專利名稱：基于gpu并行運算的x射線造影圖像仿真方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，適用于重建算法優(yōu)勢的評價及臨床醫(yī)務(wù)人員培訓(xùn)等領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
冠狀動脈造影成像以其高分辨率和高對比度等特征，被稱為心血管疾病診斷和治療成像方法中的“金標(biāo)準(zhǔn)”。獲取造影圖像的途徑包括單平面、雙平面及旋轉(zhuǎn)造影成像方式。旋轉(zhuǎn)造影成像可實現(xiàn)多角度照射，降低了對狹窄病灶誤診的概率，方便醫(yī)生對血管狹窄程度的了解及合適治療方案的制定。但臨床冠脈造影圖像仍普遍存在以下問題(I)因血管結(jié)構(gòu)錯綜復(fù)雜引起的交叉和遮擋嚴(yán)重；(2) 二維造影圖像丟失大量的空間信息；(3)造影圖 像中存在大量的背景噪聲。上述問題導(dǎo)致臨床醫(yī)生很難通過有限的成像角度對病灶進行診斷和治療?；赬射線冠狀動脈造影圖像的三維重建可有效彌補冠狀動脈造影術(shù)中存在的缺陷。該技術(shù)可從有限的二維圖像中恢復(fù)血管的三維信息，在先驗知識的引導(dǎo)下，實現(xiàn)對血管狹窄部分的測量和評估、對冠狀動脈運動的模擬、及最佳造影成像角度的確定等。但因真實造影數(shù)據(jù)的多樣性導(dǎo)致三維重建算法缺少統(tǒng)一的評價標(biāo)準(zhǔn)。基于X射線造影圖像的仿真可獲取具有先驗知識的造影圖像，為三維重建算法的研究和改進提供精確的評價標(biāo)準(zhǔn)，最終實現(xiàn)基于真實造影圖像聞精度的二維重建。在臨床應(yīng)用中，有利于醫(yī)生完成對病灶的快速定位和處理，有效地減少手術(shù)時間，提高手術(shù)效率，減少X射線的輻射對病人和醫(yī)生造成的危害。實現(xiàn)X射線造影圖像仿真的主流算法可分為兩類一體素驅(qū)動法和光線驅(qū)動法。體素驅(qū)動法是通過連接三維影像的所有體素和光源，利用透視投影模型，獲取體素在投影平面上對應(yīng)的像素坐標(biāo)及所有像素的灰度分布信息，從而實現(xiàn)造影圖像的仿真，但該方法因精度較低而未被廣泛使用。光線驅(qū)動法是通過連接投影平面上的像素和光源，利用能量積分衰減模型，求解像素的灰度值，獲取仿真的造影圖像。該方法已被廣泛用于圖像去噪及重建的后續(xù)處理中，但其計算量偏大，故在實際算法設(shè)計中，可根據(jù)精度要求，設(shè)定固定的能量積分步長，獲取造影圖像，因而能在一定程度上降低計算的復(fù)雜度。隨著基于GPU的單指令多數(shù)據(jù)計算模型的迅速發(fā)展，在醫(yī)學(xué)影像的處理中，通過設(shè)計并行算法程序，以體素或像素初始化GPU紋理，實現(xiàn)并行渲染，可極大程度的提高算法的運行效率。綜上所述，現(xiàn)有X射線造影圖像仿真存在的問題I.不能對造影圖像進行全方位成像，實現(xiàn)病患的全面性診斷；2.仿真結(jié)果和真實造影圖像相比，真實度低；3.仿真造影圖像時間效率低。

發(fā)明內(nèi)容
為克服現(xiàn)有X射線造影圖像仿真技術(shù)的不足，本發(fā)明提出了一種基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，是一種基于冠脈增強的三維影像，以透視投影模型和能量衰減模型作為成像基礎(chǔ)的造影圖像的快速仿真方法。該種基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，包括以下步驟第一步旋轉(zhuǎn)造影成像模型的構(gòu)建根據(jù)臨床C型臂旋轉(zhuǎn)造影成像系統(tǒng)的參數(shù)信息，包括C型臂旋轉(zhuǎn)角度、成像系統(tǒng)各部位之間的距離，構(gòu)建旋轉(zhuǎn)造影成像模型；所述的旋轉(zhuǎn)造影成像支持靜態(tài)和動態(tài)兩種成像模式，其中靜態(tài)模式通過固定成像角度，實現(xiàn)病患的實時成像；動態(tài)模式通過設(shè)置成像旋轉(zhuǎn)范圍，實現(xiàn)病患的全方位成像；
