CN101779224A - 使血管的cpr视图的观察方向与3d管状结构的被绘制体素体积上的观察角和/或与3d旋转血管造影设备的c臂系统的c臂几何结构相耦合 - Google Patents

Abstract

本发明描述了一种用于绘制并显示血管的3D管状结构(1)的曲面重组(CPR)视图(7’)的方法，其中，将曲面重组视图(7’)的观察方向耦合至要被可视化的3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或者原始表示上的观察角，或者耦合至3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的C臂的几何结构。因此，所提出的方法能够对X射线图像进行测量而不会遭受空间缩短并且不需要进行校准。其中，所述耦合可以双向地执行。根据所提出的方法的第一方面，其意味着前述曲面重组视图(7’)的观察方向跟随要被可视化的3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或者原始表示上的观察角，反之亦然。根据所提出的方法的另一方面，其意味着根据3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的由所述C臂的侧倾角(θ_x)、俯仰角(θ_y)和偏航角(θ_z)给出的C臂几何结构来设置曲面重组视图(7’)的观察方向，反之亦然。

Description

使血管的CPR视图的观察方向与3D管状结构的被绘制体素体积上的观察角和/或与3D旋转血管造影设备的C臂系统的C臂几何结构相耦合

技术领域

本发明描述了一种用于绘制并显示血管的3D管状结构的曲面重组(CPR)视图的方法，其中，将曲面重组视图的观察方向耦合至要被可视化的3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或者原始表示上的观察角和/或耦合至3D旋转血管造影设备的C臂系统的C臂几何结构。因此，所提出的方法能够在X射线图像进行测量而不会发生空间缩短且无需进行校准。

背景技术

借助于计算机断层摄影(CT)和磁共振成像(MRI)对脉管系统进行无创成像已经被广为接受用来替代有创的动脉内血管造影。CT和MRI这二者提供高分辨率的体积数据集，从而能够使用这些体积数据集对于待检查患者身体内部的解剖对象(内部器官、骨骼和关节、血管等)和病理结构进行可视化。然而，这些数据可能包含很多对于诊断而言不很感兴趣、甚至根本不感兴趣的对象。这使得在没有进行预处理情况下通常很难、甚至根本不可能进行临床相关的体积绘制-即，最大强度投影(MIP)、射线投射、表面阴影显示(SSD)。

对诸如血管的3D管状结构的可视化是基于CT和MRI的医学成像方面的重要课题。为了诊断目的而显示这种3D管状结构的一种方式是生成纵向截面，以便在可视化曲面中显示其管腔、壁和周围组织。该过程被称作曲面重组(CPR)。曲面重组(还被称作为“曲面重建”)是在这种可视化曲面上对3D管状结构的纵向截面的图形可视化。曲面重组的目标是要在单幅图像内沿管状结构的整个长度来对其进行图形显示和目视检查而不会发生空间缩短。为此，需要获得关于管状结构、特别是3D对象的中心线的先验信息。

具体而言，曲面重组(CPR)是一种可视化小直径的脉管结构的方式。由此，使用诸如血管的中心线(下文中，也称作为“中心轴”)的高级信息来对之前已经通过CT或MR血管造影获取的图像数据进行重新取样并可视化。不失一般性，假设血管的中心线为子体素分辨率下的点序列。一般而言，中心线的空间位置和形状确定出可视化3D空间的哪部分。使用该技术，在单幅图像中显示血管的全部长度。然后，医师能够研究脉管的异常情况(即，溃疡性狭窄、闭塞、动脉瘤和管壁钙化)。当前的CPR技术允许沿着贯穿脉管中心轴的纵截面研究血管的管腔。倘若该平面并不涉及脉管异常，因此在所生成的图像中并未显现脉管异常，则可以围绕中心轴旋转该经重新取样的平面。这样得到将由放射师解释的一组图像。或者，能够使用厚的曲面多平面重组(CMPR)。

在如今的计算机断层摄影血管造影中的另一方面是使用CPR显示技术进行树状脉管结构的有效可视化。基于血管段的投影组合的多路径CPR计数提供对患者的脉管解剖结构的空间连贯的显示。然而，由此，根据各自选定的交叉平面，动脉中的一部分可能被其他动脉所叠加。为了对整个脉管树的详细检查，不得不对贯穿脉管中心轴的不同截面进行重新取样。

进行CPR可视化的必要条件是恰当估计脉管中心线。最近的诸如多探测器阵列CT的CT技术提供高分辨率的体积数据集。由于这些数据集容量大(其一般包括多达1900幅例如腹部和整个腿部的横截面图像)，因此不再能够选择手动定义血管中心线。在这种情况下，已经开发出若干种在可靠性、执行速度和精确度方面具有不同特性的算法。在由B.Avants和J.Wil-liams发表的题为“An Adaptive Minimal Path Generation Technique for VesselTracking in CTA/CE-MRA Volume Images”(发表于MICCAI 2001，第707-716页，2000年)的文章中，介绍了由两个部分组成的脉管跟踪方法。由此，基于用户定义的种子点通过应用程函(eikonal)偏微分方程计算表面膨胀。计算这些区域的最小代价路径。然后，由该路径生成截面面积/半径分布。由S.He等人在其题为“Medial Axis Reformation：A NewVisualization Method for CT Angiography”(发表于Academic Radiology 8，第726-733页，2001年)的文章中，提出了基于二维区域生长算法、随后使用最短路径算法的路径提取方法。其中，其描述了通过使用多尺度医学响应精确限定所得的路径。在称作轴“中心轴重组”的半自动方法中脉管树要进行平坦化。正如P.Felkel等人在题为“Surface Reconstruction Of TheBranching Vessels For Augmented Reality Aided Surgery”(发表于BIOSIGNAL 2002，第252-254页，2002年6月)的文章中所公开的，通过使用低复杂性的多边形网格来生成抽象的脉管模型，其允许对要被可视化的图像数据进行快速绘制。在A.Kanitsar等人的题为“CPR-Curved PlanarReformation”(发表于IEEE Visualization 2002，第37-44页，ACM，2002年10月)的文章中，描述了三种用于CPR生成的方法：投影CPR、延展CPR和拉直CPR。此外，提出了为克服CPR可视化的最相关临床限制的三种CPR扩展：厚CPR、旋转CPR和多路径CPR。多路径CPR提供了在一幅图像内显示整个脉管树。虽然防止了对骨骼和动脉的叠加，但是另一方面却不能避免动脉自身的交叉。

为了整合2D荧光透视和3D血管重建显示，能够应用3D路图，一种最近研制出的已经由Philips取得专利权的成像方法。该技术确保3D图像与系统配准并覆盖有实时2D荧光透视图，从而提供可持续的路图。该技术的临床应用前景对于诸如实时导管导航和监视线圈递送的应用尤其重要。3D路图有持久的生命力，改进了工作流程，并进一步降低了造影剂和X射线的剂量。由此，能够解决与用户无法将来自X射线荧光透视图像的2D信息与其在3D数据集中的相应位置相互联接在一起最相关的各种问题。与标准2D数字路图技术的主要不同在于，新开发出的3D路图基于用二维荧光透视图像作为覆盖图的旋转血管造影获取技术。将为了使之前获取的3D重建图像精确叠加在进行交互操作的2D荧光透视图像上所需要的数据存储在3D工作站中并且构成校准数据集。实时地对这两个数据集进行空间对准。因此，3D图像和2D荧光透视图像能够进行精确的叠加，而不管C臂的位置和放大率是否有任何变化。所描述的路图方法的主要优点是，进行一次造影剂注射就能够让C臂置于空间中的任意位置并且允许在X射线管和图像增强器之间的距离发生改变以及图像放大率发生变化。在临床设置中，3D路图便于血管内神经导航并且同时减少了手术操作的时间和降低了造影剂的使用。有关该课题的进一步信息，感兴趣的读者可以参考M.

