專利名稱：一種單臂x射線造影圖像的動(dòng)態(tài)三維重建方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于數(shù)字圖像處理與醫(yī)學(xué)成像的交叉領(lǐng)域，具體涉及一種單臂X射線造影圖像的三維重建方法。
背景技術(shù)：
血管樹三維重建是通過不同視角的X射線二維投影圖像中相應(yīng)的圖像信息恢復(fù)血管三維空間結(jié)構(gòu)的過程。它與普通可見光圖像三維重建有很大不同。X射線成像是投射 到人體的X射線經(jīng)過人體中不同組織的衰減后在熒光屏上形成的圖像，每個(gè)像素點(diǎn)的值是 由在X射線路徑上所有組織的衰減的疊加，背景復(fù)雜，而且噪聲很強(qiáng)，要從X射線造影圖重 建得到三維心血管樹難度很大。常見的X射線造影成像系統(tǒng)有單臂造影系統(tǒng)和雙臂造影系統(tǒng)兩種。由于雙臂系統(tǒng) 保證了兩個(gè)不同角度的造影圖對在時(shí)間上的對應(yīng)性，適合于進(jìn)行冠脈血管的三維重建，以 往的冠狀動(dòng)脈三維重建方法大都是基于雙臂造影系統(tǒng)的重建。但由于雙臂造影系統(tǒng)占用空 間大、成本高，目前臨床上大都采用單臂造影系統(tǒng)，通過旋轉(zhuǎn)造影臂得到對應(yīng)于不同造影角 度的造影圖或造影圖序列。單臂造影系統(tǒng)可以很方便對病人進(jìn)行不同角度的造影，但是對 于重建來說，它存在一個(gè)很大的缺陷，即無法得到對應(yīng)于同一時(shí)刻的不同視角的造影圖。由 于心臟不停地周期運(yùn)動(dòng)，而且還是非剛體運(yùn)動(dòng)，加上人體的呼吸運(yùn)動(dòng)，不同時(shí)刻的造影圖像 中心臟和冠狀動(dòng)脈的形態(tài)都發(fā)生了變化，還有造影劑到達(dá)時(shí)刻不同。在此情況下，要獲得較 高的冠狀動(dòng)脈血管三維重建精度將會(huì)十分困難。為了解決單臂造影重建難題，我們提出了“動(dòng)態(tài)重建”的概念。所謂動(dòng)態(tài)的血管三 維重建，就是指被選擇用來做血管三維重建的兩幅造影圖A和B對應(yīng)于不同時(shí)刻。由于冠 狀動(dòng)脈血管的運(yùn)動(dòng)，造影圖A和B對應(yīng)的冠狀動(dòng)脈的空間三維形態(tài)會(huì)發(fā)生變化，實(shí)際上對應(yīng) 兩個(gè)不同的空間三維形態(tài)，此時(shí)對造影圖A和B的三維重建是一個(gè)不適定的問題，目前的靜 態(tài)的血管三維重建方法就不適用了，需要發(fā)展新的動(dòng)態(tài)的血管三維重建途徑。目前國內(nèi)外還沒有其他人明確地提出動(dòng)態(tài)的血管三維重建這樣的概念，但是也有 一些關(guān)于血管運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償?shù)难芯?，主要包括兩個(gè)方面(1)通過二維圖像序列對序列中的某 幀圖像進(jìn)行運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。這類方法通常是通過光流或?yàn)V波的方法從造影圖序列提取血管的二 維運(yùn)動(dòng)。Curwen利用卡爾曼濾波的方法結(jié)合蛇形(snake)模型進(jìn)行血管運(yùn)動(dòng)的估計(jì)，Jolly 通過光流計(jì)算的方法對造影圖序列中血管的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行估計(jì)，Rong將感興趣血管段用多線段 表示，利用紋理信息在相鄰造影圖進(jìn)行圖形搜索，估計(jì)血管二維運(yùn)動(dòng)信息并對其進(jìn)行跟蹤 補(bǔ)償。(2)利用從造影圖中提取的三維的心臟與呼吸運(yùn)動(dòng)模型進(jìn)行補(bǔ)償。Shechter等人提 出了一種方法從雙臂的X射線造影圖序列中獲得冠脈血管三維的運(yùn)動(dòng)，然后通過B樣條展 開和最小二乘擬合的方法對冠脈三維運(yùn)動(dòng)進(jìn)行分解得到獨(dú)立的心臟和呼吸運(yùn)動(dòng)的模型，并 將模型用于同一個(gè)病人的其他角度的造影圖序列的心臟和呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。上述補(bǔ)償算法對序列圖像進(jìn)行處理然后估計(jì)得到血管的二維和三維運(yùn)動(dòng)，都是從 圖像到圖像的單純的圖像處理，并沒有從冠狀動(dòng)脈血管的三維運(yùn)動(dòng)模型出發(fā)來指導(dǎo)冠脈的動(dòng)態(tài)的血管三維重建。從圖像來談圖像，并沒有從本質(zhì)上解決動(dòng)態(tài)的血管三維重建問題。同 時(shí)，通過二維圖像序列進(jìn)行運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償?shù)姆椒▽Τ上裥蛄械馁|(zhì)量要求較高，這在實(shí)際中難以 保證，而且也沒有考慮到呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償?shù)膯栴}；而利用從造影圖中提取三維心臟與呼吸運(yùn) 動(dòng)模型進(jìn)行補(bǔ)償?shù)姆椒m然考慮了兩種補(bǔ)償方式，但是需要首先對病人進(jìn)行雙臂造影，得 到心臟與呼吸運(yùn)動(dòng)的模型，然后利用它來指導(dǎo)單臂造影的重建。由于X射線造影本身是一 種介入性檢測手段，在實(shí)際情況中要盡量避免多次造影，而且這里還要分別用到雙臂和單 臂兩種造影系統(tǒng)，因此在臨床上很難得到應(yīng)用。
