專利名稱：一種交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種基于多成像方法融合的交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，屬醫(yī)學(xué)成像技術(shù)領(lǐng)域。

背景技術(shù)：
虛擬內(nèi)窺鏡技術(shù)(Virtual Endoscope，VE)是利用醫(yī)學(xué)影像作為原始數(shù)據(jù)，綜合利用數(shù)字圖像處理、計(jì)算機(jī)圖形學(xué)、科學(xué)計(jì)算可視化、虛擬現(xiàn)實(shí)等技術(shù)，重建三維圖像，形成虛擬人體組織；然后把視點(diǎn)置入重建出的器官空腔內(nèi)，借助導(dǎo)航或漫游技術(shù)以及偽彩技術(shù)來逼真地模擬腔道內(nèi)鏡檢查。
目前臨床普遍采用的冠狀動(dòng)脈介入影像手段是X射線冠狀動(dòng)脈造影(CAG，Coronary ArteryAngiography)和血管內(nèi)超聲(IVUS，Intravascular Ultrasound)，二者是同時(shí)進(jìn)行的，血管造影和血管內(nèi)超聲分別同步顯示導(dǎo)管超聲探頭在管腔內(nèi)的部位和相應(yīng)血管壁的結(jié)構(gòu)形態(tài)。CAG和IVUS具有優(yōu)勢(shì)和不足互補(bǔ)的特點(diǎn)CAG反映血管腔被造影劑充填后的投影輪廓，能診斷缺血性心臟病及冠狀動(dòng)脈畸形等疾病，而且對(duì)冠狀動(dòng)脈內(nèi)溶栓、PTCA(經(jīng)皮腔內(nèi)冠狀動(dòng)脈成形術(shù))等介入手術(shù)治療具有重要意義，但不能提供血管壁的結(jié)構(gòu)信息和病變程度；IVUS可清晰顯示血管橫斷面，根據(jù)斑塊聲學(xué)特征進(jìn)行組織學(xué)分型，發(fā)現(xiàn)CAG不能顯示的血管病變，觀察分叉處或血管重疊處的模糊病變等。但是由于采用高頻超聲探頭，影響了探測(cè)深度，只能對(duì)某一段病變血管進(jìn)行測(cè)量，不能進(jìn)入嚴(yán)重狹窄的管腔，并且無法確定截面的軸向位置和空間方向。
此外介入成像檢測(cè)還包括冠狀動(dòng)脈血管鏡，它是利用光纖技術(shù)的一種微小內(nèi)窺鏡成像技術(shù)。但該技術(shù)在臨床上并未得到廣泛接受，原因包括只能提供管腔表面的形態(tài)學(xué)資料，不能觀察到管壁內(nèi)的病變深部結(jié)構(gòu)，也不能進(jìn)行狹窄程度和血流的定量分析；不能用于顯像主動(dòng)脈-冠狀動(dòng)脈開口處的病變和前降支及回旋支近端的病變；從側(cè)孔進(jìn)入的血流會(huì)使視野模糊；導(dǎo)管缺乏可操縱性，限制了顯像范圍；檢查過程中需要暫時(shí)堵塞血流，會(huì)導(dǎo)致心肌缺血的發(fā)生等。
目前，無創(chuàng)性的心血管影像檢查主要包括CTA(CT Angiography)和MRCA(Magnetic ResonanceCoronary Angiography)。但是心臟CT檢查的主要局限性在于容易產(chǎn)生偽像，影響圖像質(zhì)量。對(duì)于MRCA，由于冠脈血管本身較細(xì)、扭曲和結(jié)構(gòu)較復(fù)雜，且有心臟搏動(dòng)和呼吸的影響，冠脈周圍脂肪組織和心肌組織等信號(hào)可影響其顯像的結(jié)果。同時(shí)MR檢查過程中雖然沒有放射線，相對(duì)安全，但有噪音的影響，一些金屬植入物(如人工金屬瓣、心臟起搏器等)的安全性也受到關(guān)注。總之，由于成像原理所造成的不足和技術(shù)上的局限，使得到目前為止CTA和MRCA一般僅可作為對(duì)心臟綜合評(píng)價(jià)的一種選擇方法，或作為冠心病導(dǎo)管造影檢查的篩查措施，減少不必要的創(chuàng)傷性檢查，以及對(duì)心臟手術(shù)或介入治療效果的無創(chuàng)性隨訪研究，在對(duì)冠心病的臨床診治上并不能完全取代介入性的影像檢查方法。
綜上所述，介入性的CAG和IVUS仍然是臨床診治冠心病的主要影像方法，而且二者具有優(yōu)勢(shì)與不足互補(bǔ)的特點(diǎn)。目前還沒有一種基于CAG和IVUS圖像融合的交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡系統(tǒng)，能夠?qū)崿F(xiàn)內(nèi)鏡漫游模式的冠狀動(dòng)脈可視化。