D.Babic，R、Homan和T.Andersson的题为“3D Roadmap inNeuroangiography：Technique and Clinical Interest”(发表于Neuroradiology，第47卷第10期，第735-740页，2005年10月)的文章。

下文中，为了更好的理解本发明，将简要描述用于控制常规3D旋转血管造影设备的C臂几何结构的两种控制模式——现有技术中将其称为跟随C形弧(Follow C-arc)和3D自动位置控制(3DAPC)。

当选择前述的跟随C形弧模式时，3D旋转血管造影设备的体数据的取向跟随C臂几何结构的观察入射角。因此，沿该入射角创建的X射线图像应当描绘出与在连接至所述3D旋转血管造影设备的用于可视化所述体数据的工作站的监视器上所显示的相同景象。该模式能够用于规划视图而不用实际进行辐射或者注射造影剂，并且用于评估对于给定观察入射角要被可视化的组织区域的3D形态。

3D自动位置控制(3D APC)被认为与跟随C形弧模式相反。在用户按压3D APC按钮之后，3D APC功能性操纵C臂几何结构以匹配3D旋转血管造影体数据的观察方向。与跟随C形弧模式相反，2D投影图像和3D旋转血管造影体积的向上向量不需要相对应。只要它们的观察方向彼此相对应。

WO 2005/048198A1涉及一种通过使用对象的3D图像数据集来可视化所述对象的管状结构的方法及相对应的装置。为了提供更有效且更直观的可视化，提出一种方法，其包括下列步骤：从所述管状结构的符号路径视图生成并可视化曲面重组图像，所述符号路径视图表示所述管状结构；并且为所述符号路径的路径点分配其的3D空间位置数据；最终生成并可视化通过在所述曲面重组图像或所述符号路径视图中选定的所述管状结构的观察点的所述对象的至少一个平面视图。

发明内容

当在例如进行冠状动脉疾病诊断的CT重建中观察动脉时，通常使用曲面重组图像。其一个优点在于这样的事实：即曲面重组图像能够在没有任何空间缩短的情况下显示血管，并且能够显示待检查患者体内的周围组织区域。没有空间缩短便于对血管进行精确的测量。如果在CT上发现血管变窄(例如病变或者狭窄等)，则在心脏血管X射线导管实验中执行介入治疗。病变通常是偏轴的，这意味着仅能在曲面重组视图的特定取向上看见病变的最小截面。在开始心脏血管介入手术时，在若干视图中获取X射线血管造影图像，以便确认在计算机断层摄影上所做的诊断。根据各个患者的解剖结构，需要进行充足数量的血管造影，以找到在解剖结构上示出病变的最小截面面积的视图。这意味着患者要忍受潜在有害的造影剂而患者和工作人员都要暴露于X射线辐射剂量。

因此，本发明的一个目标是将预处理诊断的曲面重组视图集成到溃疡性狭窄、动脉瘤、病变或其它脉管病症的微创处置中，以便减少找到要被可视化的病理对象上的特定观察方向所需要的非必须血管造影的数量，所述观察方向是通过要被可视化的3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的观察角，或者分别通过3D旋转血管造影设备的C臂系统的C臂侧倾角、俯仰角和偏航角给出的，并且因此减少患者和临床工作人员暴露于X射线辐射的剂量并且提供了改进的诊断流程。

因此，本发明描述一种用于绘制并显示血管的3D管状结构的曲面重组视图的方法，其中，将所述曲面重组视图的观察方向耦合至要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的观察角，或者耦合至3D旋转血管造影设备的C臂系统的C臂的取向(下文中，也称作“C臂几何结构”)。

所提出的方法可以例如以本申请的说明书所描述的六种不同模式实现。

根据前述方法的第一模式，所述曲面重组视图的观察方向尽可能紧密地跟随要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的观察角。

根据该方法的第二模式，所述曲面重组视图跟随3D旋转血管造影设备的C臂系统的C臂几何结构，这是指根据所述C臂的侧倾角、俯仰角和偏航角设置所述曲面重组视图的观察方向。这得到最佳地对应于(实时)X射线图像的曲面重组视图。该模式对于介入期间的引导尤其有用。其允许将所获取的血管造影X射线数据与预处理CT或MR数据在相同的取向中进行对比。

根据前述方法的第三模式，所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的观察角跟随所述曲面重组视图的所述观察方向。在该模式中，所获取的3D体素数据的向上向量总是设置为与从相同观察方向所取得的X射线图像相对应。该模式在程序之前设计血管造影视图时尤其有用。

根据所述方法的第四模式，根据在所述曲面重组视图的观察方向设置3D旋转血管造影设备的C臂系统由C臂的侧倾角、俯仰角和偏航角给出的C臂几何结构。这使得临床医生能够让X射线图像尽可能紧密地与使用所述曲面重组视图设计出的视图相对应。其允许将所获取的血管造影X射线数据与预处理CT或MR数据在相同的取向中进行对比。

根据前述方法的第五模式，该模式在下文中称之为“锁定的交互作用(Locked Interaction)”，仅允许以这样的方式操纵3D管状结构的体素体积上的观察角，即使得对应的曲面重组视图不发生变化。在选择示出了偏轴的病变的曲面重组视图之后，操纵所获取的3D体积数据以找到最佳角度而不改变所选择的曲面重组视图。该模式在这样的情况下尤其有用：即当在曲面重组视图上发现病变的最小截面并且设计血管造影视图使其也示出该最小截面时，其中3D视图的保持旋转允许选择在不同血管段之间不发生重叠的视图。