本發(fā)明是對前中國專利“動(dòng)態(tài)模型指導(dǎo)下的血管造影三維重建方 法”(ZL200810047853. 5)的深化和擴(kuò)展。上述專利僅考慮到心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償，補(bǔ)償方法簡單 且過于依賴三維冠脈運(yùn)動(dòng)模型。其做法是直接以模型投影圖血管點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)矢量作為造影圖 對應(yīng)點(diǎn)的補(bǔ)償矢量，因而沒有顧及到不同個(gè)體心臟運(yùn)動(dòng)的特異性。本發(fā)明所提出的單臂X 射線造影圖像的動(dòng)態(tài)重建方法，先將X射線造影圖中冠脈血管的運(yùn)動(dòng)分為心臟周期運(yùn)動(dòng)引 發(fā)部分與呼吸運(yùn)動(dòng)引發(fā)部分，然后分別進(jìn)行補(bǔ)償，使之更符合實(shí)際情況；其過程中，冠脈三 維運(yùn)動(dòng)模型只提供初始補(bǔ)償矢量，并在此基礎(chǔ)上以心包約束和重建反投影誤差構(gòu)成代價(jià)函 數(shù)，局部搜索找到最優(yōu)補(bǔ)償矢量，這樣便既利用了模型作為指導(dǎo)，又兼顧了個(gè)體心臟運(yùn)動(dòng)特 異性，提高了重建精度，可以解決由不同時(shí)相的多視角血管造影圖進(jìn)行可靠的自動(dòng)三維重 建難題，滿足臨床醫(yī)學(xué)心血管疾病輔助檢測和手術(shù)導(dǎo)航的應(yīng)用要求。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供了一種單臂X射線造影圖像的動(dòng)態(tài)三維重建方法，其步驟包括(1)提取單臂X射線造影圖中血管樹拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)；(2)建立兩個(gè)不同視角造影圖(即左右造影圖)血管段間的匹配；(3)對不同時(shí)相的所述左右造影圖進(jìn)行運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償，包括呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償和心臟運(yùn)動(dòng) 補(bǔ)償；(3. 1)呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償提取左右兩組造影圖序列的呼吸運(yùn)動(dòng)曲線，確定呼吸運(yùn)動(dòng) 的呼氣末期或吸氣末期為補(bǔ)償參考點(diǎn)，將準(zhǔn)備重建的所述左右造影圖分別補(bǔ)償?shù)礁髯缘难a(bǔ) 償參考點(diǎn)；(3. 2)按照下列步驟完成左造影圖或右造影圖的心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償(3. 2. 1)建立動(dòng)態(tài)的冠狀動(dòng)脈模型和心臟模型；(3. 2. 2)通過點(diǎn)匹配的方式將模型坐標(biāo)系變換到造影系統(tǒng)坐標(biāo)系；(3. 2. 3)在冠狀動(dòng)脈模型的動(dòng)態(tài)特性視圖中選擇對應(yīng)于左造影圖或右造影圖的造 影角度的特性視圖，將所述對應(yīng)的特性視圖中的血管段與左造影圖或右造影圖中的血管段 進(jìn)行匹配，使之相互對應(yīng)；(3. 2. 4)將所述對應(yīng)的特性視圖中對應(yīng)分叉點(diǎn)所連接的三個(gè)血管段上所有點(diǎn)的運(yùn) 動(dòng)矢量進(jìn)行平均，得到一個(gè)平均運(yùn)動(dòng)方向與補(bǔ)償大小，作為左造影圖或右造影圖中對應(yīng)血 管分叉點(diǎn)的初始補(bǔ)償方向與初始補(bǔ)償大??；(3. 2. 5)在確定的搜索區(qū)域內(nèi)通過代價(jià)函數(shù)尋找最優(yōu)補(bǔ)償矢量D」(j = 1,2,..., η, η為血管分叉點(diǎn)的個(gè)數(shù))。其中，代價(jià)函數(shù)h如下式所示<formula>formula see original document page 5</formula>
