專(zhuān)利名稱(chēng)：一種血管三維模型的重建方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種基于X射線血管造影和血管內(nèi)超聲圖像的血管三維重建方法，屬醫(yī)學(xué)檢 測(cè)技術(shù)領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
X射線冠狀動(dòng)脈造影(coronary angiography, CAG)檢查是目前國(guó)際上公認(rèn)的診斷冠心 病的"金標(biāo)準(zhǔn)"。具體實(shí)施方法是用特制的導(dǎo)管經(jīng)皮穿刺從股動(dòng)脈或上臂的肱動(dòng)脈，插入導(dǎo) 管，在X射線投影圖像的指導(dǎo)下推送至主動(dòng)脈根部置于冠狀動(dòng)脈口，然后推注造影劑，進(jìn)行 電影攝影或連續(xù)攝片。重復(fù)數(shù)次不同角度的拍攝，就能發(fā)現(xiàn)由粥樣硬化引起的狹窄性病變， 根據(jù)靜止或動(dòng)態(tài)觀察造影劑的充盈和消失情況來(lái)判斷血管解剖學(xué)形態(tài)異常的部位、性質(zhì)和程 度。該技術(shù)不僅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。但是CAG只能反映血管腔被造 影劑充填后的投影輪廓，因而不僅會(huì)存在盲區(qū)，而且不能提供血管壁的結(jié)構(gòu)信息和病變程度。
血管內(nèi)超聲(intravascular ultrasound, IVUS)是近年來(lái)應(yīng)用于臨床診斷血管病變的 一項(xiàng)新技術(shù)。IVUS和CAG成像是同時(shí)進(jìn)行的經(jīng)皮穿刺從股動(dòng)脈或肱動(dòng)脈插入導(dǎo)管，向目標(biāo) 血管內(nèi)注入硝酸甘油后，在X射線透視圖像的指導(dǎo)下將頂端帶有高頻超聲探頭的0. 014英寸 導(dǎo)引鋼絲穿越病變部位，到達(dá)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) 控制勻回撤導(dǎo)引鋼絲，并記錄圖像。該技術(shù)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(wú)法確定截面的軸向位置和空間方向。
與二維圖像相比，醫(yī)學(xué)圖像的三維重建和可視化可以提供更為豐富的醫(yī)療信息。采用近似正交角度的CAG圖像對(duì)進(jìn)行冠狀動(dòng)脈的三維重建，不僅能為醫(yī)生提供形象、直觀的三維血 管圖像，而且可以對(duì)血管的有關(guān)參數(shù)(如直徑、長(zhǎng)度、曲率等)進(jìn)行定量測(cè)量。但是，該重 建結(jié)果僅描述了血管內(nèi)腔的空間位置和形態(tài)，無(wú)法得到管腔截面的形態(tài)和硬化斑塊的彌漫程 度及組成。且重建時(shí)一般假設(shè)管腔橫截面為橢圓，事實(shí)上冠狀動(dòng)脈發(fā)生狹窄時(shí)管腔形狀復(fù)雜 多樣，狹窄多呈偏心型和不規(guī)則型，因此這種假設(shè)是不準(zhǔn)確的，很難保證三維重建的精度。 與CAG相比，IVUS有其獨(dú)特的圖像方位，可以顯示管腔的橫斷面、血管壁的形態(tài)結(jié)構(gòu)、 斑塊的組織形態(tài)學(xué)特征等，因此IVUS圖像的三維重建有利于評(píng)價(jià)沿血管長(zhǎng)軸方向管腔的邊 界、截面輪廓以及斑塊的幾何形態(tài)等。目前常用的IVUS三維重建方法是把一系列的超聲圖像 按采集順序疊加起來(lái)形成一個(gè)三維直血管段。由于IVUS本身不能提供每一幀圖像的空間幾何 信息，因此這種方法沒(méi)有考慮在圖像獲取過(guò)程中導(dǎo)管的彎曲和扭曲，其結(jié)果也是不準(zhǔn)確的。
總之，目前還沒(méi)有一種更為精確的血管三維重建方法，能夠克服IVUS和CAG各自顯示血 管形態(tài)的局限性，準(zhǔn)確重建出血管的解剖結(jié)構(gòu)和反映血管的真實(shí)彎曲和扭曲，得到病變的準(zhǔn) 確位置和形態(tài)。

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、提供一種既能描述血管內(nèi)腔的空間位置和形態(tài)， 又能得到管腔截面的形態(tài)以及病變的準(zhǔn)確位置和形態(tài)的血管三維模型的重建方法。 本發(fā)明所稱(chēng)問(wèn)題是以下述技術(shù)方案實(shí)現(xiàn)的-
一種血管三維模型的重建方法，它將由IVUS圖像獲取的血管橫截面信息和由基于X射線 造影圖像的三維重建獲得的超聲導(dǎo)管空間幾何信息結(jié)合起來(lái)，準(zhǔn)確重建出血管的解剖結(jié)構(gòu)， 具體重建步驟如下