所述方法的第六模式是一种变体，其中，绘制并显示3D管状结构的曲面重组视图和示出了该结构的二维投影的2D投影视图(例如，X射线图像或者所绘制的2D视图)的融合可视化。这与从现有技术中已知的常规图像融合技术不同，在常规的图像融合技术中血管的3D管状结构被投影到2D投影图像的坐标空间中。根据所述第六模式，通过使2D投影图像经过空间变形算法而将所述2D投影图像重新投影到曲面重组视图的坐标空间中，所述空间变形算法产生与3D管状结构在曲面重组视图的坐标空间中的空间路线相匹配的经变换的图像数据。这得到实质上没有空间缩短融合图像表示并且能够进行无需校准的直接测量。

此外，可以提供与诸如引导导线、气球式导管、心血管支架等的专用介入医学设备的位置有关信息(例如，与待检查患者体内的所述血管周围的软组织相关的信息)。

根据所述第六模式，所述方法可以通过下列步骤的序列来执行：确定要被可视化的3D管状结构的中心轴；确定用于将所述3D管状结构的体素体积与所述2D投影图像进行配准的2D-3D配准映射的所有参数；确定曲面重组映射的参数，所述曲面重组映射用于将所述3D管状结构的中心轴在跟随所述中心轴沿其平行于所述2D投影图像的投影平面的纵向方向以及横向方向的空间路线的曲面中的坐标转换到所述曲面重组视图的坐标空间中；通过执行所述2D-3D配准映射、曲面重组映射和/或与所述曲面重组映射相逆的映射规则来将所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图和所述2D投影图像进行合成；以及对经过所述2D-3D配准映射、曲面重组映射和/或逆曲面重组映射之后的所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图和所述2D投影图像的融合图像可视化。

为了生成所述3D管状结构的体素体积的曲面重组视图和2D投影图像的融合可视化，可以使用阿尔法混合技术。

此外，本发明的示例性实施例还涉及一种用于绘制并显示3D管状结构的曲面重组视图和示出了该结构的二维投影的2D图像的图像绘制系统，所述图像绘制系统特别适于执行如上所述的方法。

最后，提供一种编程用于当运行在前述图像绘制系统上时执行所述方法的计算机软件产品。

附图说明

本发明的有利特征、方面和优点将将从说明书、权利要求书和附图中变得显而易见。在附图中，

图1示出了示例性说明本发明的诸如血管段的3D管状结构的曲面重组过程的3D简图，其中要在可视化曲面中没有空间缩短的情况下可视化该3D管状结构；

图2示出了3D旋转血管造影设备的C型臂系统在参照该3D旋转血管造影设备的三维笛卡尔坐标系中的C型臂几何结构，其中通过操作所述C型臂的横摆角、俯仰角和/或偏航角可以使所述C型臂系统绕生成所述坐标系的三个正交轴x、y和/或z枢轴转动；

图3图示出通过执行将3D管状结构的坐标系转换到2D投影平面的坐标系的映射，而将参照所述3D管状结构的3D笛卡尔坐标系中的、由所述血管3D管状结构的中心轴的参数化向量值函数给出的3D管状结构在2D投影平面上的平面投影；

图4示出了血管的3D管状结构在2D投影平面上所投影的图像与所述血管在实质上平行于该2D投影平面取向的可视化曲面中的曲面重组图像之间的对应关系，其中所述可视化曲面跟随血管的3D管状结构沿其纵向方向的空间路线；

图5示出了说明所述3D管状结构的中心轴在由所述3D笛卡尔坐标系的y-z平面给出的2D投影平面上的映射的3D简图；

图6示出了说明根据本发明的示例性实施例所提出的方法的过程的流程图；以及

图7示出根据本发明的实施例的图像处理、可视化和存档系统的示意性框图。

具体实施方式

下文中，将参考具体示例并参照附图详细解释根据本发明的示例性实施例的基于CPR的可视化方法。由此，将已经通过分割算法从所获取的CT或MR图像分割出的血管3D管状结构1假设为是要被图形可视化的解剖学对象，其中所述3D管状结构足以通过曲线中心轴来描述。

当通过

(其中，

表示在欧几里德向量空间V＝□³的三维笛卡尔坐标系中3D位置P(x，y，z)的笛卡尔位置向量而t是在0-1之间变化的实值标量参数)定义所述血管3D管状结构中心轴的路径时，中心轴的归一化纵向向量

可以由如下等式表示：

$\stackrel{\→}{l}=\frac{\mathrm{\Δ}{\stackrel{\→}{x}}_{\mathrm{AB}}}{{\left|\right|\mathrm{\Δ}{\stackrel{\→}{x}}_{\mathrm{AB}}\left|\right|}_2^2}$ 其中 ${\left|\right|\stackrel{\→}{l}\left|\right|}_2=1$

并且

其中(1a-c)

O是坐标系的原点，

是在所述中心轴上具有笛卡尔坐标x_A、y_A和z_A的给定开始点A的位置向量，

是在所述中心轴上具有笛卡尔坐标x_B、y_B和z_B的给定结束点B的笛卡尔位置向量，以及

${\left|\right|\mathrm{\&Delta;}{\stackrel{\&RightArrow;}{x}}_{\mathrm{AB}}\left|\right|}_2:=\sqrt{<\mathrm{\&Delta;}{\stackrel{\&RightArrow;}{x}}_{\mathrm{AB}},\mathrm{\&Delta;}{\stackrel{\&RightArrow;}{x}}_{\mathrm{AB}}>}=\sqrt{{(x_B-x_A)}^2+{(y_B-y_A)}^2+{(z_B-z_A)}^2}$

(1d)

是差分向量

的欧几里德范数。假定

(其中

)是用于描述欧几里德向量空间V中的给定透视图的三维观察向量。那么，假定所述血管3D管状结构的中心轴的横向向量可以以归一化形式定义如下：

$\stackrel{\&RightArrow;}{b}=\frac{\stackrel{\&RightArrow;}{v}\&times;\stackrel{\&RightArrow;}{l}}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{v}\&times;\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2^2}=\frac{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{v}\left|\right|}_2^2}\&times;\frac{\stackrel{\&RightArrow;}{l}}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2^2}$ 其中 ${\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b}\left|\right|}_2=1,---(2a,b)$

并且垂直于纵向向量和上面限定的横向向量

的观察向量

，因此如下给出：

${\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}=\stackrel{\&RightArrow;}{b}\&times;\stackrel{\&RightArrow;}{l}=-\frac{\stackrel{\&RightArrow;}{w}}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{w}\left|\right|}_2}$ 其中(3a)

其中，

是如上定义的观察向量到纵向向量

方向上的正交投影向量，

$<\stackrel{\&RightArrow;}{v},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>={\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{v}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&OverBar;}{v},\stackrel{\&OverBar;}{l})---\left(3c\right)$

表示观察向量

和纵向向量

的内积(“点乘”)，并且

是在

方向上的基向量。从等式(3b)能够导出：

${\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}=\stackrel{\&RightArrow;}{b}\&times;\stackrel{\&RightArrow;}{l}=-\frac{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{v}\left|\right|}_2}---\left(3d\right)$