發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是克服現(xiàn)有技術(shù)的不足、提供一種能夠?qū)崿F(xiàn)內(nèi)鏡漫游模式的冠狀動(dòng)脈可視化的交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法。
本發(fā)明所稱問題是以下述技術(shù)方案實(shí)現(xiàn)的 一種交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，它是通過將由近似正交的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像獲得的管腔三維幾何形態(tài)信息與由血管內(nèi)超聲獲得的管腔橫截面數(shù)據(jù)相融合，得到血管的三維模型，然后運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言(VRML)交互地描述血管模型，實(shí)現(xiàn)內(nèi)鏡漫游模式的冠狀動(dòng)脈可視化，具體步驟如下 A、同時(shí)采集感興趣血管段的血管內(nèi)超聲IVUS和X射線冠狀動(dòng)脈造影CAG圖像 將機(jī)械式超聲導(dǎo)管探頭置于感興趣血管段的遠(yuǎn)端，在勻速等距回撤導(dǎo)引鋼絲的過程中，利用血管內(nèi)超聲成像儀以心電ECG門控的方式采集等距的IVUS圖像序列，即以心電信號(hào)的R波作為觸發(fā)，僅在每個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)相同的心臟相位處采集圖像，可解決冠狀動(dòng)脈IVUS圖像序列中的運(yùn)動(dòng)偽影問題。同時(shí)，利用C型臂單面X射線血管造影機(jī)在導(dǎo)管回撤路徑的起點(diǎn)拍攝記錄相同心臟狀態(tài)的兩幅近似垂直角度的CAG圖像； B、利用采集的IVUS和CAG圖像建立血管的三維模型； C、運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言實(shí)現(xiàn)冠狀動(dòng)脈血管重建結(jié)果的內(nèi)鏡漫游模式的可視化。
上述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，所述利用采集的IVUS和CAG圖像建立血管的三維模型的具體步驟如下 a、根據(jù)兩個(gè)近似垂直角度的CAG圖像，三維重建出超聲導(dǎo)管的回撤路徑； b、從CAG圖像中三維重建出血管管腔 將重建出的3D導(dǎo)管路徑向左右兩個(gè)CAG成像平面反投影，得到對(duì)應(yīng)的2D路徑，對(duì)于2D路徑上的每個(gè)點(diǎn)，通過在垂直于路徑的方向上，尋找灰度梯度的兩個(gè)極大值，得到血管管腔左右邊緣，然后在假設(shè)管腔的橫截面是橢圓的前提下，完成整個(gè)血管管腔的三維重建，該結(jié)果用于后續(xù)確定各幀超聲圖像的空間方向； c、血管內(nèi)超聲圖像序列中血管壁輪廓的提取 在首幀圖像中手動(dòng)選擇血管壁內(nèi)、外膜輪廓上的幾個(gè)特征點(diǎn)，以連接這些點(diǎn)所形成的多邊形作為初始位置，通過snake變形獲得血管壁內(nèi)、外膜的輪廓，分割出血管壁和可能存在的斑塊，對(duì)于后續(xù)幀，則將前一幀的提取結(jié)果作為snake的初始位置，完成對(duì)連續(xù)多幀IVUS圖像的分割； d、確定各幀血管內(nèi)超聲圖像的軸向位置 按照IVUS圖像的采集順序和間距，沿重建出的3D導(dǎo)管回撤路徑將各幀IVUS圖像順序排列，確定出各幀圖像的軸向位置； e、確定各幀血管內(nèi)超聲圖像的空間方位 在重建后的3D導(dǎo)管路徑上建立各幀超聲圖像的局部坐標(biāo)系，即Frenet-Serret標(biāo)架，三個(gè)坐標(biāo)軸分別為單位切矢量t、單位主法矢量n和單位副法矢量b，導(dǎo)管的位置位于IVUS圖像的中心； 將各幀超聲圖像繞導(dǎo)管旋轉(zhuǎn)至其正確的方向以確定血管內(nèi)超聲圖像的空間方位 用ρ表示血管壁輪廓的重心偏離導(dǎo)管位置的離心向量，把從CAG圖像重建出的血管管腔的橢圓輪廓投影到對(duì)應(yīng)的超聲圖像上，用μ來表示血管管腔橢圓輪廓中心線偏離導(dǎo)管位置的離心向量，ε為向量ρ的模，θ為ρ與μ的夾角，用統(tǒng)計(jì)優(yōu)化方法確定超聲圖像序列的空間方位，目的是使θ最小 設(shè)定一個(gè)固定寬度w的移動(dòng)窗口，在該窗口中進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，對(duì)于N幀組成的超聲圖像序列，存在nw＝N-(w-1)個(gè)移動(dòng)窗口，在每個(gè)窗口位置m處，累計(jì)偏心距離∑εm、加權(quán)偏心夾角平均值θm以及偏心夾角的加權(quán)標(biāo)準(zhǔn)偏差σ(θm)可分別由下式計(jì)算 利用這些數(shù)值，在每一個(gè)窗口位置處，計(jì)算可靠性權(quán)重因子rm＝∑εm/σ(εm)，在偏心距離較大的位置給予較大的權(quán)重因子，同時(shí)限制σ(θm)較大的位置，通過下式計(jì)算出一個(gè)校正偏心角θcorr 并將其應(yīng)用到序列的所有圖像中，從而獲得各幀圖像的空間方位； f、利用基于NURBS曲面擬合的表面提取法完成血管管腔內(nèi)外表面的繪制。
上述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，所述運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言實(shí)現(xiàn)冠狀動(dòng)脈血管重建結(jié)果的內(nèi)鏡漫游模式的可視化的具體步驟如下 ①漫游路徑的計(jì)算 根據(jù)超聲導(dǎo)管回撤路徑的三維重建結(jié)果，以沿導(dǎo)管的第i幀IVUS圖像采集點(diǎn)的坐標(biāo)Pi為當(dāng)前視點(diǎn)位置，Pi+1為下一個(gè)視點(diǎn)位置，以z軸負(fù)半軸的方向矢量為初始視點(diǎn)方向，則在VRML中，當(dāng)前視點(diǎn)的位置矢量為，旋轉(zhuǎn)軸為當(dāng)前視點(diǎn)方向?yàn)榈膯挝皇噶?，旋轉(zhuǎn)軸為，旋轉(zhuǎn)角為
②將IVUS像素?cái)?shù)據(jù)插入到虛擬場(chǎng)景中，并采用半透明的顯示方式顯示； ③開發(fā)交互式的用戶圖形接口。
上述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，所述超聲導(dǎo)管回撤路徑的三維重建方法是首先建立CAG系統(tǒng)在兩個(gè)近似垂直角度的透視投影成像模型，再根據(jù)在造影過程中同步記錄的距離和角度參數(shù)，得到成像系統(tǒng)的幾何變換矩陣，然后采用三維snake模型技術(shù)，snake直接在空間中變形，完成導(dǎo)管回撤路徑的三維重建； 上述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，所述冠狀動(dòng)脈造影圖像的兩個(gè)采集角度之間夾角的取值范圍為60°至120°，且僅在超聲導(dǎo)管回撤路徑的起點(diǎn)拍攝一對(duì)造影圖像。
本發(fā)明將由兩近似正交角度的單面造影圖像得到的血管空間幾何信息與由血管內(nèi)超聲圖像獲得的管腔橫截面信息結(jié)合起來，充分利用兩種成像手段的互補(bǔ)性，完成了血管的準(zhǔn)確三維重建，并運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言實(shí)現(xiàn)內(nèi)鏡漫游模式的冠狀動(dòng)脈可視化。本發(fā)明實(shí)現(xiàn)了對(duì)三維血管模型的交互式訪問和顯示，為冠狀動(dòng)脈粥樣硬化病變的發(fā)展、冠心病的可視化診治、對(duì)介入治療效果評(píng)價(jià)等的研究，以及醫(yī)務(wù)人員的培訓(xùn)提供了一個(gè)理想的平臺(tái)。