第二步三維影像中冠狀動脈的分割通過選取血管種子點，利用區(qū)域增長算法對CT影像中的冠狀動脈進行半自動分割；第三步基于權(quán)重優(yōu)化的冠狀動脈增強影像的模擬根據(jù)冠脈結(jié)構(gòu)在三維影像中的空間分布信息，對相應(yīng)的CT值進行權(quán)重優(yōu)化，增強三維影像中冠狀動脈脈絡(luò)結(jié)構(gòu)；第四步透視投影模型的構(gòu)建根據(jù)攝像機成像原理，利用旋轉(zhuǎn)成像系統(tǒng)的參數(shù)信息，構(gòu)建內(nèi)參和外參矩陣，實現(xiàn)三維影像空間到二維成像空間的映射；第五步基于歐式距離的權(quán)重因子設(shè)定利用第四步獲取的三維影像的投影坐標(biāo)信息，計算每個投影坐標(biāo)點和其最近四個像素坐標(biāo)之間的歐氏距離，構(gòu)建歸一化比例因子，作為不同體素對成像平面像素灰度信息的權(quán)值；第六步能量透射衰減模型的構(gòu)建根據(jù)X射線在三維影像中透射路徑信息，構(gòu)建指數(shù)型能量衰減積分模型，計算透射X射線的能量分布；第七步GPU紋理參數(shù)的初始化將三維影像的每層體素坐標(biāo)設(shè)置為GPU加速的相關(guān)紋理參數(shù)，作為后續(xù)算法并行處理的原始數(shù)據(jù)；第八步基于并行計算的冠脈增強的X射線造影成像仿真利用第七步所設(shè)定的紋理參數(shù)，采用第四步、第五步和第六步所述的X射線造影成像模型，并行計算三維影像在投影平面的灰度信息分布，實現(xiàn)最終冠脈增強的造影仿真影像。本發(fā)明的有益效果與現(xiàn)有方法相比，本方法的優(yōu)點在于利用權(quán)重優(yōu)化的冠脈造影圖像的模擬，可提高冠脈的對比度，且基于GPU的并行計算大大提高算法的運行效率。


圖I是本發(fā)明X射線造影圖像仿真方法流程圖；圖2是X射線旋轉(zhuǎn)冠脈造影模擬系統(tǒng)圖。
具體實施例方式下面結(jié)合具體實施例和附圖詳細(xì)說明本發(fā)明，但本發(fā)明并不僅限于此。圖I為本發(fā)明的流程圖，所述的基于GPU并行計算的造影圖像的仿真包括以下幾個步驟步驟S101，根據(jù)臨床C型臂旋轉(zhuǎn)造影成像系統(tǒng)的參數(shù)信息，包括C型臂旋轉(zhuǎn)角度、成像系統(tǒng)各部位之間的距離，構(gòu)建旋轉(zhuǎn)造影成像模型，如圖2所示。具體內(nèi)容如下臨床上基于C型臂的旋轉(zhuǎn)造影成像系統(tǒng)被用于獲取X射線造影圖像。在該系統(tǒng)中，X射線源和成像平面分別固定于C型臂的兩端，C型臂的旋轉(zhuǎn)中心和病患的中心一致。旋轉(zhuǎn)造影系統(tǒng)支持靜態(tài)和動態(tài)兩種成像模式，其中靜態(tài)模式通過固定成像角度，實現(xiàn)病患的實時成像，常用于心臟介入手術(shù)；動態(tài)模式則通過設(shè)置成像旋轉(zhuǎn)范圍，實現(xiàn)病患的全方位成像，可用于病患的診斷。在旋轉(zhuǎn)造影成像系統(tǒng)中，C型臂繞旋轉(zhuǎn)中心P帶動光源和成像平面旋轉(zhuǎn)。射線源到旋轉(zhuǎn)中心和成像平面的距離分別為SOD和SID，SOD描述了成像系統(tǒng)的旋轉(zhuǎn)半徑，參數(shù)標(biāo)注如圖2所示，Θ和識為C型臂旋轉(zhuǎn)的主角度和次角度，其中Θ描述成像時的旋轉(zhuǎn)角度，代表了左前斜角(RAO)和右前斜角(LAO)，旋轉(zhuǎn)范圍為RA0120。 LA0180。，《p描述射線源近頭(CRA)或近腳(CAU)的位置，變化范圍為CRA25。 CAU25。。在成像時，影像的中心和成像系統(tǒng)的旋轉(zhuǎn)中心始終保持一致，以保證投影圖像始終位于成像平面中。影像的大小為K ^N xN，成像平面的大小為。步驟S102，通過選取血管種子點，利用區(qū)域增長算法對CT影像中的冠狀動脈進行半自動分割。步驟S103，根據(jù)冠脈結(jié)構(gòu)在三維影像中的空間分布信息，對相應(yīng)的CT值進行權(quán)重
優(yōu)化，增強三維影像中冠狀動脈脈絡(luò)結(jié)構(gòu)。如下式所述
權(quán)利要求