仅对于如下特定情况有效：

$<\stackrel{\&RightArrow;}{v},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>=0\&DoubleLeftRightArrow;\stackrel{\&RightArrow;}{v}\&perp;\stackrel{\&RightArrow;}{l}.---\left(3e\right)$

当以这样的方式定义3D笛卡尔坐标系的正交轴x、y和z的取向，即使得x轴表示所述横向向量

的方向而y轴表示所述纵向向量的方向时，可以将这些向量认为是分别在x和y方向的正交基向量，而可以将垂直观察向量

认为是在相对于

和正交布置的z方向的归一化基向量。

利用上面给出的参数化的笛卡尔位置向量

，可以通过移除

的突出到纵向向量

方向中的那些部分来导出所述3D管状结构中心轴的曲率，该曲率是在将所述血管中心轴和纵向向量

方向上的横向向量

所生成的可视化曲面4拉直时获得的，这是指在被投影到由两个正交向量

和

生成的二维平面中时的

的曲率。由此得到的“光滑”曲率

可以有下列等式表示：

$\stackrel{\&RightArrow;}{c}\left(t\right)=\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right)-\mathrm{\&Delta;}{\stackrel{\&RightArrow;}{f}}_b\left(t\right)---\left(4a\right)$

其中

$\mathrm{\&Delta;}{\stackrel{\&RightArrow;}{f}}_b\left(t\right):=\mathrm{proj}\left(\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right)\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b})\&CenterDot;{\stackrel{\&RightArrow;}{e}}_b={\left|\right|\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right)\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&RightArrow;}{b},\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right))\&CenterDot;\frac{\stackrel{\&OverBar;}{b}}{{\left|\right|\stackrel{\&OverBar;}{b}\left|\right|}_2}=\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{b},\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right)>}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b}\left|\right|}_2^2}\&CenterDot;\stackrel{\&RightArrow;}{b}=<\stackrel{\&RightArrow;}{b},\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right)>\&CenterDot;\stackrel{\&RightArrow;}{b}$

，(4b)

其中使用

$\&prime;(\stackrel{\&RightArrow;}{b},\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right))=\arccos \left(\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{b},\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right)>}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\left|\right|\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right)\left|\right|}_2}\right)---\left[\mathrm{rad}\right]$

其中， $\&prime;(\stackrel{\&RightArrow;}{b},\mathrm{\&Delta;}\stackrel{\&RightArrow;}{f}\left(t\right))\&Element;[0,\mathrm{\&pi;}],---\left(4c\right)$

而

其中，

是如上所限定的差分向量

在横向向量

方向上的正交投影向量，

表示差分向量

和横向向量

的内积(“点积”)，并且

是在

方向上的基向量。等式(4a)描述了映射规则

其将3D空间中可视化曲面4映射到y-z平面并且通过映射C：□³→□²来表示。假定在由3D笛卡尔坐标系中的x、y和z轴生成的3D欧几里德向量空间V中的点P(x_P，y_P，z_P)，所述的x、y和z轴分别表示如上所定义的正交基向量

和的方向，该映射C可以被描述为将P的位置向量

映射到所述位置向量在与3D笛卡尔坐标系的y-z平面平行的平面x＝x_P中的2D投影向量

因此产生

$x_{P^{,}}:=x_P=\mathrm{proj}\left(\stackrel{\&RightArrow;}{p}\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b})={\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{p}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{b})=\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{b}>}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b}\left|\right|}_2}=<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{b}>,---\left(5a\right)$

$y_{P^{,}}=\mathrm{proj}\left(\stackrel{\&RightArrow;}{p}\right|-{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,})={\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{p}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&RightArrow;}{p},-{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,})=\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{p},-{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}>}{{\left|\right|{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}\left|\right|}_2}=(-1)\&CenterDot;<\stackrel{\&RightArrow;}{p}{,\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}>\&equiv;y_P,$

(5b)

并且 $z_{P^{,}}=\mathrm{proj}\left(\stackrel{\&RightArrow;}{p}\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l})={\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{p}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{l})=\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2}=<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>\&equiv;z_P,---\left(5c\right)$

其中，

然后能够通过使用由等式(4a)给出的所述映射规则，在正交网格上的3D向量空间V中插入体素强度来生成所投影的图像。

图5示出了说明映射C_R的3D简图，其描述根据所述映射规则，将所述3D管状结构的中心轴转变到位于与所述3D笛卡尔坐标系的y-z平面平行的2D投影平面x＝x_P中的延展的曲面重组图像。通俗来讲，所述映射C_R可以认为是将3D点映射在通过曲线

拟合的纸面上，然后通过同时在其两端拉伸进行延展。这用数学符号来讲是指，对于在3D空间中的给定点P(x_P，y_P，z_P)，该映射C_R可以被描述为将点P的位置向量

映射在所述位置向量在3D笛卡尔坐标系的y-z平面中的相对应的经延展的2D投影向量

上，所述y-z平面由正交基向量

和

生成，其中，所述映射C_R描述出对2D向量

的两个非零的笛卡尔坐标y_P’和z_P’的计算。当在前述平面x＝x_P中生成CPR图像时，向量(其然后位于该平面中)也具有非零的x坐标。从如图5所示的3D简图中所勾画出的ΔOA₁P，能够得出，所述x坐标表示为：

$x_{P^{,}}:=x_P\&equiv;\stackrel{\&OverBar;}{{\mathrm{OA}}_1}=\mathrm{proj}\left(\stackrel{\&RightArrow;}{p}\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b})={\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{p}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{b})=\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{b}>}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b}\left|\right|}_2}=<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{b}>,$

其中， ${\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{b}\left|\right|}_2=1.---\left(6\right)$

因为

应描述由参数化的位置向量

(其中t∈[0，1])所描述的所述血管管状结构的曲线中心轴的经延展的曲面重组(CPR)的2D过程而不仅是

到y-z平面中的正交投影，所以坐标y_P’不能简单地由下式导出：

$y_{P^{,}}\&equiv;\stackrel{\&OverBar;}{{\mathrm{OA}}_2}=\mathrm{proj}\left(\stackrel{\&RightArrow;}{p}\right|-{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,})={\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{p}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&RightArrow;}{p},-{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,})=\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{p},-{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}>}{{\left|\right|{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}\left|\right|}_2}=(-1)\&CenterDot;<\stackrel{\&RightArrow;}{p},{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}>=y_P$

其中， ${\left|\right|{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}\left|\right|}_2=1---\left(7\right)$

其能够在关于ΔOA₂P时获得，但通过使用以关于ΔOA₃P开始的方法能够获得三角关系

$z_P\&equiv;\stackrel{\&OverBar;}{{\mathrm{OA}}_3}=\mathrm{proj}\left(\stackrel{\&RightArrow;}{p}\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l})={\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{p}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}(\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{l})=\frac{<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2}=<\stackrel{\&RightArrow;}{p},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>$