下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳述。
圖1是根據(jù)本發(fā)明方法的三維重建血管的流程圖； 圖2是根據(jù)本發(fā)明方法的CAG和IVUS圖像采集示意圖； 圖3是根據(jù)本發(fā)明方法的造影系統(tǒng)在兩個(gè)角度的成像示意圖； 圖4是根據(jù)本發(fā)明方法的各幀超聲圖像相對(duì)方位的確定示意圖； 圖5是根據(jù)本發(fā)明方法的超聲圖像偏心距離和偏心夾角示意圖； 圖6是根據(jù)本發(fā)明方法的漫游視點(diǎn)位置的確定示意圖； 圖7是根據(jù)本發(fā)明方法的漫游視點(diǎn)方向的確定示意圖。
圖中各符號(hào)為Image A、Image B、成像平面；s1、s2、兩次造影過程中X射線源焦點(diǎn)的位置；s1x1y1z1、以s1為原點(diǎn)的空間坐標(biāo)系；s2x2y2z2、以s2為原點(diǎn)的空間坐標(biāo)系；U1V1O1、成像平面A上的直角坐標(biāo)系；U2V2O2、成像平面B上的直角坐標(biāo)系；D1、s1到成像平面A的垂直距離；D2、s2到成像平面B的垂直距離；P、空間血管上的點(diǎn)；p1、P點(diǎn)在成像平面A上的投影；p2、P點(diǎn)在成像平面B上的投影；u1、p1在坐標(biāo)系U1V1O1內(nèi)的橫坐標(biāo)；v1、p1在坐標(biāo)系U1V1O1內(nèi)的縱坐標(biāo)；u2、p2在坐標(biāo)系U2V2O2內(nèi)的橫坐標(biāo)；v2、p2在坐標(biāo)系U2V2O2內(nèi)的縱坐標(biāo)；c(s)、表示3D導(dǎo)管路徑的空間參數(shù)曲線；C、超聲圖像中導(dǎo)管的位置，它也是超聲圖像的中心；OC、橢圓截面輪廓的中心(即在假設(shè)血管橫截面是橢圓時(shí)，基于CAG的三維重建中所對(duì)應(yīng)的血管中心線位置)；OI、從超聲圖像中提取出的管腔截面輪廓的重心；ρ、ρ＝O1-C是超聲輪廓的重心偏離導(dǎo)管的離心向量；μ、μ＝OC-C是血管中心線偏離導(dǎo)管的離心向量；θ、ρ與μ的夾角；Pi、Pi+1、視點(diǎn)；