a、同時(shí)采集感興趣血管段的IVUS和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，在勻速等距地回撤導(dǎo)引鋼絲過(guò)程中， 利用血管內(nèi)超聲成像儀以ECG門(mén)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、 根據(jù)上述兩幅近似垂直角度的CAG圖像，三維重建出超聲導(dǎo)管的回撤路徑；
c、 在管腔截面是橢圓的假設(shè)前提下，從CAG圖像對(duì)中三維重建出管腔，為后續(xù)確定各幀
IVUS圖像的空間方位所用
將3D導(dǎo)管路徑向兩個(gè)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(guò)在垂直于路徑的方向上，尋找灰度梯度的兩個(gè)極大值，得到血管管腔投影的左右邊緣， 然后在假設(shè)管腔的橫截面是橢圓的前提下，完成整個(gè)管腔的三維重建；
d、 各幀IVUS圖像中血管壁輪廓的提取
采用snake模型與動(dòng)態(tài)規(guī)劃相結(jié)合的方法完成各幀超聲圖像中血管壁內(nèi)外膜輪廓的提取。 首先，在首幀IVUS圖像中手動(dòng)選擇血管壁內(nèi)膜和外膜輪廓上的幾個(gè)點(diǎn)，以連接這些點(diǎn)所形成 的多邊形作為snake初始位置。然后通過(guò)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) IVUS序列中連續(xù)多幀圖像的分割；
e、 確定各幀IVUS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IVUS圖像順序排列， 確定出各幀圖像的軸向位置；
f 、確定各幀IVUS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Frenet-Serret標(biāo)架，即局部坐標(biāo)系，三 個(gè)坐標(biāo)軸分別為單位切矢量t、單位主法矢量/7和單位副法矢量6,導(dǎo)管的位置位于IVUS圖 像的中心。用P表示血管壁輪廓的重心偏離導(dǎo)管位置的偏心向量，把從CAG圖像對(duì)中重建出 的管腔的橢圓截面輪廓投影到對(duì)應(yīng)的超聲圖像上，用w來(lái)表示橢圓輪廓中心偏離導(dǎo)管位置的 偏心向量，f為向量P的模，《為P與W的夾角，用統(tǒng)計(jì)優(yōu)化方法使《最小，確定超聲 圖像序列的空間方位
設(shè)定一個(gè)寬度為『的移動(dòng)窗口，在該窗口中進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，對(duì)于^幀組成的超聲圖像序歹U，存在/7尸,(『1)個(gè)移動(dòng)窗口，在每個(gè)窗口位置歷處，累計(jì)偏心距離Z^、加權(quán)偏心夾 角平均值&,以及偏心夾角的加權(quán)標(biāo)準(zhǔn)偏差c(《,)可分別由下式計(jì)算
<formula>formula see original document page 8</formula>
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r ,=5>m/(T(Sm)，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fT(《,)較大的位置，通過(guò)下式計(jì)算出一個(gè)校 正偏心角^
<formula>formula see original document page 8</formula>
并將其應(yīng)用到IVUS序列的所有圖像中，從而獲得各幀圖像的空間方位；
g、利用基于NURBS曲面擬合的表面提取法完成血管表面的繪制。
上述血管三維模型的重建方法，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，并推導(dǎo)出成像系統(tǒng)的幾何變換矩陣，再對(duì)手 動(dòng)選取的導(dǎo)管路徑上的采樣點(diǎn)進(jìn)行三維重建，并以連接各重建點(diǎn)所得折線作為初始位置，通 過(guò)snake變形完成導(dǎo)管路徑的三維重建。
上述血管三維模型的重建方法，為了消除心臟的周期性運(yùn)動(dòng)和呼吸的影響，獲得對(duì)應(yīng)于 同一時(shí)刻的圖像序列，應(yīng)采用ECG(心電)門(mén)控的方法，在相同的心臟相位處采集IVUS圖像。
上述血管三維模型的重建方法，所述冠狀動(dòng)脈造影圖像序列的兩個(gè)采集角度之間夾角的 取值范圍為60。至120° 。
上述血管三維模型的重建方法，在超聲導(dǎo)管回撤路徑的三維重建過(guò)程中，手動(dòng)選取的導(dǎo) 管路徑上的采樣點(diǎn)包括起點(diǎn)、終點(diǎn)和3 6個(gè)中間點(diǎn)。