其中， ${\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2=1---\left(8\right)$

其能够产生如下等式

$z_{P^{,}}\&equiv;\stackrel{\&OverBar;}{A_2{P}^{,}}=\mathrm{proj}\left({\stackrel{\&RightArrow;}{p}}^{,}\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l})={\left|\right|{\stackrel{\&RightArrow;}{p}}^{,}\left|\right|}_2\&CenterDot;{\cos }^{\&prime;}({\stackrel{\&RightArrow;}{p}}^{,},\stackrel{\&RightArrow;}{l})=\frac{<{\stackrel{\&RightArrow;}{p}}^{,},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>}{{\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2}=<{\stackrel{\&RightArrow;}{p}}^{,},\stackrel{\&RightArrow;}{l}>$

其中， ${\left|\right|\stackrel{\&RightArrow;}{l}\left|\right|}_2=1---\left(9\right)$

其中，假定2D向量

是所述参数t(其中t∈[0，1])的函数

然后，使用等式(7)和(8)通过设置

确定参数t＝t_P(其满足

的条件)，从而求解对于t_P的等式c_z(t_P)＝z_P(其中，c_z(t_P)≡z_P’)，并且通过计算下式找出在经延展的CPR图像中的点P’的坐标z_P’来计算y_P’，其中

$z_{P^{,}}=\underset{t=0}{\overset{t_P}{\&Integral;}}{\left|\right|\frac{\stackrel{\&RightArrow;}{\mathrm{dc}}\left(t\right)}{\mathrm{dt}}\left|\right|}_2,\mathrm{dt}=\underset{t=0}{\overset{t_P}{\&Integral;}}\sqrt{{\stackrel{\&CenterDot;}{c}}_y^2\left(t\right)+{\stackrel{\&CenterDot;}{c}}_z^2\left(t\right)}\mathrm{dt}$

其中，c_x(t)：＝x_P，

并且

${\stackrel{\&CenterDot;}{c}}_z\left(t\right)\&equiv;\frac{{\mathrm{dc}}_z\left(t\right)}{\mathrm{dt}},---(10a-e)$

其对应于曲线

在位置t＝0和t＝t_P之间的长度。在这方面，应当注意，为了简化图形表示，在图5中勾画的2D向量

以非延展形式给出作为通过位置向量

到y-z平面中的正交投影所获得的，而不是在生成经延展的CPR时所获得的，进而简化了图形表示。

下文中，将描述所提出的方法针对模式#1到#5中相应一个的各个方面。

根据通过本发明的示例性实施例提出的方法的一方面，通过外部实体来确定观察方向

，例如通过用户控制在所获取的3D图像数据集上显示期望的2D视图所需要的图像绘制系统，或者通过由医师控制的3D旋转血管造影设备C臂系统的C臂几何结构、位置和取向所规定的所照射的X射线的方向。使用上面给定的曲面重组定义(参照等式(1a)至(4d))，在所述观察向量

已知时，明确地定义曲面重组。

在第一种情况下，在投影平面x＝x₀中(也称作“视口”)可视化曲面重组图像，该投影平面的法线向量点在与生成所获取的3D体素数据集的欧几里德向量空间V的3D笛卡尔坐标系的x轴共线的方向中。给定旋转矩阵

，其描述曲面重组视口的2D坐标系与由表示绕3D笛卡尔坐标系的x、y或z轴旋转

和

的3D管状结构体素体积的坐标系之间的关系，用于可视化3D管状结构的曲面重组的观察向量

可以写成如下的矩阵向量乘积形式：

其中，

表示在向量空间V的3D笛卡尔坐标系的z方向上归一化的基向量。

如果曲面重组遵循3D旋转血管造影设备的C臂几何结构、位置和取向，则用于可视化3D管状结构的曲面重组的观察向量

将对应于在血管造影设备的X射线探测器的探测器平面上的法线向量

。通常，根据所述3D旋转血管造影设备的C臂系统的偏航角θ_z、俯仰角θ_y和侧倾角θ_x的函数给出的探测器法线

的方向可以表示如下：

${\stackrel{\&RightArrow;}{n}}_{\mathrm{DP}}={\stackrel{\&LeftRightArrow;}{R}}^{,}({\mathrm{\&theta;}}_x,{\mathrm{\&theta;}}_y,{\mathrm{\&theta;}}_z)\&CenterDot;{\stackrel{\&RightArrow;}{e}}_z=\left(\begin{array}{c}{R_{\mathrm{xz}}}^{,}({\mathrm{\&theta;}}_x,{\mathrm{\&theta;}}_y,{\mathrm{\&theta;}}_z)\\ {R_{\mathrm{yz}}}^{,}({\mathrm{\&theta;}}_x,{\mathrm{\&theta;}}_y,{\mathrm{\&theta;}}_z)\\ {R_{\mathrm{zz}}}^{,}({\mathrm{\&theta;}}_x,{\mathrm{\&theta;}}_y,{\mathrm{\&theta;}}_z)\end{array}\right)---\left(11b\right)$

其中使用，

设旋转矩阵表示用于将所述血管造影设备C臂的坐标系(坐标系I)转换成3D管状结构体素体积的坐标系(坐标系II)的转换。如果患者关于所述3D旋转血管造影设备C臂系统的C臂几何结构的取向以及患者关于所获取的3D数据集(例如，从存储在DICOM数据包的包头中的信息获取的3D数据集)的取向已知，则为确定旋转矩阵

不需要。与患者取向信息一起，完全确定旋转矩阵，即使患者的取向可能不包含任何用于转换坐标系I的原点的信息。然后，通过将矩阵

应用到探测器法线

来获得曲面重组图像的观察向量

$\stackrel{\&RightArrow;}{v}=\stackrel{\&LeftRightArrow;}{P}({{\mathrm{\&theta;}}_x}^{,},{{\mathrm{\&theta;}}_y}^{,},{{\mathrm{\&theta;}}_z}^{,})\&CenterDot;{\stackrel{\&RightArrow;}{n}}_{\mathrm{DP}}.---\left(11c\right)$

由于我们仅对探测器法线的方向

感兴趣这一事实，因此关于坐标系I的原点的转换不重要。关于这一点，应当注意，还能够使用C臂几何结构的(图形)模型来替代真实的C臂几何结构。

根据通过本发明的示例性实施例提出的方法的另一方面，曲面重组图像用于导引外部实体，例如通过在所获取的3D图像数据集上显示期望的2D视图所需要的图像绘制系统给出所述曲面重组图像，或者通过3D旋转血管造影设备的C臂几何结构、位置和取向所规定的入射X射线的方向给出所述曲面重组图像。在该模式中，不规定外部观察向量，这是由于能够自由选择横向向量