位置矢量；

旋轉(zhuǎn)軸；φi、旋轉(zhuǎn)角；

z軸負(fù)半軸的方向矢量；

待求的視點(diǎn)方向；

y軸的單位矢量，也即VRML中默認(rèn)的向上的方向；εi、

在x-y平面內(nèi)的旋轉(zhuǎn)角。
文中所用符號(hào)t、單位切矢量；n、單位主法矢量；b、單位副法矢量；ε、向量ρ的模；w、移動(dòng)窗口寬度；

加權(quán)偏心夾角平均值；σ(θm)、偏心夾角的加權(quán)標(biāo)準(zhǔn)偏差；rm、可靠性權(quán)重因子；θcorr、校正偏心角。

具體實(shí)施例方式 下面結(jié)合附圖詳細(xì)說明本發(fā)明的步驟 (1)圖像采集 采集設(shè)備包括C型臂單面X射線血管造影機(jī)和血管內(nèi)超聲成像儀。
參看圖2，IVUS和CAG成像是同時(shí)進(jìn)行的。常規(guī)經(jīng)右股動(dòng)脈或上臂的肱動(dòng)脈穿刺，行選擇性冠脈造影。在X射線透視圖像的指導(dǎo)下插入高頻超聲探頭導(dǎo)管，至血管遠(yuǎn)端。將超聲探頭與超聲成像儀連接去除偽影后，經(jīng)馬達(dá)控制勻速等距地回撤導(dǎo)管。當(dāng)探頭導(dǎo)管以1800轉(zhuǎn)/分作360°旋轉(zhuǎn)時(shí)連續(xù)獲得30幀/秒的實(shí)時(shí)血管切面圖像。采用臨床常用的、讓病人在導(dǎo)管回撤過程中屏住呼吸的方法，減小呼吸運(yùn)動(dòng)的影響。采用ECG門控的方式采集超聲圖像，從而減小心臟運(yùn)動(dòng)的影響。
僅在導(dǎo)管回撤路徑的起點(diǎn)，采用ECG門控的方式，在相應(yīng)的心臟相位處拍攝一對(duì)近似垂直角度的造影圖像。由于采用機(jī)械式超聲導(dǎo)管探頭，超聲換能器位于一可彎曲的軸心頭端，軸心在外鞘管內(nèi)旋轉(zhuǎn)，而鞘管是固定不動(dòng)的，因此可保證回撤路徑的穩(wěn)定。成像過程中記錄造影角度和X射線源焦點(diǎn)至接收屏的距離。
(2)造影圖像中導(dǎo)管路徑和管腔邊緣的提取和三維重建 本發(fā)明首先建立CAG系統(tǒng)在兩個(gè)近似垂直角度的透視投影成像模型(附圖3)。之后，根據(jù)在造影過程中同步記錄的距離和角度參數(shù)，得到成像系統(tǒng)的幾何變換矩陣。然后利用三維snake模型技術(shù)，完成導(dǎo)管路徑的三維重建。
snake模型又稱活動(dòng)輪廓模型(active contour model)，是由Kass等在1987年提出的一種變形模型技術(shù)(Kass M，Witkin A，Terzopoulos T.Snakesactive contour models.International Journal of Computer Vision，1987，1(4)321-331)，近年來在圖像處理領(lǐng)域中應(yīng)用十分廣泛，完成圖像分割、匹配和運(yùn)動(dòng)跟蹤。
具體實(shí)現(xiàn)方法為snake的初始位置采用手動(dòng)取點(diǎn)獲得，即在導(dǎo)管的一個(gè)投影上手動(dòng)選取若干采樣點(diǎn)(一般選取回撤路徑的起點(diǎn)、終點(diǎn)和3～4個(gè)中間點(diǎn)即可)，然后根據(jù)外極約束得到這些點(diǎn)在另一投影上的對(duì)應(yīng)點(diǎn)。由這幾組對(duì)應(yīng)點(diǎn)分別求出它們的三維坐標(biāo)，用直線段連接這些3D點(diǎn)，所得折線作為3D snake的初始位置。
snake模型的能量函數(shù)為 其中c(s)＝(x(s)，y(s)，z(s))，s∈
是表示導(dǎo)管的三次B樣條曲線。式(1)中內(nèi)部能量Eint的表達(dá)式為 Eint(c(s))＝(α|c′(s)|2+β|c＂(s)|2)/2 (2) 其中c′(s)和c″(s)分別為c(s)的一階和二階導(dǎo)數(shù)。內(nèi)部能量保證曲線的連續(xù)和光滑。
外部能量函數(shù)Eext是保證snake收斂的外部力，包括兩部分，分別對(duì)應(yīng)于左右投影，保證三維曲線在兩個(gè)角度成像平面上的投影恰好位于對(duì)應(yīng)的導(dǎo)管投影處 (3) 其中IL(u1，v1)和