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(lái)，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，該方法克服了IVUS和CAG各自顯示冠狀動(dòng)脈形態(tài)的局限性，能準(zhǔn)確重建出血管的解 剖結(jié)構(gòu)和反映血管的真實(shí)彎曲和扭曲，得到病變的準(zhǔn)確位置和形態(tài)。與分別單獨(dú)利用兩種圖像獲得的重建結(jié)果相比較，本發(fā)明能夠更全面和準(zhǔn)確地反映血管的真實(shí)形態(tài)，從而為冠心病
及其它血管病變的臨床診治提供更為可靠的依據(jù)。


下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳述。 圖1是本發(fā)明的流程圖2是本發(fā)明的CAG和IVUS圖像采集示意圖3是本發(fā)明的造影系統(tǒng)在兩個(gè)角度的成像示意圖4是本發(fā)明的超聲圖像序列中相鄰幀間相對(duì)方位的確定示意圖5是本發(fā)明的超聲圖像偏心距離和偏心夾角示意圖。
圖中各符號(hào)為image A、 image B、成像平面；^、 &、兩次造影過(guò)程中X射線源焦點(diǎn) 的位置；S局y^、以&為原點(diǎn)的空間坐標(biāo)系；&12為&、以&為原點(diǎn)的空間坐標(biāo)系；GM、 成像平面A上的直角坐標(biāo)系；"KQ、成像平面B上的直角坐標(biāo)系；A、 s到成像平面A的垂
直距離；A、 S到成像平面B的垂直距離；P、空間血管上的點(diǎn)；Pl、 P點(diǎn)在成像平面A上的
投影；A 、 P點(diǎn)在成像平面B上的投影；"、A在坐標(biāo)系"KQ內(nèi)的橫坐標(biāo)；K、 A在坐標(biāo)系 M內(nèi)的縱坐標(biāo)；i/2、 A在坐標(biāo)系"KQ內(nèi)的橫坐標(biāo)；K、 A在坐標(biāo)系"KQ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。
文中所用符號(hào)"單位切矢量；/ 、單位主法矢量；力、單位副法矢量；P、超聲圖像中 血管壁輪廓的重心偏離導(dǎo)管位置的偏心向量；W、管腔橢圓輪廓中心偏離導(dǎo)管位置的偏心向 量；"向量P的模；S、 P與#的夾角；『、移動(dòng)窗口寬度；、加權(quán)偏心夾角平均 值；a(《,)、偏心夾角的加權(quán)標(biāo)準(zhǔn)偏差；^、可靠性權(quán)重因子；&、校正偏心角。
具體實(shí)施例方式
下面結(jié)合附圖詳細(xì)說(shuō)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。IVUS和CAG成像是同時(shí)進(jìn)行的(附圖2)。在X射線透視圖像的指導(dǎo)下將頂端帶有高頻超 聲探頭的導(dǎo)引鋼絲穿越病變部位，到達(dá)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)控制勻速等距的回撤導(dǎo)引鋼絲，并記錄圖像。成像過(guò)程中記錄造影角度和X射線源焦 點(diǎn)至接收屏的距離。
對(duì)于IVUS圖像的采集，由于心臟的周期性運(yùn)動(dòng)和呼吸的影響，很難獲得對(duì)應(yīng)于同一時(shí)刻 的圖像序列。因此本發(fā)明采用ECG (心電)門(mén)控的方法，在相同的心臟相位處采集圖像。
對(duì)于CAG圖像的采集，傳統(tǒng)方法一般是在心導(dǎo)管回撤過(guò)程中，采用X射線血管造影持續(xù) 監(jiān)視導(dǎo)管尖端的運(yùn)動(dòng)。由于會(huì)增加X(jué)射線的劑量，延長(zhǎng)醫(yī)患暴露在射線下的時(shí)間，因而該方 法的臨床應(yīng)用價(jià)值不高。本發(fā)明采用僅在導(dǎo)管回撤路徑的起點(diǎn)拍攝一對(duì)造影圖像的方法。由 于本發(fā)明采用機(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。因此可保證在回撤導(dǎo)管的后續(xù)過(guò)程中，帶有超聲換能器的導(dǎo)管 尖端的回撤軌跡不會(huì)偏離在回撤路徑起點(diǎn)拍攝的造影圖像中顯示的導(dǎo)管影像。
對(duì)于單面造影系統(tǒng)，兩個(gè)角度的圖像不是同時(shí)獲取的，給空間信息的提取帶來(lái)很大困難。 本發(fā)明采用同步記錄的ECG信號(hào)選取記錄相同心臟狀態(tài)的兩個(gè)角度的圖像，從而解決兩個(gè)角 度的單面造影圖像對(duì)的匹配問(wèn)題。