只要其垂直于纵向向量

的这一事实，这意味着横向向量

能够绕纵向向量

自由旋转并且由用户设置。然后，对于所选择的横向向量

，计算如上定义的垂直观察向量

其用于导出上面描述的束缚实体(enslaved entity)。

在第一种情况下，曲面重组视口的2D坐标系和所获取的3D体素数据集的3D笛卡尔坐标系之间的关系被描述为表示绕在3D体素数据集的3D向量空间V生成的3D笛卡尔坐标系的x、y或z轴旋转

和的旋转矩阵

表示：

然而，该条件并不产生唯一的旋转矩阵。为了得到唯一的旋转矩阵，必须满足第二个条件，于是由重组后的2D视口的y轴给出的、在所获取的3D体素数据集上的曲面重组视图的向上向量必须对应于给定偏航位置的3D旋转血管造影设备C臂几何结构的向上向量。

如果曲面重组用于导引由3D旋转血管造影设备的C臂系统6的C臂几何结构、位置和取向所规定的入射X射线的方向，则在所述C臂系统的3D笛卡尔坐标系中的垂直观察向量

的方向可以如下表示：

$\left(\begin{array}{c}\tilde{x}\\ \tilde{y}\\ \tilde{z}\end{array}\right)={\stackrel{\&LeftRightArrow;}{P}}^{-1}({\mathrm{\&theta;}}_x,{\mathrm{\&theta;}}_y,{\mathrm{\&theta;}}_z)\&CenterDot;{\stackrel{\&RightArrow;}{v}}^{,}---\left(12b\right).$

从向量成分

和以及给定偏航角θ_z，确定在所述3D旋转血管造影设备的探测器平面上的所辐射的X射线的入射角的相对应的侧倾角(θ_x)和俯仰角(θ_y)能够如下计算：

${\mathrm{\&theta;}}_x=\arcsin (\sin {\mathrm{\&theta;}}_z\&CenterDot;\tilde{x}+\cos {\mathrm{\&theta;}}_z\&CenterDot;\tilde{y}),---\left(12c\right)$

${\mathrm{\&theta;}}_y=\arctan \left(\frac{\cos {\mathrm{\&theta;}}_z\&CenterDot;\tilde{x}-\sin {\mathrm{\&theta;}}_z\&CenterDot;\tilde{y}}{\tilde{z}}\right).---\left(12d\right)$

在另一模式下，下文中称之为“锁定的交互作用”，在要被可视化的血管的3D管状结构的所获取的3D体素数据集上的曲面重组视图能够以这样的方式旋转，即使得不改变相对应的曲面重组视图。该模式是基于垂直于给定横向向量的任意观察向量

产生相同的曲面重组视图的事实。因此，所述观察向量

可以绕横向向量旋转而不改变曲面重组图像。所获取的在3D管状结构的体素数据集上的视图能够由表示在视口的2D笛卡尔坐标系和体素数据集的3D笛卡尔坐标系之间的关系的旋转矩阵描述。其中，所述旋转矩阵

必须符合下面的条件：

与在等式(10a)中一样，该条件并不导致唯一的旋转矩阵。为了得到唯一的旋转矩阵，必须满足第二条件，于是，在前述的3D管状结构的所获取的体素数据集上的曲面重组视图的向上向量必须对应于给定偏航位置的3D旋转血管造影设备的C臂系统的向上向量。

下文中，将描述针对模式#6所提出的方法的各方面。

使用等式(4a)和(4b)，可能从投影到由分别平行于向量

和

的两个正交基向量生成的平行可视化平面的3D管状结构1的曲面多平面重组(CMPR)取得若干幅曲面重组图像，所述可视化平面是在垂直观察向量

的方向上以规则间隔取得的，并且通过使用例如平均或最大强度投影(MIP)算法将这些图像组合，其中最大强度投影(MIP)算法是投影那些具有最大强度且以轨迹为从观察点到投影平面的平行射线的方式落入可视化平面的体素的用于3D数据的计算机可视化方法。

假设在所述血管的3D管状结构1所限定的3D向量空间V与2D投影图像8之间的映射是已知的(换言之，假设知道如何将3D向量空间V投影到2D投影图像8上)，这种映射能够例如通过基于机械的2D-3D配准过程，通过基于图像的2D-3D配准或者通过更复杂的多重配准来获取，为了简洁和简单起见，在本发明的范围中不再对这些过程进行解释。该映射可以表示为P：□³→□²。

现在，设曲面重组的观察向量

如图3所示对应于与穿过给定焦斑5的投影图像2垂直的向量。然后，能够通过使用映射规则

将3D管状结构的体素体积在3D向量空间V中的任意点映射在2D投影图像8上，这也意味着能够将可视化曲面4上的任意点映射在投影图像2上。当将曲面重组的融合图像和X射线图像一起进行描述时，能够利用这种关系。对于曲面重组图像上的给定点，能够通过使用映射C_R的逆来获得对应的3D位置。然后，能够通过使用映射P(参见图6)来获得在X射线图像上的位置。

目前为止，已经描述了如何通过采用融合过程将这两幅图像映射在曲面重组图像空间上。能够以任何期望的形式来完成这两幅图像的最终合成。例如，为每个图像分配颜色，然后执行阿尔法混合算法——利用创建部分透明外观的背景来组合图像的过程。其中，通过计算这两幅图像的颜色向量

和

的凸组合来确定特定融合像素的输出颜色向量

(其中，0≤α≤1)            (14)

其中，每个颜色向量能够例如表示为具有代表加色法系统的三原色的成分的RGB三色。在该等式中，i₁和i₂是对于输入图像的特定像素的强度，并且α表示混合因数(也称作“合成因数”)，其描述要被覆盖的图像的透明度并且可以选择为实值常数或者强度i₁和i₂的函数。

任选地，可以将投影图像2的可视化限制在围绕要被可视化的3D管状结构1的感兴趣区域。仅在该感兴趣区域内，才假定3D对应是精确的。此外，任选地，可以将感兴趣区域限制于在3D管状对象内的诸如所跟踪的导管末端的子对象周围的区域。

在图6中描绘了说明根据本发明的示例性实施例的所提出的方法的流程图。在已经确定要被可视化的3D管状结构1的中心轴(S1)以及已经确定用于将3D管状结构体素体积与2D投影图像8配准的2D-3D配准映射(P)的参数(S2)之后，该方法继续进行确定曲面重组映射(C)的参数的步骤(S3)，所述曲面重组映射用于将跟随所述中心轴在其平行于2D投影体图像8的投影平面3的纵向方向以及横向方向的空间路线的可视化曲面4中的3D管状结构中心轴的坐标转换到曲面重组视图的坐标空间中。在此之后，执行通过执行所述2D-3D配准映射P、曲面重组映射C_R和/或对所述曲面重组映射C_R求逆的映射规则(C_R ^-1)来合成曲面重组视图7’和所述3D管状结构的体素体积的2D投影图像8的组合步骤(S4)，最终将曲面重组视图7’和所述3D管状结构体素体积的2D投影图像8在经过2D-3D配准映射P、曲面重组映射C_R和/或逆曲面重组映射C_R ^-1后的融合图像进行可视化(S5)。