分別是左投影點(diǎn)的灰度和灰度梯度值；IR(u2，v2)和

IR(u2，v2)分別是右投影點(diǎn)的灰度和灰度梯度。由于造影圖像中，血管的灰度值比背景小，所以權(quán)重系數(shù)γ取正值。根據(jù)透視投影成像的幾何關(guān)系和外極線約束關(guān)系，可推導(dǎo)出u1、v1、u2和v2都是空間點(diǎn)三維坐標(biāo)c＝(x1，y1，z1)的函數(shù) [u1 v1]T＝FL(c)，[u2 v2]T＝FR(c) (4) 之后，通過使式(1)的能量函數(shù)最小化，snake曲線的最終位置就確定了導(dǎo)管的三維軸線。該方法避免了基于外極約束的兩個(gè)角度間的逐點(diǎn)匹配，提高了重建精度和運(yùn)算速度。
按照成像系統(tǒng)的幾何變換矩陣，將重建出的3D導(dǎo)管路徑向左右兩個(gè)CAG成像平面反投影，得到對(duì)應(yīng)的2D路徑。對(duì)于2D路徑上的每個(gè)點(diǎn)，通過在垂直于路徑的方向上，尋找灰度梯度的兩個(gè)極大值，完成對(duì)血管管腔左右邊緣的提取。之后，在假設(shè)管腔的橫截面是橢圓的前提下，完成整個(gè)管腔的三維重建，該結(jié)果為后續(xù)確定各幀超聲圖像的空間方向所用。
(3)血管內(nèi)超聲圖像序列中血管壁輪廓的提取 本發(fā)明采用結(jié)合動(dòng)態(tài)規(guī)劃的snake模型完成對(duì)IVUS圖像序列中血管壁內(nèi)外膜輪廓的提取。操作者只需在首幀中手動(dòng)選擇目標(biāo)輪廓上的幾個(gè)特征點(diǎn)，連接這些點(diǎn)所形成的多邊形作為snake的初始位置。對(duì)于后續(xù)幀，將前一幀的提取結(jié)果作為下一幀snake的初始位置，完成對(duì)連續(xù)多幀IVUS圖像的分割，可大大節(jié)省計(jì)算時(shí)間。
(4)IVUS與CAG數(shù)據(jù)的融合 這里主要需解決兩個(gè)問題確定各IVUS幀的3D軸向位置和空間方位。
(4.1)超聲圖像三維軸向位置的確定 在采集超聲圖像的過程中，采用馬達(dá)驅(qū)動(dòng)的方式，勻速等距的從遠(yuǎn)端向近端連續(xù)拉出導(dǎo)管。調(diào)節(jié)拉出導(dǎo)管的速度，即可根據(jù)需要調(diào)節(jié)切面間距。采用CAG圖像重建出導(dǎo)管的軸線之后，根據(jù)已知的切面間距依軸向?qū)⒏鲙琁VUS圖像順序排列，即可確定出各幀圖像的軸向位置。
(4.2)各幀超聲圖像空間方位的確定 本發(fā)明利用一種非迭代的統(tǒng)計(jì)最優(yōu)化方法來計(jì)算各幀超聲圖像的空間方位。首先在重建后的3D導(dǎo)管路徑上建立各幀超聲圖像的局部坐標(biāo)系，即Frenet-Serret標(biāo)架，三個(gè)坐標(biāo)軸分別為單位切矢量t、單位主法矢量n和單位副法矢量b(附圖4)，坐標(biāo)原點(diǎn)是IVUS圖像中導(dǎo)管的位置。在完成導(dǎo)管路徑的三維重建后，可得到其3D曲線方程c(s)，根據(jù)微分幾何的知識(shí)，t、n和b可根據(jù)曲線方程計(jì)算如下 其中“×”表示向量的叉乘；“