上式中，^為平移矢量，辦“—FO(PWd) +旬為血管分叉點(diǎn)Pi(U)經(jīng)過心臟縮放和 平移后與右造影圖或左造影圖中匹配的血管分叉點(diǎn)Qj(t。2)進(jìn)行重建的反投影誤差，Cj為血 管分叉點(diǎn)Pj(tel)經(jīng)過補(bǔ)償后與血管分叉點(diǎn)Qj (t。2)重建的三維點(diǎn)，diMCpCaHtJ)為三維 點(diǎn)Cj到t。2時(shí)刻(或時(shí)相)的模型心包c(diǎn)ar(t。2)的距離。當(dāng)平移矢量^使得代價(jià)函數(shù)h最小時(shí)，此時(shí)的J即為將血管分叉點(diǎn)PdtJ補(bǔ)償?shù)侥繕?biāo)時(shí)相t。2(即右造影圖或左造影圖所處的心臟運(yùn)動(dòng)時(shí)相)需要的最優(yōu)補(bǔ)償矢量Dj。(3. 2. 6)根據(jù)左造影圖或右造影圖中血管分叉點(diǎn)的所述最優(yōu)補(bǔ)償矢量Dj計(jì)算血管 段上血管點(diǎn)P' ^tcl)的補(bǔ)償矢量dji = l，2，...，m，m為血管段上血管點(diǎn)的個(gè)數(shù))。通過下列式子計(jì)算Cli 當(dāng)血管點(diǎn)P' JtcJ所在血管段上面沒有分支時(shí)，Cli = Dk;當(dāng)血管點(diǎn)P' ,(tj所在血管段上下均有分支時(shí)，Cli = α *Dk+(I-Q)^D1 ；當(dāng)血管點(diǎn)P' JtcJ所在血管段下面沒有分支時(shí)，Cli = Dp其中Dk為血管點(diǎn)P' ^tcl)所在血管段與下面的分支的交點(diǎn)的補(bǔ)償矢量，D1血管 點(diǎn)P' i(tcl)所在血管段與上面的分支的交點(diǎn)的補(bǔ)償矢量，1、k為從1到η中取值的整數(shù)， α = l2stot/lseg，I2stot為血管點(diǎn)P' JtJ到所在血管段起始點(diǎn)的距離，Iseg為P' JtJ所 在血管段的長度。令P" ,(U =P' JtJ+di，則 P" i(t。2)即為補(bǔ)償?shù)慕Y(jié)果。(4)血管點(diǎn)匹配，對補(bǔ)償后的左右造影圖中，拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)匹配的血管段上的各像素點(diǎn) 進(jìn)行匹配，得到匹配像素點(diǎn)。(5)三維重建，利用步驟(4)中得出的匹配像素點(diǎn)，計(jì)算出對應(yīng)的空間點(diǎn)的三維坐 標(biāo)，即完成三維重建。進(jìn)一步地，所述搜索區(qū)域通過以下方式確定設(shè)所述血管點(diǎn)分叉點(diǎn)P (t J的初始 補(bǔ)償方向?yàn)棣?，初始補(bǔ)償大小為1，則補(bǔ)償?shù)乃阉鲄^(qū)域?yàn)閧c ( P，θ ) I θ e [α-Ji/4, α + ji /4]，P e
}其中c(P，θ)為補(bǔ)償向量的極坐標(biāo)表示，P為補(bǔ)償大小，θ為補(bǔ)償方向，、為 補(bǔ)償初始時(shí)相，即左造影圖或右造影圖所處的心臟運(yùn)動(dòng)時(shí)相。本發(fā)明方法充分考慮了心臟運(yùn)動(dòng)的復(fù)雜性對單臂X射線造影圖像三維重建的影 響，提出了新的動(dòng)態(tài)重建方法。該發(fā)明利用傅立葉級數(shù)展開的方法從成像序列中分離提取 呼吸運(yùn)動(dòng)曲線進(jìn)行呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償，利用冠脈動(dòng)態(tài)模型指導(dǎo)心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。實(shí)驗(yàn)證明，使用補(bǔ) 償后的造影圖做冠脈三維重建大大提高了重建精度。具體而言，本發(fā)明具有如下幾個(gè)方面 的技術(shù)效果(1)從理論和模型上說明了利用單臂和雙臂造影圖像重建的差別，論證了利用單 臂造影圖像進(jìn)行冠脈血管三維重建的局限性和不完備性，提出了“動(dòng)態(tài)的血管三維重建”的 概念，建立了基于單臂造影的重建模型；(2)動(dòng)態(tài)重建采用呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。呼吸運(yùn)動(dòng)對重建的影響是以往很多方法都忽略 的問題，而事實(shí)上，對于單臂造影的重建來說，呼吸運(yùn)動(dòng)經(jīng)常會(huì)造成很大的重建誤差，因此 必須進(jìn)行去除。其他有些方法也考慮了呼吸運(yùn)動(dòng)，但是要么通過在人體內(nèi)植入一些標(biāo)記點(diǎn) 記錄人體的呼吸運(yùn)動(dòng)，要么首先在雙臂造影系統(tǒng)的條件下，分離得到三維的心臟與呼吸運(yùn) 動(dòng)，然后用于單臂的動(dòng)態(tài)重建，這對單臂造影圖像三維重建沒有意義。我們提出的動(dòng)態(tài)重建方法是從單臂造影圖序列中提取呼吸運(yùn)動(dòng)曲線進(jìn)行呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償，克服了單臂造影系統(tǒng)的 局限同時(shí)完成了補(bǔ)償，具有重大意義。(3)利用模型進(jìn)行心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。以往的心臟運(yùn)動(dòng)估計(jì)與補(bǔ)償都是基于從圖像到 圖像的單純的圖像處理，并沒有從冠狀動(dòng)脈血管的三維運(yùn)動(dòng)模型出發(fā)來指導(dǎo)冠脈的動(dòng)態(tài)的 血管三維重建。從圖像來談圖像，并沒有從本質(zhì)上解決動(dòng)態(tài)的血管三維重建問題。本文通 過心臟與冠脈的三維運(yùn)動(dòng)模型對造影圖中心臟的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行補(bǔ)償，解決了動(dòng)態(tài)的血管三維重 建問題，而且并具有很好的魯棒性。