(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(guò)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)，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 6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。之后，表示導(dǎo)管的snake曲線在內(nèi)外力的 共同左右下直接在空間中變形，完成導(dǎo)管的三維重建。其中內(nèi)力保證曲線的連續(xù)和光滑，外 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。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3D導(dǎo)管路徑向兩個(gè)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(guò)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，為確定各幀IVUS圖像的空間方位所用。
(3) 各幀血管內(nèi)超聲圖像中血管壁的邊緣提取
本發(fā)明采用結(jié)合動(dòng)態(tài)規(guī)劃的snake模型方法完成對(duì)各幀IVUS圖像中血管壁內(nèi)外膜邊緣的 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的融合
這里主要需解決兩個(gè)問(wèn)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(guò)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)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
也就是考慮導(dǎo)管在回撤過(guò)程中的扭轉(zhuǎn)問(wèn)題。本發(fā)明利用一種非迭代的統(tǒng)計(jì)最優(yōu)化方法來(lái) 確定各幀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/ 和單位副法矢量6 (附圖4)，確定各幀的初始方位。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，ft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)，ft為從超聲圖像中提取出的血管截面輪廓的重心。采用偏心向量P表示輪廓的重心偏離導(dǎo)管位置的程 度/ = 0,—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 偏心向量W來(lái)表示血管中心線偏離導(dǎo)管位置的程度// = Oe-C。
超聲圖像的匹配誤差可用向量P的模f和與的夾角^表示。本發(fā)明利用統(tǒng)計(jì)優(yōu) 化方法使橢圓輪廓和超聲輪廓的離心向量間的夾角e最小，確定超聲圖像序列的絕對(duì)方位。 設(shè)定一個(gè)寬度為『的移動(dòng)窗口，在該窗口中進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析。對(duì)于/V幀組成的超聲圖像序列，
存在從=,(『1)個(gè)移動(dòng)窗口。在每個(gè)窗口位置ffl處，累計(jì)偏心距離j;e^^、加權(quán)偏心夾角平
均值^ 以及偏心夾角的加權(quán)標(biāo)準(zhǔn)偏差a(6g可分別由下式計(jì)算
<formula>formula see original document page 12</formula>
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=^>m/CT(S ,)。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C7(《,)較大的位置。通過(guò)下式計(jì)算出一個(gè)校 正偏心角6>
<formula>formula see original document page 12</formula>并將其應(yīng)用到ivus序列的所有圖像中，從而獲得各幀超聲圖像的空間方位。 (5)融合結(jié)果的顯示
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，利用基于NURBS曲面擬合的 表面提取法完成血管表面的繪制。此后，利用虛擬現(xiàn)實(shí)造型語(yǔ)言來(lái)顯示重建結(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。
權(quán)利要求