表示向量的點(diǎn)乘；c′(s)和c″(s)分別為c(s)的一階和二階導(dǎo)數(shù)。
導(dǎo)管的位置位于IVUS圖像的中心，分割出的目標(biāo)輪廓的重心一般不與導(dǎo)管位置重合，如附圖5所示，其中C點(diǎn)表示導(dǎo)管，OC為橢圓輪廓的中心(即在假設(shè)血管橫截面是橢圓時(shí)，基于CAG的三維重建中所對(duì)應(yīng)的血管中心線位置)，O1為從超聲圖像中提取出的血管截面輪廓的重心。采用離心向量ρ表示輪廓的重心偏離導(dǎo)管位置的程度ρ＝OI-C。
由于血管中心線和導(dǎo)管路徑不重合，在血管同一位置處的超聲圖像輪廓和基于造影圖像重建出的橢圓輪廓方位不一致，把橢圓輪廓投影到對(duì)應(yīng)的超聲圖像上。同樣采用橢圓輪廓的離心向量μ來表示血管中心線偏離導(dǎo)管位置的程度μ＝OC-C。
超聲圖像的匹配誤差可用向量ρ的模ε和ρ與μ的夾角θ表示。本發(fā)明利用統(tǒng)計(jì)優(yōu)化方法確定超聲圖像序列的絕對(duì)方位，目的是使橢圓輪廓和超聲輪廓的離心向量間的夾角θ最小。設(shè)定一個(gè)固定寬度w的移動(dòng)窗口，在該窗口中進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析。對(duì)于N幀組成的超聲圖像序列，存在nW＝N-(w-1)個(gè)移動(dòng)窗口。在每個(gè)窗口位置m處，累計(jì)偏心距離∑εm、加權(quán)偏心夾角平均值θm以及偏心夾角的加權(quán)標(biāo)準(zhǔn)偏差σ(θm)可分別由下式計(jì)算 利用這些數(shù)值，在每一個(gè)窗口位置處，計(jì)算可靠性權(quán)重因子rm＝∑εm/σ(εm)。在偏心距離較大的位置給予較大的權(quán)重因子，同時(shí)限制σ(θm)較大的位置。通過下式計(jì)算出一個(gè)校正偏心角θcorr 并將其應(yīng)用到序列的所有圖像中，從而獲得各幀圖像的空間方位。
(5)血管腔內(nèi)外表面的擬合 在對(duì)IVUS圖像序列完成邊緣提取并確定各幀的空間位置后，本發(fā)明采用NURBS(非均勻有理B樣條)曲面擬合沿三維回撤路徑正確排列的各橫截面上的采樣點(diǎn)，得到連續(xù)的三維血管表面。
(6)交互式冠狀動(dòng)脈虛擬內(nèi)窺鏡系統(tǒng) 利用虛擬現(xiàn)實(shí)造型語言來顯示內(nèi)鏡漫游模式的重建結(jié)果，不僅可顯示重建后血管段的整體外觀，而且可顯示長(zhǎng)軸縱剖面圖像。
包括漫游路徑的計(jì)算、重建出的管腔內(nèi)外表面的繪制、虛擬場(chǎng)景中IVUS圖像數(shù)據(jù)的顯示以及交互式的用戶圖形接口的開發(fā)。
(6.1)漫游路徑的計(jì)算 漫游路徑是在目標(biāo)血管腔內(nèi)的一系列視點(diǎn)組成的序列。對(duì)于每個(gè)視點(diǎn)，都需要確定其位置和方向，其中方向采用觀察者所在局部坐標(biāo)系繞任意軸的旋轉(zhuǎn)表示。
視點(diǎn)位置的確定在VRML中，漫游路徑上一點(diǎn)Pi(即視點(diǎn))的位置和方向用三元數(shù)

來表示，其中

是位置矢量，

是旋轉(zhuǎn)軸，φi是旋轉(zhuǎn)角(如附圖6所示)。
虛擬觀察者在目標(biāo)血管內(nèi)的漫游既可沿IVUS導(dǎo)管的回撤路徑進(jìn)行，也可沿管腔中心線進(jìn)行。故可根據(jù)兩者的三維重建結(jié)果直接得到對(duì)于前者而言，

就是沿導(dǎo)管的第i幀IVUS圖像采集點(diǎn)的坐標(biāo)，也即該幀圖像的中心坐標(biāo)；對(duì)于后者，

就是從第i幀IVUS圖像中分割出的管腔輪廓的重心坐標(biāo)。由于導(dǎo)管的剛性和連續(xù)性都比計(jì)算出的管腔中心線要好，因此本發(fā)明采用第一種方法確定

，從而得到更為連續(xù)光滑的動(dòng)畫效果。
視點(diǎn)方向的確定視點(diǎn)方向的初始值設(shè)定為沿z軸的負(fù)半軸，如附圖6所示，其中表示z軸負(fù)半軸的方向矢量，也即初始視點(diǎn)方向。由于漫游是沿導(dǎo)管的回撤路徑進(jìn)行的，因此根據(jù)上述視點(diǎn)位置的確定方法，由當(dāng)前視點(diǎn)Pi可知下一個(gè)視點(diǎn)Pi+1的位置矢量，從而得到向量，其單位矢量即為待求的視點(diǎn)方向

與

的叉積即為旋轉(zhuǎn)軸 即

垂直于

與

所決定的平面，如附圖7所示，視點(diǎn)的初始方向

繞旋轉(zhuǎn)軸

旋轉(zhuǎn)φi角，即得到當(dāng)前的視點(diǎn)方向

，即由當(dāng)前視點(diǎn)Pi指向下一個(gè)視點(diǎn)Pi+1的方向，旋轉(zhuǎn)角為

(7) 由向量叉積的計(jì)算公式可知，

的z分量為0，表示

在x-y平面內(nèi)，所以

也可由y軸的單位矢量

在x-y平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)εi得到 其中Rz(εi)表示繞z軸的旋轉(zhuǎn)矩陣，