圖1是動(dòng)態(tài)重建方法的流程框圖；圖2(a) 圖2(d)是原始造影圖及中軸提取結(jié)果；其中，圖2 (a)是LCA左視角 (-26.8,-27. 2)造影圖像；圖2(b)是LCA右視角(50. 8，30. 2)造影圖像；圖2(c)是LCA左 視角血管分割并提取中軸的結(jié)果圖；圖2(d)是LCA右視角血管分割并提取中軸的結(jié)果圖；圖3是分別對兩幅不同視角的血管造影圖中的血管進(jìn)行標(biāo)記和匹配的最后結(jié)果， 其中造影圖2(a)中的血管段Jl，J2，…，J13分別與5(b)中的血管段Kl，K2，…，K13匹 配對應(yīng)；圖4是考慮心臟運(yùn)動(dòng)的單臂造影不同時(shí)相的兩個(gè)視角的投影示意圖；圖5是病人A在兩個(gè)不同角度的造影圖序列(部分)；其中圖5 (a)是造影角度為 (-26.8°，-27. 2° )的序列，圖5(b)是造影角度為(50.8° ,30.2° )的序列;圖6是呼吸運(yùn)動(dòng)曲線，曲線1為橫向坐標(biāo)(X軸坐標(biāo))的變化，曲線2為縱向坐標(biāo)(Y 軸坐標(biāo))的變化；其中圖6 (a)是從圖5(a)中提取到的呼吸運(yùn)動(dòng)曲線，圖6 (b)是從圖5(b) 中提取到的呼吸運(yùn)動(dòng)曲線；圖7是心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償矢量搜索范圍示意圖；圖8是心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償效果；其中，圖8(a)為選取的兩個(gè)不同角度的3幅造影圖。 II和12為從病人A的角度為(-26.8°，-27. 2° )的造影圖序列中找到心臟舒張末期與收 縮末期兩個(gè)時(shí)刻的兩幅造影圖像，13為在角度為(50.8°，30.2° )的造影圖序列中找到心 臟收縮末期的造影圖像；圖8(b)為將II進(jìn)行運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償后與13進(jìn)行三維重建的反投影對 比，其中實(shí)線為重建前原圖，虛線為反投影圖；圖8(c)為造影圖骨架補(bǔ)償效果圖，其中細(xì)實(shí) 線為原圖II，虛線為補(bǔ)償后的血管中軸線，粗黑實(shí)線為12 ；圖9是冠脈造影系統(tǒng)幾何模型；圖10是對造影角度為(-26.8°，-27. 2° )和(50. 8° ,30.2° )下的二維呼吸運(yùn)
動(dòng)進(jìn)行重建后獲得的三維結(jié)果；
具體實(shí)施例方式以下結(jié)合附圖和具體實(shí)施例對本發(fā)明作進(jìn)一步說明本發(fā)明利用傅里葉級數(shù)展開方法提取呼吸運(yùn)動(dòng)曲線對二維冠脈造影圖進(jìn)行呼吸 運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償，利用通過冠脈運(yùn)動(dòng)模型構(gòu)建的運(yùn)動(dòng)特性試圖指導(dǎo)心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償，使兩幅單臂X 射線造影圖像處于相同的心臟與呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí)相，從而進(jìn)行三維重建。圖1是本發(fā)明方法的 流程框圖，具體步驟如下
(1)X射線造影圖血管拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)提取對X射線造影圖進(jìn)行分割得到冠脈血管的骨架，用八連通鏈碼來進(jìn)行心血管骨架 跟蹤，提取血管半徑，用二叉樹存儲(chǔ)血管樹的拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)。圖2 (a)是LCA左視角(-26.8，-27.2)造影圖像；圖2(b)是LCA右視角(50.8， 30. 2)造影圖像；圖2(c)是LCA左視角血管分割并提取中軸的結(jié)果圖；圖2(d)是LCA右視 角血管分割并提取中軸的結(jié)果圖。(2)血管匹配現(xiàn)有技術(shù)中存在多種血管匹配方法，如基于知識指導(dǎo)的血管匹配方法，基于拓?fù)?相似性的血管匹配方法，基于模型指導(dǎo)的血管匹配方法以及基于蛇形的血管匹配方法等。 在本實(shí)施例中所采用的基于模型指導(dǎo)的血管匹配方法。圖3是分別對兩幅不同視角的血管造影圖中的血管進(jìn)行標(biāo)記和匹配的最后結(jié)果， 其中圖3 (a)中的血管段J1，J2， ，J13分別與圖3 (b)中的血管段K1，K2， ，K13匹配對應(yīng)。(3)運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償若選取的兩幅不同視角的血管造影圖A和B對應(yīng)于不同時(shí)刻，需要進(jìn)行動(dòng)態(tài)的血 管三維重建。這里的時(shí)刻不僅包括心臟運(yùn)動(dòng)時(shí)相，還包括呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí)相。