图7描绘出根据本发明的示例性实施例的图像处理、可视化和存档系统的示意性框图，该系统能够存储并可视化所绘制的图像数据，所述所绘制的图像数据在连接至所述图像处理、可视化和存档系统的血管造影工作站的监视器20上示出了患者体内的解剖对象、病理结构和介入设备等。通过诸如计算机断层摄影、磁共振断层摄影或者3D旋转血管造影设备的图像生成系统9来生成并提供这些图像数据。如图7所示，将由所述图像生成系统9生成的图像数据经输入接口14馈送给图像处理系统10。除了控制与图像生成系统9的数据交换的控制单元11以外，所述图像处理系统10可以包括预处理模块12，该预处理模块12可以特别配备用于降低噪声和增强对比度的数字滤波器。应用集成的图像绘制应用13来绘制基于所生成的要被可视化的给定3D管状结构体素体积的图像数据绘制的3D视图、曲面重组视图和2D投影图像。

根据图7所示的框图所描绘的实施例，所述图像绘制系统13包括用于确定要被可视化的3D管状结构1的中心轴的图像识别工具15以及用于确定将3D管状结构体素体积与2D投影图像8配准所使用的2D-3D配准映射P的参数的配准工具16。其中，所述配准工具16还可以用于确定曲面重组映射C_R的参数，所述曲面重组映射C_R用于将3D管状结构的中心轴在跟随所述中心轴沿其平行于2D投影图像8的投影平面3的纵向方向以及横向方向的空间路线的曲面4中的坐标转换到曲面重组视图的坐标空间。图像绘制系统13还配备用于通过执行所述2D-3D配准映射P、曲面重组映射C_R和/或与该曲面重组映射C_R相逆的映射规则(C_R ^-1)将曲面重组视图7’与所述3D管状结构的体素体积的2D投影图像8合成的映射工具17。集成在所述图像绘制系统13中的可视化工具18用于可视化曲面重组视图7’和所述3D管状结构的体素体积的2D投影图像8在经过所述2D-3D配准映射P、曲面重组映射C_R和/或逆曲面重组映射C_R ^-1后的合并图像。

如图7所示，能够将已经由图像生成系统9生成并经所述输入接口14供给图像处理系统10的图像数据暂时或者永久存储在外部存储单元19的图像数据档案库中。为了进行可视化，能够经数据输入接口DATA_IN(数据输入)将所存储的图像数据装载到图像处理系统10的本地临时存储(未示出)中，其中使用诸如DICOM格式的标准化数据格式。

本发明的应用：

本发明和以上能够单独或者任意组合实现的示例性实施例，可以用在对显示要被可视化的血管3D管状结构的投影图像有益而没有空间缩短并且能够执行测量而不用进一步校准的任意情况下。具体而言，在通过支架术来进行脉管狭窄的最小介入处置的情况下尤其是这样。然后，可以测量血管的狭窄部分和健康部分的长度和直径而不需要执行校准过程。

可以预见在不远的将来，所提出的方法的实现方式可以用于日渐基于计算机断层摄影来执行诊断的介入心脏病学。如由本发明描述的在心脏血管X射线导管实验中CT图像的集成有助于在心脏介入过程中降低造影剂用量和辐射量，并且可以通过确保耦合的视图来进行CT图像和心脏血管X射线图像之间更好的比较进而帮助诊断。诊断CT和MR数据同样经常用于脉管介入的其他领域，并且还可以用于优化脉管介入的过程。

更一般的，本发明能够应用于使用3D成像引导在介入X射线系统中的视图选择的所有领域。本发明的原理还可以扩展到诸如用于引导处置程序的移动C弧系统的其他X射线系统。3D成像能够来自不同的成像模态(例如，计算机断层摄影设备或磁共振断层摄影扫描器等)，来自预处理或者来自在(心脏血管)X射线系统本身上的3D重建

最后，应当注意，除了CT数据集之外，还可以使用任意3D体素数据集(例如，MR图像数据、3D超声数据或者3D重建数据)，并且，本发明的构思可以应用于在可视化方面曲面重组观察带来益处的任何3D结构。

虽然已经在附图和说明书中详细说明并描述了本发明，但是这样的说明和描述应被认为是说明性或示例性的而不是限制性的，这是指本发明不限于所公开的实施例。本领域的技术人员在实践所要求保护的发明时，通过对附图、说明书和权利要求书的研究能够理解和实现所公开实施例的其他变体。在权利要求书中，术语“包括”并不排除其他元件和步骤，并且不定冠词“一”或“一个”并不排除多个。单一的处理器或其他单元可以完成在权利要求书中所记载的若干项的功能。事实上，彼此不同的从属权利要求中记载的某些措施并不表明使用这些措施的组合没有利益。计算机程序可以存储/分布在与其他硬件一起提供或作为其一部分提供的诸如光存储介质或者固态介质的适当介质上，不过也可以以其他形式分布，例如经因特网或者其他有线或者无线通信系统分布。权利要求书中的任意附图标记不应理解为对本发明范围的限制。

Claims (30)

1.一种用于绘制并显示3D管状结构(1)的曲面重组视图(7’)的方法，其中，

将所述曲面重组视图(7’)的观察方向耦合至要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的观察角，或者耦合至3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的C臂几何结构。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向跟随要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的所述观察角。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，

根据3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的由C臂的侧倾角(θ_x)、俯仰角(θ_y)和偏航角(θ_z)给出的C臂几何结构设置所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的所述观察角跟随所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，

根据所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向设置3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的由所述C臂的侧倾角(θ_x)、俯仰角(θ_y)和偏航角(θ_z)给出的所述C臂几何结构。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，

仅允许以这样的方式操纵所述3D管状结构的被绘制体素体积上的所述观察角，即使得对应的曲面重组视图(7’)不发生变化。

7.根据前述权利要求中的任意一项所述的方法，其中，

通过使示出了所述3D管状结构(1)的二维投影(2)的2D投影图像(8)经过空间变形算法而将所述2D投影图像(8)重新投影到所述曲面重组视图(7’)的坐标空间中，所述空间变形算法产生与所述3D管状结构(1)在所述曲面重组视图的坐标空间中的空间路线相匹配的经变换的图像数据。

8.根据权利要求7所述的方法，其中，

生成并显示所述3D管状结构(1)的曲面重组视图(7’)和示出了该结构(1)的二维投影(2)的所述2D投影图像(8)的融合可视化。

9.根据权利要求8所述的方法，所述方法包括下列步骤：

-确定要被可视化的3D管状结构(1)的中心轴(S1)，

-确定用于将所述3D管状结构的被绘制体素体积与所述2D投影图像(8)进行配准的2D-3D配准映射(P)的参数(S2)，

-确定曲面重组映射(C)的参数(S3)，所述曲面重组映射用于将所述述3D管状结构的中心轴在跟随所述中心轴沿其平行于所述2D投影图像(8)的所述投影平面(3)的纵向方向以及横向方向的空间路线的曲面(4)中的坐标转换到所述曲面重组视图的坐标空间，