是VRML中默認(rèn)的向上的方向。
在漫游路徑的終點(diǎn)，即對(duì)于視點(diǎn)集合{P0，P1，…，Pn-1}中的一點(diǎn)Pi，當(dāng)i＝n-1時(shí)，由于不存在Pi+1，故不可用前述方法計(jì)算旋轉(zhuǎn)軸和旋轉(zhuǎn)角，此時(shí)
(6.2)VRML中IVUS像素?cái)?shù)據(jù)的顯示 本發(fā)明對(duì)虛擬場(chǎng)景中插入的IVUS像素?cái)?shù)據(jù)采用半透明的顯示方式，即一幀IVUS圖像中各像素的透明度值不是同一個(gè)常數(shù)，而是取決于像素在圖像中的位置和其灰度值。超聲圖像中除了血管壁和斑塊以外，其它結(jié)構(gòu)在虛擬內(nèi)鏡場(chǎng)景中都應(yīng)該是不可見的，此時(shí)利用前面對(duì)超聲圖像的二維分割結(jié)果，將表示管腔和外膜以外回聲信號(hào)的像素設(shè)置為全透明，允許漫游路徑無阻擋地穿越這些區(qū)域。而對(duì)于管壁和斑塊這些感興趣區(qū)域，其透明度值取決于像素的灰度值，例如，亮回聲信號(hào)表示可能存在的斑塊，因此其不透明度值應(yīng)設(shè)置為較高的數(shù)值；圖像中的暗區(qū)可能表示其它血管的管腔或者沒有產(chǎn)生回聲的其它結(jié)構(gòu)，其不透明度值應(yīng)設(shè)為較低的數(shù)值。
(6.3)交互式的用戶圖形接口 本發(fā)明在VRML環(huán)境中設(shè)計(jì)開發(fā)出一個(gè)簡(jiǎn)明清晰、方便靈活的用戶控制面板，使其能夠完成以下功能①用戶可隨時(shí)開啟和關(guān)閉控制面板，并且開啟時(shí)，以盡量不遮擋目標(biāo)場(chǎng)景為原則。②虛擬觀察者沿漫游路徑前進(jìn)時(shí)，在某個(gè)視點(diǎn)處，用戶可在不同的顯示模式之間進(jìn)行切換，例如按照正確的方向和位置顯示在該點(diǎn)獲取的IVUS圖像；或者僅顯示該點(diǎn)處的管腔表面(可同時(shí)開啟或關(guān)閉半透明的IVUS幀)；或者顯示完成了彩色編碼的管腔表面，其中彩色編碼表示量化測(cè)量結(jié)果等。同時(shí)，用戶可以隨時(shí)進(jìn)入或退出虛擬內(nèi)鏡的觀察模式，顯示重建后血管段的整體外觀，或者長(zhǎng)軸縱切面圖像。③可調(diào)整漫游的速度和方向，虛擬觀察者可在管腔內(nèi)的任意位置停留。
權(quán)利要求
1、一種交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，其特征是，它是通過將由近似正交的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像獲得的管腔三維幾何形態(tài)信息與由血管內(nèi)超聲獲得的管腔橫截面數(shù)據(jù)相融合，得到血管的三維模型，然后運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言(VRML)交互地描述血管模型，實(shí)現(xiàn)內(nèi)鏡漫游模式的冠狀動(dòng)脈可視化，具體步驟如下
A、同時(shí)采集感興趣血管段的血管內(nèi)超聲IVUS和X射線冠狀動(dòng)脈造影CAG圖像
將機(jī)械式超聲導(dǎo)管探頭置于感興趣血管段的遠(yuǎn)端，在勻速等距回撤導(dǎo)引鋼絲的過程中，利用血管內(nèi)超聲成像儀以ECG門控的方式在相同的心臟相位處采集等距的IVUS圖像序列，同時(shí)，利用C型臂單面X射線血管造影機(jī)在導(dǎo)管回撤路徑的起點(diǎn)拍攝記錄相同心臟狀態(tài)的兩幅近似垂直角度的CAG圖像；
B、利用采集的IVUS和CAG圖像建立血管的三維模型；
C、運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言實(shí)現(xiàn)冠狀動(dòng)脈血管重建結(jié)果的內(nèi)鏡漫游模式的可視化。
2、根據(jù)權(quán)利要求1所述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，其特征是，所述利用采集的IVUS和CAG圖像建立血管的三維模型的具體步驟如下
a、根據(jù)兩個(gè)近似垂直角度的CAG圖像，三維重建出超聲導(dǎo)管的回撤路徑；
b、從CAG圖像中三維重建出血管管腔
將重建出的3D導(dǎo)管路徑向左右兩個(gè)CAG成像平面反投影，得到對(duì)應(yīng)的2D路徑，對(duì)于2D路徑上的每個(gè)點(diǎn)，通過在垂直于路徑的方向上，尋找灰度梯度的兩個(gè)極大值，得到血管管腔左右邊緣，然后在假設(shè)管腔的橫截面是橢圓的前提下，完成整個(gè)血管管腔的三維重建，該結(jié)果用于后續(xù)確定各幀超聲圖像的空間方向；
c、血管內(nèi)超聲圖像序列中血管壁輪廓的提取
在首幀圖像中手動(dòng)選擇血管壁內(nèi)、外膜輪廓上的幾個(gè)特征點(diǎn)，以連接這些點(diǎn)所形成的多邊形作為初始位置，通過snake變形獲得血管壁內(nèi)、外膜的輪廓，分割出血管壁和可能存在的斑塊，對(duì)于后續(xù)幀，則將前一幀的提取結(jié)果作為snake的初始位置，完成對(duì)連續(xù)多幀IVUS圖像的分割；
d、確定各幀血管內(nèi)超聲圖像的軸向位置