在單臂造影系統(tǒng) 中，心臟運(yùn)動(dòng)與呼吸運(yùn)動(dòng)的時(shí)相可能都不一樣，需要分別進(jìn)行呼吸與心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償從而使 兩幅造影處于相同的心臟與呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí)相。假設(shè)造影圖A和B分別對應(yīng)時(shí)刻(U，trl)和 (tc2,tr2)(其中(t。x，tj表示對應(yīng)于心臟運(yùn)動(dòng)時(shí)相、和呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí)相tj，空間點(diǎn)C在a。” trl)和(t。2，tr2)時(shí)刻在造影圖A和B上的投影點(diǎn)分別為P(實(shí)際上為Pa^ trl))和Q(實(shí) 際上為Q(t。2，tr2))，如圖4所示(圖中為方便表示，ti = (tcl，trl)，t2 = (t。2，tr2))，因此點(diǎn) P和Q為匹配點(diǎn)對。但是由于它們不對應(yīng)于同一時(shí)刻，它們對應(yīng)的空間三維點(diǎn)發(fā)生了變化， 因此不能直接對點(diǎn)P和Q進(jìn)行重建，需要進(jìn)行運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償?？梢詫Ⅻc(diǎn)Pa?！?trl)補(bǔ)償?shù)絫2時(shí) 的點(diǎn)P(t。2，tr2)，再將點(diǎn)P(t。2，tr2)與點(diǎn)Q(tc2, tr2)進(jìn)行重建，得到點(diǎn)P(t。2，tr2)與點(diǎn)Q(tc2, tr2)對應(yīng)的空間三維點(diǎn)點(diǎn)C(tc2, tr2)，或者將點(diǎn)Q(tc2, tr2)補(bǔ)償?shù)綍r(shí)的點(diǎn)Q(tcl, trl)，再將 點(diǎn)Q(tcl, trl)與點(diǎn)P(tcl，trl)進(jìn)行重建，得到點(diǎn)Q(tcl, trl)與點(diǎn)P(tcl，trl)對應(yīng)的空間三維
點(diǎn) C (tcl j trl) o下面分兩步對血管的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行補(bǔ)償(3. 1)呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償?shù)哪康木褪菍煞煌暯堑难茉煊皥DA和B對應(yīng)的呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí) 相和t,2變到同一個(gè)時(shí)相。在三維空間中，呼吸運(yùn)動(dòng)使心臟發(fā)生三維的平移，在X射線造 影圖中，呼吸運(yùn)動(dòng)對冠狀動(dòng)脈血管的作用就是使其發(fā)生二維平移，因此對于呼吸運(yùn)動(dòng)的補(bǔ) 償就是對平移的補(bǔ)償。步驟包括(3. 1. 1)提取呼吸運(yùn)動(dòng)曲線合理假設(shè)呼吸運(yùn)動(dòng)引起的心臟的運(yùn)動(dòng)和與它相鄰的器官的運(yùn)動(dòng)在造影圖平面上 是一致的，可以在造影圖中找到心臟外的其他組織上的一些特征點(diǎn)作為標(biāo)記點(diǎn)。在整個(gè)序 列中跟蹤這些標(biāo)記點(diǎn)，得到這些標(biāo)記點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)情況，然后將這些標(biāo)記點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)近似為此二 維投影面上的呼吸運(yùn)動(dòng)。對兩個(gè)不同視角下的造影像序列中的非心臟結(jié)構(gòu)特征點(diǎn)分別 進(jìn)行序列跟蹤，獲取兩個(gè)不同視角下的呼吸運(yùn)動(dòng)曲線分別記為curveia》和CUrVe2(t山、為呼吸運(yùn)動(dòng)的時(shí)相。圖5為病人A在兩個(gè)不同角度的造影圖序列(部分)。(a)序列的造影角度為 (-26.8°，-27. 2° )，(b)序列的造影角度為(50.8°，30. 2° )。圖6為提取的呼吸運(yùn)動(dòng)曲 線。圖6 (a)為從圖5(a)中提取到的呼吸運(yùn)動(dòng)曲線，圖6 (b)為從圖5(b)中提取到的呼吸 運(yùn)動(dòng)曲線。曲線1為橫向坐標(biāo)(X軸坐標(biāo))的變化，曲線2為縱向坐標(biāo)(Y軸坐標(biāo))的變化。(3. 1. 2)確定補(bǔ)償參考點(diǎn)找到呼吸運(yùn)動(dòng)的兩個(gè)頂點(diǎn)(呼氣末期和吸氣末期)，選取其中一個(gè)點(diǎn)作為補(bǔ)償參 考點(diǎn)(根據(jù)實(shí)際情況決定選誰作為參考點(diǎn)，有些序列里面可能只有吸氣末期，或呼氣末期， 可能的話最好是選擇呼氣的點(diǎn))，在將左右兩幅造影圖都補(bǔ)償?shù)剿鰠⒖键c(diǎn)，這樣這兩幅造 影圖就可以看作在呼吸運(yùn)動(dòng)的同一時(shí)刻，從而完成呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。