-通过执行所述2D-3D配准映射(P)、曲面重组映射(C)和/或与所述曲面重组映射(C)相逆的映射规则(C^-1)来将所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)进行合成(S4)，以及

-对经过所述2D-3D配准映射(P)、曲面重组映射(C)和/或逆曲面重组映射(C^-1)之后的所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合图像可视化(S5)。

10.根据权利要求8或9中的任意一项所述的方法，其中，

使用阿尔法混合技术生成所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合可视化。

11.一种用于绘制并显示3D管状结构(1)的曲面重组视图(7’)的图像绘制系统，其中，

将所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向耦合至在要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或者原始表示上的观察角，或者耦合至3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的C臂几何结构。

12.根据权利要求11所述的图像绘制系统，其中，

所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向跟随要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或者原始表示上的所述观察角。

13.根据权利要求11所述的图像绘制系统，其中，

根据3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的由所述C臂的侧倾角(θ_x)、俯仰角(θ_y)和偏航角(θ_z)给出的C臂几何结构设置所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向。

14.根据权利要求11所述的图像绘制系统，其中，

所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的观察角跟随所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向。

15.根据权利要求11所述的图像绘制系统，其中，

根据在所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向设置3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的由所述C臂的侧倾角(θ_x)、俯仰角(θ_y)和偏航角(θ_z)给出的所述C臂几何结构。

16.根据权利要求11所述的图像绘制系统，其中，

仅允许以这样的方式操纵所述3D管状结构的被绘制体素体积上的所述观察角，即使得对应的曲面重组视图(7’)不发生变化。

17.根据权利要求11-16中的任意一项所述的图像绘制系统，其中，

所述图像绘制系统适于通过使示出了所述3D管状结构(1)的二维投影(2)的2D投影图像(8)经过空间变形算法而将所述2D投影图像(8)重新投影到所述曲面重组视图(7’)的坐标空间中，所述空间变形算法产生与所述3D管状结构(1)在所述曲面重组视图的坐标空间中的空间路线相匹配的经变换的图像数据。

18.根据权利要求17所述的图像绘制系统，其中，

所述图像绘制系统适于生成并显示所述3D管状结构(1)的曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合可视化。

19.根据权利要求18所述的图像绘制系统，所述图像绘制系统(13)包括，

-图像识别工具(15)，其用于确定要被可视化的所述3D管状结构(1)的中心轴，

-配准工具(16)，其用于确定将所述3D管状结构的被绘制体素体积与所述2D投影图像(8)进行配准所使用的2D-3D配准映射(P)的参数，并且用于确定曲面重组映射(C)的参数，所述曲面重组映射用于将所述3D管状结构的中心轴在跟随所述中心轴沿其平行于所述2D投影图像(8)的所述投影平面(3)的纵向方向以及横向方向的空间路线的曲面(4)中的坐标转换到所述曲面重组视图的坐标空间，

-映射工具(17)，其用于通过执行所述2D-3D配准映射(P)、曲面重组映射(C)和/或与所述曲面重组映射(C)相逆的映射规则(C^-1)来将所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)进行合成，以及

-可视化工具(18)，其用于对经过所述2D-3D配准映射(P)、曲面重组映射(C)和/或逆曲面重组映射(C^-1)之后的所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合图像可视化。

20.根据权利要求18或19的任意一项所述的图像绘制系统，所述图像绘制系统(13)适于在生成所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合可视化时执行阿尔法混合技术。

21.一种被编程用于执行绘制并显示3D管状结构(1)的曲面重组视图(7’)的方法的计算机软件产品，其中，

将所述曲面重组视图(7’)的观察方向耦合至要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或者原始表示上的观察角，或者耦合至3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的C臂的几何结构。

22.根据权利要求21所述的计算机软件产品，其中，

所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向跟随要被可视化的所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或者原始表示上的所述观察角。

23.根据权利要求21所述的计算机软件产品，其中，

根据3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的由C臂的侧倾角(θ_x)、俯仰角(θ_y)和偏航角(θ_z)给出的C臂几何结构设置所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向。

24.根据权利要求21所述的计算机软件产品，其中，

所述3D管状结构的被绘制体素体积的分段表示或原始表示上的所述观察角跟随所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向。

25.根据权利要求21所述的计算机软件产品，其中，

根据所述曲面重组视图(7’)的所述观察方向设置3D旋转血管造影设备的C臂系统(6)的由所述C臂的侧倾角(θ_x)、俯仰角(θ_y)和偏航角(θ_z)给出的所述C臂几何结构。

26.根据权利要求21所述的计算机软件产品，其中，

仅允许以这样的方式操纵所述3D管状结构的被绘制体素体积上的所述观察角，即使得对应的曲面重组视图(7’)不发生变化。

27.根据权利要求21-26中的任意一项所述的计算机软件产品，其中，

通过使示出了所述3D管状结构(1)的二维投影(2)的2D投影图像(8)经过空间变形算法而将所述2D投影图像(8)重新投影到所述曲面重组视图(7’)的坐标空间中，所述空间变形算法产生与所述3D管状结构(1)在所述曲面重组视图的坐标空间中的空间路线相匹配的经变换的图像数据。

28.根据权利要求27所述的计算机软件产品，其中，

生成并显示所述3D管状结构(1)的曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合可视化。

29.根据权利要求28所述的计算机软件产品，所述计算机软件产品适于执行下列步骤：

-确定要被可视化的3D管状结构(1)的中心轴(S1)，

-确定用于将所述3D管状结构的被绘制体素体积与所述2D投影图像(8)进行配准的2D-3D配准映射(P)的参数(S2)，

-确定曲面重组映射(C)的参数(S3)，所述曲面重组映射用于将所述3D管状结构的中心轴在跟随所述中心轴沿其平行于所述2D投影图像(8)的所述投影平面(3)的纵向方向以及横向方向的空间路线的曲面(4)中的坐标转换到所述曲面重组视图的坐标空间，

-通过执行所述2D-3D配准映射(P)、曲面重组映射(C)和/或与所述曲面重组映射(C)相逆的映射规则(C^-1)来将所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)进行合成(S4)，以及

-对经过所述2D-3D配准映射(P)、曲面重组映射(C)和/或逆曲面重组映射(C^-1)之后的所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合图像可视化(S5)。

30.根据权利要求28或29中的任意一项所述的计算机软件产品，

所述计算机软件产品适于执行阿尔法混合技术来生成所述3D管状结构的被绘制体素体积的所述曲面重组视图(7’)和所述2D投影图像(8)的融合可视化。

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