CN103619237A - 用于四维血管造影和荧光透视的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种通过将来自2D医疗图像的时间序列的时间信息输入到对象的3D图像来产生该对象的时间分辨的3D医疗图像的方法。一般来说，通过下述步骤来实现：利用医疗成像系统获取图像数据；根据所获取的图像数据的至少一部分产生ROI的2D图像的时间序列；根据所获取的图像数据重建基本不具有时间分辨率的3D图像；以及将所述2D图像的时间序列与所述3D图像选择性结合。选择性结合通常包括：将所述2D图像的时间序列的帧与所述3D图像配准；将来自所述2D图像帧的像素值投影“入”所述3D图像；以及对于所述2D图像的时间序列的每个帧，用所述投影的像素值加权所述3D图像。

Description

用于四维血管造影和荧光透视的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2011年6月15日提交的题为“SYSTEM AND METHOD FORFOUR DIMENSIONAL ANGIOGRAPHY AND FLUOROSCOPY”的第61/497392号美国临时专利申请的权益，该美国临时专利申请的全部内容以引用的方式并入本文。

本申请与2010年1月22日提交的题为“SYSTEM AND METHOD FORFOUR DIMENSIONAL ANGIOGRAPHY AND FLUOROSCOPY”的第12/692,340号美国专利申请相关，该第12/692,340号美国专利申请是2009年8月17日提交的题为“SYSTEM AND METHOD OF TIME-RESOLVED,THREE-DIMENSIONAL ANGIOGRAPHY”的第12/542,376号美国专利申请的部分继续申请，上述各个申请的全部内容以引用的方式并入本文。

本申请还与2010年8月16日提交的题为“SYSTEM AND METHOD FORFOUR DIMENSIONAL ANGIOGRAPHY AND FLUOROSCOPY”的PCT申请PCT/US2010/045637相关，该PCT申请的全部内容以引用的方式并入本文。

背景技术

以下描述用于帮助读者理解。所提供的信息或者引用的参考文献均不认为是现有技术。

本公开涉及血管造影，更具体地，本发明涉及用于产生时间分辨的、三维（因此形成四维）血管造影和荧光透视图像的系统和方法。

自从Moniz在1927年最初以颈动脉直接穿孔引入血管造影以来，不断进行各种尝试以开发提供脉管系统的诊断图像的血管造影技术而同时减少与该治疗相关的侵入。数十年来，图像的后处理主要局限于使用胶片减影技术。最初的血管造影技术包括直接动脉穿孔并且操作针管，通过该针管注入造影介质。这些做法与大量严重并发症的发生有关。允许使用单一导管研究多个动脉区段的经皮技术的发展减少了但是无法消除这些不利情形。在二十世纪七十年代后期，基于实时数字处理设备开发出一种称为数字减影血管造影（下文称为“DSA”）的技术。由于数字处理的优势，最初希望可以始终利用静脉内（下文称为“IV”）注射造影介质来执行DSA，由此减少与直接动脉内（下文称为“IA”）注射相关的不适感和并发症的发生。

然而，很快发现IV-DSA技术受到欠佳的视角和血管重叠造成的问题的制约，这只能通过重复注射来减轻。尽管如此，这些因素仍然是有问题的，除非能定义出避免相关血管结构重叠的投影。在使用双平面获取时，出现了类似的问题。而且，因为与造影介质的IV注射相关的信号数量有限，在充足心输出量和最小量的患者运动的条件下才能最好地进行IV-DSA。IV-DSA因此被结合了类似数字处理与标准IA血管造影检查的技术所取代。虽然如此，由于DSA可以显著减少进行血管造影检查所需的时间和所需造影介质的数量，所以其有效性使与血管造影相关的不利情形得以显著减少。由于在硬件和软件两方面的稳步发展，DSA现在可以以二维（下文称为“2D”）和旋转三维（下文称为“3D”）两种形式对脉管系统进行精确的描绘。3D-DSA已经成为对患有各种中枢神经系统血管疾病的患者进行诊断和管理的重要组成部分。

目前在X射线血管造影设备时间分辨能力方面的限制要求在大约5秒的最少时间内实现旋转获取。即使对获取进行完美的定时以便在旋转开始时使动脉结构变得完全不透明，但是到旋转结束几乎总是存在一些静脉结构填充。仅能通过阈值处理使得与动脉结构相比包含较低浓度造影介质的静脉结构不再显现在图像中来获得“纯”动脉解剖图像的显示。这种限制是使对正常和异常血管结构的尺寸进行精确测量变得极其困难的重要因素。目前基于DSA的技术并不在重建的3D-DSA体积中描绘填充物的时间序列。