步驟(3. 1. 1)中提取得到的呼吸運(yùn)動(dòng)向量隨時(shí)間的變化曲線分別為curveKt》 和curve2(、)，在左右造影圖序列中找到了同一個(gè)呼吸運(yùn)動(dòng)參考時(shí)相(即補(bǔ)償參考點(diǎn)， tr0對應(yīng)于呼氣末期或吸氣末期)。圖6中直線標(biāo)記的為選取的呼吸運(yùn)動(dòng)參考時(shí)相，圖6 (a) 中選取的參考幀是第57幀，(b)中選取的參考幀是第28幀。通過下面的公式進(jìn)行呼吸運(yùn) 動(dòng)補(bǔ)償P' (tr0) = P (trl) - (curve 1 (trl) -curve 1 (tr0))Q' (tr0) = Q(tr2)-(curve2(tr2)-curve2(tr0))式中，P' (trt)、Q' (tj分別為P(trl)、Q(tr2)經(jīng)呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償后的點(diǎn)。(3. 2)心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償?shù)哪康木褪菍煞煊皥D對應(yīng)的心臟運(yùn)動(dòng)時(shí)相t。dnt。2變換到同一 個(gè)時(shí)相，這里選擇將左造影圖從U時(shí)刻補(bǔ)償變換到t。2時(shí)刻(右造影圖的補(bǔ)償與此類似)。(3. 2. 1)建立動(dòng)態(tài)的冠狀動(dòng)脈模型和動(dòng)態(tài)的心臟模型。通過從心臟切片中提取冠 狀動(dòng)脈和心臟信息，重建出三維的靜態(tài)動(dòng)脈和心臟模型，在此基礎(chǔ)上再加入冠狀動(dòng)脈和心 臟的運(yùn)動(dòng)信息，從而建立動(dòng)態(tài)的冠狀動(dòng)脈模型和心臟模型。(3. 2. 2)坐標(biāo)變換坐標(biāo)變換的目的是將冠狀動(dòng)脈模型的數(shù)據(jù)從模型坐標(biāo)系變到造影系統(tǒng)坐標(biāo)系。由 于模型坐標(biāo)系與造影系統(tǒng)坐標(biāo)系沒有任何關(guān)系，只能通過點(diǎn)匹配的方式獲得坐標(biāo)變換的旋 轉(zhuǎn)平移矩陣。從造影圖序列中選擇舒張末期的兩幅不同角度的造影圖，進(jìn)行呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償后重 建得到其冠狀動(dòng)脈三維結(jié)構(gòu)，在上述冠狀動(dòng)脈三維結(jié)構(gòu)和冠狀動(dòng)脈模型上找到一些特征點(diǎn) (分叉點(diǎn))作為對應(yīng)血管點(diǎn)。假設(shè)冠狀動(dòng)脈模型中的血管點(diǎn)Mi與上述冠狀動(dòng)脈三維結(jié)構(gòu)中 的血管點(diǎn)Pi對應(yīng)，則有XMi*R+t = XPi其中XMi = [xMi,yMi, zMi]，為點(diǎn) Mi 的坐標(biāo)，XPi = [xPi,yPi, zPi]為點(diǎn) Pi 的坐標(biāo)，R 為 3*3的旋轉(zhuǎn)矩陣，t為1*3的平移矩陣。上式轉(zhuǎn)化為矩陣形式為[Xm |1] y = Xpi令A(yù) = [XMi | 1]，B = XPi，若選取了 s對對應(yīng)點(diǎn)，則A為s*4的矩陣，B為s*3的矩陣，通過最小二乘的方法解方程，得到
“D "1— =(ArA)-1ArB得到R，t后，通過旋轉(zhuǎn)平移變化將血管模型從模型坐標(biāo)空間變換到造影系統(tǒng)的坐 標(biāo)空間。(3. 2. 3)確定左造影圖血管分叉點(diǎn)的最優(yōu)補(bǔ)償矢量Dj1)在冠狀動(dòng)脈模型的動(dòng)態(tài)特性視圖中選擇對應(yīng)于左造影圖的造影角度的特性視 圖，將冠脈特性視圖中的血管與左造影圖中的血管進(jìn)行匹配，使之相互對應(yīng)。2)選取左造影圖中冠狀動(dòng)脈血管所有的分叉點(diǎn)；將特性視圖中對應(yīng)分叉點(diǎn)所連 接三個(gè)血管段上所有點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行平均得到一個(gè)平均運(yùn)動(dòng)方向與補(bǔ)償大小，作為左造影圖 中血管分叉點(diǎn)的初始補(bǔ)償方向與初始補(bǔ)償大小；若造影圖中的血管在特性視圖中不存在對 應(yīng)血管，則將此血管的初始補(bǔ)償方向與大小設(shè)為相鄰血管段的初始運(yùn)動(dòng)方向與初始補(bǔ)償大3)確定搜索區(qū)域設(shè)血管分點(diǎn)Pj(tel) (j = 1，2，. . .，n，n為分叉點(diǎn)的個(gè)數(shù))的初 始補(bǔ)償方向?yàn)閍，大小為1，則補(bǔ)償?shù)乃阉鲄^(qū)域?yàn)閧c ( P，0)| 0 G [a-Ji/4, a + ji /4]，P G
}其中c(P，e)為補(bǔ)償向量的極坐標(biāo)表示，P為補(bǔ)償大小，e為補(bǔ)償方向，搜索區(qū) 域如圖7所示。4)選取代價(jià)函數(shù)h如下式所示，在區(qū)域C內(nèi)搜索得到使代價(jià)函數(shù)h最小的矢量j 為將血管分叉點(diǎn)Pjtj補(bǔ)償?shù)絫。2需要的補(bǔ)償量。<formula>formula see original document page 10</formula>