按照IVUS圖像的采集順序和間距，沿重建出的3D導(dǎo)管回撤路徑將各幀IVUS圖像順序排列，確定出各幀圖像的軸向位置；
e、確定各幀血管內(nèi)超聲圖像的空間方位
在重建后的3D導(dǎo)管路徑上建立各幀超聲圖像的局部坐標(biāo)系，即Frenet-Serret標(biāo)架，三個(gè)坐標(biāo)軸分別為單位切矢量t、單位主法矢量n和單位副法矢量b，導(dǎo)管的位置位于IVUS圖像的中心；
將各幀超聲圖像繞導(dǎo)管旋轉(zhuǎn)至其正確的方向以確定血管內(nèi)超聲圖像的空間方位
用ρ表示血管壁輪廓的重心偏離導(dǎo)管位置的離心向量，把從CAG圖像重建出的血管管腔的橢圓輪廓投影到對(duì)應(yīng)的超聲圖像上，用μ來表示血管管腔橢圓輪廓中心線偏離導(dǎo)管位置的離心向量，ε為向量ρ的模，θ為ρ與μ的夾角，用統(tǒng)計(jì)優(yōu)化方法確定超聲圖像序列的空間方位，目的是使θ最小
設(shè)定一個(gè)固定寬度w的移動(dòng)窗口，在該窗口中進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，對(duì)于N幀組成的超聲圖像序列，存在nw＝N-(w-1)個(gè)移動(dòng)窗口，在每個(gè)窗口位置m處，累計(jì)偏心距離∑εm、加權(quán)偏心夾角平均值θm以及偏心夾角的加權(quán)標(biāo)準(zhǔn)偏差σ(θm)可分別由下式計(jì)算
利用這些數(shù)值，在每一個(gè)窗口位置處，計(jì)算可靠性權(quán)重因子rm＝∑εm/σ(εm)，在偏心距離較大的位置給予較大的權(quán)重因子，同時(shí)限制σ(θm)較大的位置，通過下式計(jì)算出一個(gè)校正偏心角θcorr
并將其應(yīng)用到序列的所有圖像中，從而獲得各幀圖像的空間方位；
f、利用基于NURBS曲面擬合的表面提取法完成血管表面的繪制。
3、根據(jù)權(quán)利要求1或2所述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，其特征是，所述運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言實(shí)現(xiàn)冠狀動(dòng)脈血管重建結(jié)果的內(nèi)鏡漫游模式的可視化的具體步驟如下
①漫游路徑的計(jì)算
根據(jù)超聲導(dǎo)管回撤路徑的三維重建結(jié)果，以沿導(dǎo)管的第i幀IVUS圖像采集點(diǎn)的坐標(biāo)Pi為當(dāng)前視點(diǎn)位置，Pi+1為下一個(gè)視點(diǎn)位置，以z軸負(fù)半軸的方向矢量為初始視點(diǎn)方向，則在VRML中，當(dāng)前視點(diǎn)的位置矢量為旋轉(zhuǎn)軸為當(dāng)前視點(diǎn)方向?yàn)榈膯挝皇噶啃D(zhuǎn)軸為旋轉(zhuǎn)角為
②將IVUS像素?cái)?shù)據(jù)插入到虛擬場(chǎng)景中，并采用半透明的顯示方式顯示；
③開發(fā)交互式的用戶圖形接口。
4、根據(jù)權(quán)利要求3所述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，其特征是，所述超聲導(dǎo)管回撤路徑的三維重建方法是首先建立CAG系統(tǒng)在兩個(gè)近似垂直角度的透視投影成像模型，再根據(jù)在造影過程中同步記錄的距離和角度參數(shù)，得到成像系統(tǒng)的幾何變換矩陣，然后采用三維snake模型技術(shù)，snake直接在空間中變形，完成導(dǎo)管回撤路徑的三維重建。
5、根據(jù)權(quán)利要求4所述交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，其特征是，所述冠狀動(dòng)脈造影圖像的兩個(gè)采集角度之間夾角的取值范圍為60°至120°，且僅在超聲導(dǎo)管回撤路徑的起點(diǎn)拍攝一對(duì)造影圖像。
全文摘要
一種交互式冠狀動(dòng)脈虛擬血管鏡的實(shí)現(xiàn)方法，屬醫(yī)學(xué)成像技術(shù)領(lǐng)域。目的是解決冠狀動(dòng)脈可視化診治問題。技術(shù)方案是它是通過將由近似正交的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像獲得的管腔三維幾何形態(tài)信息與由血管內(nèi)超聲獲得的管腔橫截面數(shù)據(jù)相融合，得到血管的三維模型，然后運(yùn)用虛擬現(xiàn)實(shí)建模語言交互地描述血管模型，實(shí)現(xiàn)內(nèi)鏡漫游模式的冠狀動(dòng)脈可視化。本發(fā)明實(shí)現(xiàn)了對(duì)三維血管模型的交互式訪問和顯示，為冠狀動(dòng)脈粥樣硬化病變的發(fā)展、冠心病的可視化診治、對(duì)介入治療效果評(píng)價(jià)等的研究，以及醫(yī)務(wù)人員的培訓(xùn)提供了一個(gè)理想的平臺(tái)。
文檔編號(hào)G06T15/00GK101422352SQ20081008000
公開日2009年5月6日 申請(qǐng)日期2008年12月10日 優(yōu)先權(quán)日2008年12月10日
發(fā)明者正 孫 申請(qǐng)人:華北電力大學(xué)(保定)