1.基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，其特征在于，包括以下步驟 第一步旋轉(zhuǎn)造影成像模型的構(gòu)建根據(jù)臨床C型臂旋轉(zhuǎn)造影成像系統(tǒng)的參數(shù)信息，包括C型臂旋轉(zhuǎn)角度、成像系統(tǒng)各部位之間的距離，構(gòu)建旋轉(zhuǎn)造影成像模型； 第二步三維影像中冠狀動脈的分割通過選取血管種子點，利用區(qū)域增長算法對CT影像中的冠狀動脈進行半自動分割； 第三步基于權(quán)重優(yōu)化的冠狀動脈增強影像的模擬根據(jù)冠脈結(jié)構(gòu)在三維影像中的空間分布信息，對相應(yīng)的CT值進行權(quán)重優(yōu)化，增強三維影像中冠狀動脈脈絡(luò)結(jié)構(gòu)； 第四步透視投影模型的構(gòu)建根據(jù)攝像機成像原理，利用旋轉(zhuǎn)成像系統(tǒng)的參數(shù)信息，構(gòu)建內(nèi)參和外參矩陣，實現(xiàn)三維影像空間到二維成像空間的映射； 第五步基于歐式距離的權(quán)重因子設(shè)定利用第四步獲取的三維影像的投影坐標(biāo)信息，計算每個投影坐標(biāo)點和其最近四個像素坐標(biāo)之間的歐氏距離，構(gòu)建歸一化比例因子，作為不同體素對成像平面像素灰度信息的權(quán)值； 第六步能量透射衰減模型的構(gòu)建根據(jù)X射線在三維影像中透射路徑信息，構(gòu)建指數(shù)型能量衰減積分模型，計算透射X射線的能量分布； 第七步GPU紋理參數(shù)的初始化將三維影像的每層體素坐標(biāo)設(shè)置為GPU加速的相關(guān)紋理參數(shù)，作為后續(xù)算法并行處理的原始數(shù)據(jù)； 第八步基于GPU加速的X射線造影成像利用第七步所設(shè)定的紋理參數(shù)，采用第四步、第五步和第六步所述的X射線造影成像模型，并行計算三維影像在投影平面的灰度信息分布，實現(xiàn)最終冠脈增強的造影仿真影像。
2.如權(quán)利要求I所述的基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，其特征在于，該旋轉(zhuǎn)造影成像系統(tǒng)支持靜態(tài)和動態(tài)兩種成像模式，其中靜態(tài)模式通過固定成像角度，可實現(xiàn)病患的實時成像；動態(tài)模式通過設(shè)置成像旋轉(zhuǎn)范圍，可實現(xiàn)病患的全方位成像。
3.如權(quán)利要求I或2所述的基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，其特征在于，所述的透視投影模型采用以下方法構(gòu)建首先模擬成像系統(tǒng)中的三個坐標(biāo)系世界坐標(biāo)系o_xwywzw,投影圖像坐標(biāo)系o' -UV和攝像機坐標(biāo)系C-XcJcZc,其中世界坐標(biāo)系以影像中心為原點，以實際物理距離為單位；投影圖像坐標(biāo)系以投影平面起始位置為原點，以像素為單位；攝像機坐標(biāo)系以光源中心為原點，以體素為單位； 三個坐標(biāo)系中的齊次坐標(biāo)表示如下世界坐標(biāo)系pw = [xff, yw，Zff, 1]τ，攝像機坐標(biāo)系Pc = [Xyyc^Zc;, 1]τ,投影圖像坐標(biāo)系奶=[u, V, 1]τ ;通過左乘變換矩陣實現(xiàn)各坐標(biāo)系間的相互變換表示坐標(biāo)系間的變換矩陣，且分別實現(xiàn)
4.如權(quán)利要求I或2所述的基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，其特征在于，對三維影像中冠脈進行增強，使得后續(xù)造影圖像模擬中冠脈的對比度提高，可提高臨床對血管病灶的確診率。
全文摘要
本發(fā)明提出了一種基于GPU并行運算的X射線造影圖像仿真方法，能夠提高仿真結(jié)果的真實度及仿真算法的時間效率。主要包括1、構(gòu)建旋轉(zhuǎn)造影成像模型；2、利用區(qū)域增長的方法對CT影像的冠脈進行分割，通過冠脈CT值的權(quán)重優(yōu)化，模擬冠脈增強的三維影像；3、根據(jù)旋轉(zhuǎn)造影成像系統(tǒng)的參數(shù)設(shè)定，建立透視投影模型，計算三維影像空間到二維成像空間的映射關(guān)系；4、構(gòu)建能量衰減模型，計算透射X射線的能量分布；5、以三維模擬影像的體素坐標(biāo)對GPU的紋理數(shù)據(jù)初始化，利用透視投影模型和能量衰減模型并行計算仿真造影圖像。
文檔編號G06F19/00GK102945328SQ20121047904
公開日2013年2月27日 申請日期2012年11月22日 優(yōu)先權(quán)日2012年11月22日
發(fā)明者楊健, 王涌天, 劉越, 宋爽 申請人:北京理工大學(xué)