近年来，传统的DSA的竞争已经以计算X射线断层摄影术血管造影（下文称为“CTA”）和磁共振血管造影（下文称为“MRA”）的形式出现。CTA提供高空间分辨率，但它不是时间分辨的，除非成像体积受到严格限制。由于颅底骨骼导致的假象和变得不透明的静脉结构对动脉图像的污染，CTA还局限于独立的诊断方式。此外，CTA不具有引导或监控微创血管内介入的作用。在MRA的空间分辨率质量和时间分辨率质量两方面已经取得了显著的进步。目前，钆增强的时间分辨MRA（下文称为“TRICKS”）被广泛认为是用于时间分辨MRA的主要临床标准。TRICKS能够实现大约10mm³的体素尺寸以及大约10秒的时间分辨率。诸如违反奈奎斯特定理接近1000倍的HYBRID HYPR MRA技术之类的进步，可以为图像提供在仅低于1秒的帧时间内的亚毫米的各向同性的分辨率。虽然如此，MRA的空间分辨率和时间分辨率并不适合所有成像情况，并且其成本较高。

在对颅内脉管系统的小尺寸且卷绕的路线进行成像时，现有血管造影方法的缺点尤为普遍。利用传统的DSA，难于或者不可能在不重叠相邻血管的情形下对这些结构进行成像和显示。当将几何形状复杂的异常结构（例如，动脉瘤）可视化时，或者当存在异常快速或慢速的血流（例如，血管畸形或缺血性中风）时，这一问题更加复杂。随着越来越多地利用微创血管腔内技术治疗脑血管疾病，在这种治疗依赖于使血管结构可见的成像技术的情形下，开发允许清晰限定出血管解剖结构和流型的成像方法变得更加重要。此类信息正成为治疗前的规划和介入治疗的引导两者的先决条件。例如，血管疾病的血管内治疗可能要求精确引导穿过大脑和脊髓的细小蜿蜒血管。目前，这涉及在通常的治疗期间必须“重置”许多次的路线图的使用。实际上，在给定的治疗期间，进行15至20次重置并不罕见。这不仅使用了大量造影介质，而且血栓栓塞并发症的风险也随着每次注射而升高。

因此，希望能有一种系统和方法，用于产生脉管系统的时间分辨、3D图像，相对于现有可能的图像，其具有改善的空间分辨率和时间分辨率。该方法将允许动脉脉管系统区别于静脉脉管系统，进而允许在当前进行IA注射的情况下使用造影介质的IV注射。这也将允许以动态序列方式观察3D体积，使得对血管疾病的理解得到改善，以及为在介入治疗中使用的更精确和通用的路线图提供基础。

发明内容

本发明通过提供一种系统和方法来克服上述缺陷，所述系统和方法用于通过将来自单独获取的2D图像的时间序列的时间信息输入到静态3D旋转DSA图像中或者，在优选实施例中，通过利用2D投影图像（根据该2D投影图像形成所述3D旋转DSA图像）提供的固有时间信息，产生对象的具有高时间分辨率和优异空间分辨率的时间分辨的、3D医疗图像的详细序列。在优选方法中，利用医疗成像系统和单次造影剂注射获取来自对象的图像数据，以产生2D图像的时间序列，由此，根据所获取的由2D角度投影组成的图像数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的3D图像。所述方法还包括通过将基本不具有时间分辨率的3D图像与2D图像的时间序列选择性结合来产生对象的时间分辨的3D图像序列。所述优选方法可以利用由单一X射线源和检测器阵列构成的系统来实施。在所述优选方法中，时间序列中每一幅图像的信噪比基本上与单一的3D图像的信噪比相同。在所述优选方法中，已经发现成对的投影可以隔开大约60度的角度。除此之外，时间特性（time behavior）由较早的投影所决定，而第二次投影主要用于去除在乘法处理中可能出现的潜在模糊。在较大角度处的投影中的静脉信号被调整为零，因为它们不存在于早期的帧中。总体时间帧通常形成为两个乘积的平方根，所述两个乘积―第一帧投影和3D体积的乘积和第二投影与3D体积的乘积。