其中3為平移矢量，^Err-P^i^J + J)為血管點(diǎn)分叉點(diǎn)P^tJ經(jīng)過心臟縮放和 平移后與右造影圖中對應(yīng)的血管分叉點(diǎn)Qj(t。2)進(jìn)行重建的反投影誤差，Cj為血管分叉點(diǎn) Pj(tcl)經(jīng)過補(bǔ)償后與血管分叉點(diǎn)Q」(t。2)重建的三維點(diǎn)，dis^., car(tc2))為點(diǎn)C」到t。2時(shí) 刻的心臟模型的心包c(diǎn)ar (t。2)的距離。(3. 2. 4)確定左造影圖血管段的補(bǔ)償方向和大小上一步得到造影圖所有血管分叉點(diǎn)的最優(yōu)補(bǔ)償矢量0」，通過下列式子計(jì)算左造影 圖中冠脈血管上每一個(gè)血管點(diǎn)P' JtJ的補(bǔ)償矢量dji = 1，2，...，m，m為血管段上血 管點(diǎn)的個(gè)數(shù))當(dāng)血管點(diǎn)P' “、^所在血管段上面沒有分支時(shí)，屯二隊(duì)；當(dāng)血管點(diǎn)P' JtJ所在血管段上下均有分支時(shí)，d, = a *Dk+(l_a ；當(dāng)血管點(diǎn)P' i (t J所在血管段下面沒有分支時(shí)，屯=Dp其中Dk為血管點(diǎn)P' JtJ所在血管段與下面的分支的交點(diǎn)的補(bǔ)償矢量，Dx為血 管點(diǎn)P' i(tcl)所在血管段與上面的分支的交點(diǎn)的補(bǔ)償矢量，l、k為從1到n中取值的整 數(shù)，a = l2start/lseg, l2st t為血管點(diǎn)P' JtJ到所在血管段起始點(diǎn)的距離，lseg為血管點(diǎn) P' i(tJ所在血管段的長度。令P〃 i(t。2)=P' JtJ+di，則P〃 i(t。2)即為補(bǔ)償?shù)慕Y(jié)果。圖8是心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ) 償效果示意圖。(4)血管點(diǎn)匹配，對補(bǔ)償后的左右造影圖中，拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)匹配的血管段上的各像素點(diǎn)進(jìn)行匹配，得到匹配像素點(diǎn)。血管點(diǎn)的匹配方法是本領(lǐng)域的現(xiàn)有技術(shù)，屬于本領(lǐng)域中血管點(diǎn)匹配的一種常規(guī)方 法，在本實(shí)施例中所采用的是在左右造影圖中對應(yīng)的血管段上進(jìn)行等間隔取樣的方法實(shí)現(xiàn) 血管點(diǎn)匹配的。(5)三維重建血管的三維重建就是找到兩個(gè)不同角度的冠脈造影圖像匹配的血管點(diǎn)對利用冠 脈造影系統(tǒng)幾何模型，通過空間幾何與坐標(biāo)關(guān)系，計(jì)算出空間點(diǎn)的三維坐標(biāo)，即利用步驟 ⑷中得出的匹配像素點(diǎn)，計(jì)算出對應(yīng)的空間點(diǎn)的三維坐標(biāo)，完成三維重建。圖9所示為冠 脈造影系統(tǒng)幾何模型。
權(quán)利要求
一種單臂X射線造影圖像的動(dòng)態(tài)三維重建方法，其步驟包括(1)提取單臂X射線造影圖中血管樹拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)；(2)建立兩個(gè)不同視角造影圖的血管段間的匹配，其中，所述兩個(gè)不同視角造影圖分別稱為左造影圖和右造影圖；(3)對不同時(shí)相的所述左右造影圖進(jìn)行運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償，包括呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償和心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償；(4)血管點(diǎn)匹配，對補(bǔ)償后的左右造影圖中，拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)匹配的血管段上的各像素點(diǎn)進(jìn)行點(diǎn)匹配，得到匹配像素點(diǎn)；(5)三維重建，利用步驟(4)中得出的匹配像素點(diǎn)，計(jì)算出對應(yīng)的空間點(diǎn)的三維坐標(biāo)，即完成三維重建。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的動(dòng)態(tài)三維重建方法，其特征在于，步驟(3)中所述的呼吸運(yùn)動(dòng) 補(bǔ)償為提取左右兩組造影圖序列的呼吸運(yùn)動(dòng)曲線，確定呼吸運(yùn)動(dòng)的呼氣末期或吸氣末期 作為補(bǔ)償參考點(diǎn)，將準(zhǔn)備重建的所述左右造影圖分別補(bǔ)償?shù)礁髯缘难a(bǔ)償參考點(diǎn)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的動(dòng)態(tài)三維重建方法，其特征在于，步驟(3)中所述的心臟 