
公開(kāi)日2010年7月14日 申請(qǐng)日期2008年7月31日 優(yōu)先權(quán)日2007年8月3日
發(fā)明者D·S·A·魯伊特斯, N·H·巴克, R·J·F·霍曼 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司