1. 一種血管三維模型的重建方法，其特征是，它將由IVUS圖像獲取的血管橫截面信息和由基于X射線造影圖像的三維重建獲得的超聲導(dǎo)管空間幾何信息結(jié)合起來(lái)，準(zhǔn)確重建出血管的解剖結(jié)構(gòu)，具體重建步驟如下a、同時(shí)采集感興趣血管段的IVUS和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，在勻速等距地回撤導(dǎo)引鋼絲過(guò)程中，利用血管內(nèi)超聲成像儀以ECG門(mén)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)的兩個(gè)近似垂直角度的CAG圖像；b、根據(jù)上述兩個(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；c、在管腔截面是橢圓的假設(shè)前提下，從CAG圖像對(duì)中三維重建出管腔，為后續(xù)確定各幀IVUS圖像的空間方位所用將3D導(dǎo)管路徑向兩個(gè)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(guò)在垂直于路徑的方向上，尋找灰度梯度的兩個(gè)極大值，得到血管管腔投影的左右邊緣，然后在假設(shè)管腔的橫截面是橢圓的前提下，完成整個(gè)管腔的三維重建；d、各幀IVUS圖像中血管壁輪廓的提取采用snake模型與動(dòng)態(tài)規(guī)劃相結(jié)合的方法完成各幀超聲圖像中血管壁內(nèi)外膜輪廓的提取，首先，在首幀IVUS圖像中手動(dòng)選擇血管壁內(nèi)膜和外膜輪廓上的幾個(gè)點(diǎn)，以連接這些點(diǎn)所形成的多邊形作為snake初始位置，然后通過(guò)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)IVUS序列中連續(xù)多幀圖像的分割；e、確定各幀IVUS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IVUS圖像順序排列，確定出各幀圖像的軸向位置；f、確定各幀IVUS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Frenet-Serret標(biāo)架，即局部坐標(biāo)系，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，用ρ表示血管壁輪廓的重心偏離導(dǎo)管位置的偏心向量，把從CAG圖像對(duì)中重建出的管腔的橢圓截面輪廓投影到對(duì)應(yīng)的超聲圖像上，用μ來(lái)表示橢圓輪廓中心偏離導(dǎo)管位置的偏心向量，ε為向量ρ的模，θ為ρ與μ的夾角，用統(tǒng)計(jì)優(yōu)化方法使θ最小，確定超聲圖像序列的空間方位設(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<overscore>θ</overscore>m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
2、根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管三維模型的重建方法，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，并推導(dǎo)出 成像系統(tǒng)的幾何變換矩陣，再對(duì)手動(dòng)選取的導(dǎo)管路徑上的采樣點(diǎn)進(jìn)行三維重建，并以連接各 重建點(diǎn)所得折線作為初始位置，通過(guò)snake變形完成導(dǎo)管路徑的三維重建。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的血管三維模型的重建方法，其特征是，所述冠狀動(dòng)脈造影 圖像序列的兩個(gè)采集角度之間夾角的取值范圍為60。至12(T 。
4、 根據(jù)權(quán)利要求2所述的血管三維模型的重建方法，其特征是，在超聲導(dǎo)管回撤路徑的 三維重建過(guò)程中，手動(dòng)選取的導(dǎo)管路徑上的采樣點(diǎn)包括起點(diǎn)、終點(diǎn)和3 6個(gè)中間點(diǎn)。
全文摘要
一種血管三維模型的重建方法，屬醫(yī)學(xué)檢測(cè)技術(shù)領(lǐng)域，用于解決血管重建中的精度問(wèn)題。其技術(shù)方案是它將由IVUS圖像序列獲取的血管橫截面信息和由基于X射線造影圖像的三維重建獲得的超聲導(dǎo)管空間幾何信息結(jié)合起來(lái)，準(zhǔn)確重建出血管的解剖結(jié)構(gòu)。與分別單獨(dú)利用兩種圖像獲得的重建結(jié)果相比較，本發(fā)明能夠更全面和準(zhǔn)確地反映血管及可能存在的斑塊的真實(shí)形態(tài)，從而為冠心病及其它血管病變的臨床診治提供更為可靠的依據(jù)。
文檔編號(hào)A61B19/00GK101283929SQ20081005503
公開(kāi)日2008年10月15日 申請(qǐng)日期2008年6月5日 優(yōu)先權(quán)日2008年6月5日
發(fā)明者正 孫 申請(qǐng)人:華北電力大學(xué)