運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償具體步驟為(I)建立動(dòng)態(tài)的冠狀動(dòng)脈模型和心臟模型；(II)將模型坐標(biāo)系變換到造影系統(tǒng)坐標(biāo)系；(III)在冠狀動(dòng)脈模型的動(dòng)態(tài)特性視圖中選擇對應(yīng)于左造影圖或右造影圖的造影角度 的特性視圖，將所述對應(yīng)的特性視圖中的血管段與左造影圖或右造影圖中的血管段進(jìn)行匹 配，使之相互對應(yīng)；(IV)將所述對應(yīng)的特性視圖中對應(yīng)分叉點(diǎn)所連接的三個(gè)血管段上所有點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)矢量 進(jìn)行平均，得到一個(gè)平均運(yùn)動(dòng)方向與補(bǔ)償大小，作為左造影圖或右造影圖中對應(yīng)血管分叉 點(diǎn)的初始補(bǔ)償方向與初始補(bǔ)償大小；(V)在確定的搜索區(qū)域內(nèi)通過代價(jià)函數(shù)尋找最優(yōu)補(bǔ)償矢量Dj(j = 1，2，. . .，η，η為血 管分叉點(diǎn)的個(gè)數(shù))。其中，代價(jià)函數(shù)h如下式所示h = Err 一 pro(Pj (tcl) + d) + dis(Cj，car(tc2))上式中，J為平移矢量，五^· —Z7ro(A^1) +句為血管分叉點(diǎn)PjUJ經(jīng)過心臟縮放和平移 后與右造影圖或左造影圖中匹配的血管分叉點(diǎn)Qj(t。2)進(jìn)行重建的反投影誤差，CjS血管分 叉點(diǎn)Pj(tel)經(jīng)過補(bǔ)償后與血管分叉點(diǎn)Qj(t。2)重建的三維點(diǎn)，diMCpcaHtJ)為三維點(diǎn)Cj 到t。2時(shí)刻的心臟模型的心包c(diǎn)ar(t。2)的距離，當(dāng)平移矢量使得代價(jià)函數(shù)h最小時(shí)，此時(shí)的J即為將血管分叉點(diǎn)PdtJ補(bǔ)償?shù)侥繕?biāo)時(shí) 相t。2需要的最優(yōu)補(bǔ)償矢量Dj;(VI)根據(jù)左造影圖或右造影圖中血管分叉點(diǎn)的所述最優(yōu)補(bǔ)償矢量Dj計(jì)算血管段上血 管點(diǎn)P' i(tcl)的補(bǔ)償矢量dji = ^，...，!!!，!!！為血管段上血管點(diǎn)的個(gè)數(shù))。通過下列式子計(jì)算Cli 當(dāng)血管點(diǎn)P' i(tcl)所在血管段上面沒有分支時(shí)，Cli = Dk ；當(dāng)血管點(diǎn)P' “tcl)所在血管段上下均有分支時(shí)，d, = α *Dk+(I-Q)^D1 ；當(dāng)血管點(diǎn)P' i(tcl)所在血管段下面沒有分支時(shí)，Cli =化。其中Dk為血管點(diǎn)P' ,(U所在血管段與下面的分支的交點(diǎn)的補(bǔ)償矢量，D1為血管點(diǎn) P' JtJ所在血管段與上面的分支的交點(diǎn)的補(bǔ)償矢量，l、k為從1到η中取值的整數(shù)，α =l2start/lseg, I2start為血管點(diǎn)P' i (tcl)到所在血管段起始點(diǎn)的距離，Iseg為P' i (tcl)所在 血管段的長度，令ρ" ,(U =P' dtj+di，則P" i(t。2)即為補(bǔ)償?shù)慕Y(jié)果。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的動(dòng)態(tài)三維重建方法，其特征在于，所述的搜索區(qū)域通過以下 方式確定設(shè)所述血管點(diǎn)分叉點(diǎn)PUcJ的初始補(bǔ)償方向?yàn)棣?，初始補(bǔ)償大小為1，則補(bǔ)償?shù)乃阉鲄^(qū)域?yàn)閧c ( ρ，θ ) I θ e [a -Ji /4, a + Ji /4], P e
}其中c(p，θ)為補(bǔ)償向量的極坐標(biāo)表示，P為補(bǔ)償大小，θ為補(bǔ)償方向，U為補(bǔ)償 初始時(shí)相，即左造影圖或右造影圖所處的心臟運(yùn)動(dòng)時(shí)相.
全文摘要
一種單臂X射線造影圖像的動(dòng)態(tài)三維重建方法，屬于數(shù)字圖像處理與醫(yī)學(xué)成像的交叉領(lǐng)域，目的是滿足臨床醫(yī)學(xué)上心血管疾病的輔助檢測以及手術(shù)導(dǎo)航的要求。本發(fā)明提出了“動(dòng)態(tài)的血管三維重建”概念，對不同時(shí)刻的雙視角造影圖進(jìn)行呼吸運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償和心臟運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。本發(fā)明可以獲得較高的冠狀動(dòng)脈血管三維重建精度，解決由不同時(shí)相的多視角血管造影圖進(jìn)行可靠的自動(dòng)三維重建難題，有效地輔助心血管疾病的檢測與手術(shù)導(dǎo)航，滿足臨床的要求。
文檔編號A61B6/00GK101799935SQ20091027352
公開日2010年8月11日 申請日期2009年12月31日 優(yōu)先權(quán)日2009年12月31日
發(fā)明者孫祥平, 張?zhí)煨? 曹治國, 桑農(nóng), 王國鑄, 王芳, 肖晶, 鄧覲鵬, 黎云 申請人:華中科技大學(xué)