在一个实施例中，提供了一种方法，用于通过在第一次获取中从对象感兴趣的区域（下文称为“ROI”）获取时间分辨的图像数据，然后根据第一次获取中获得的图像数据产生2D图像的时间序列，由此产生所述对象的时间分辨的3D图像，其中所述第一次获取在造影剂丸经过ROI的时间段内进行。所述方法还包括：在第二次获取中从ROI获取图像数据，根据在所述第二次获取中获得的图像数据重建基本不具有时间分辨率的3D图像，并通过将2D图像的时间序列与基本不具有时间分辨率的3D图像选择性结合来产生所述对象的时间分辨的3D图像。在该方法中，可以利用单一平面或双平面X射线系统来实施第一次获取。同样，所述方法包括将单一3D图像的信噪比转移到单独的时间帧中。这通过在乘以3D体积之前对投影数据进行卷积来实现。

在另一实施例中，提供了一种方法，该方法通过利用旋转获取在选定时间范围内获取对象上感兴趣的区域（ROI）的投影视图，而在所述选定时间段的一部分期间造影剂丸经过所述ROI，由此产生该对象的时间分辨的3D图像。同样，所述方法包括根据在造影剂丸经过ROI的部分所述选定时间段期间获得的投影视图产生ROI的2D图像时间序列。所述方法还包括：根据所获取的基本上全部投影视图重建所述ROI的基本不具有时间分辨率的3D图像，并通过将所述2D图像的时间序列与所述不具有时间分辨率的3D图像选择性结合来产生对象的时间分辨的3D图像。

所述方法还包括在诸如导管和线圈之类的IV设备上进行3D时间分辨的追踪。该过程包括使用在一个或者优选两个同时投影中获得的所述设备的2D投影图像的减影序列，并将该信息嵌入3D旋转数据集中，以便所述设备的位置可以在不转动源或检测器系统的情形下从任何角度显示出来。在优选实施过程中，根据来自两个同时投影视图的时间导数信息处理前进设备的各区段。使所述信息乘法相关，以便在任意时间点，所述设备的前缘的当前位置可以被识别并且可以区别于它先前的位置。这在设备可能盘绕由此在血管腔中可能占据多个位置的实例中是重要的。优选方法包括产生所述设备的历史路径，该历史路径是所述乘法相关处理所识别的全部先前的即时信号的总和。对于在仅具有单一源/单一检测器系统的系统中的应用，不会在血管腔中导致多个实例的前进设备可以利用单一视图的、时间依赖的投影来进行描绘，并且在正交视图中沿着血管的中心线来显示所述设备。

另一实施例包括部分滤波反投影重建，其采用一个或多个角度扇区，所述扇区提供加权图像，该加权图像乘进静态3D旋转血管数据集中。这更好地逼近血管内组织的时间依赖的灌注。对于单一源/单一检测器系统，利用由若干相邻投影构成的单一角度扇区产生滤波反投影。对于双平面系统，可以采用隔开大约90度的两个扇区。为了消除时间依赖的血管行为的影响，在投影的组织分量与静态3D数据集的组织分量相乘之前，可以将血管分段。

在一个方面中，公开了一种方法，其包括利用医疗成像系统从对象获取图像数据，根据所获取的图像数据的至少一部分产生二维图像的时间序列，以及根据所获取的图像数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的三维图像。所述方法还包括通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列选择性结合来产生该对象的时间分辨的三维图像。

本发明的另一方面包括一种方法，所述方法用于通过在第一次获取中从对象上感兴趣的区域（ROI）获取时间分辨的图像数据，并根据所述第一次获取中获得的图像数据产生二维图像的时间序列，由此产生所述对象的时间分辨的三维图像，所述第一次获取在造影剂丸经过所述ROI的时间段内执行。所述方法还包括：在第二次获取中从所述ROI获取图像数据，根据在所述第二次获取中获得的图像数据重建基本不具有时间分辨率的三维图像，以及通过将所述二维图像的时间序列与所述基本不具有时间分辨率的三维图像选择性结合来产生所述对象的时间分辨的三维图像。在该方法中，所述第一次获取可以利用单一平面或双平面X射线系统来实现。

在另一方面中，提供了一种方法，所述方法用于通过利用旋转获取在选定时间段范围内获取对象上感兴趣的区域（ROI）的投影视图，而在该选定时间段的一部分期间造影剂丸经过所述ROI，由此产生所述对象的时间分辨的三维图像。所述方法还包括：根据在造影剂丸经过ROI的部分所述选定时间段期间获取的投影视图产生所述ROI的二维图像的时间序列。所述方法还包括：根据所获取的基本上全部投影视图重建所述ROI的基本不具有时间分辨率的三维图像并且通过将所述二维图像的时间序列与所述不具有时间分辨率的三维图像结合来产生所述对象的时间分辨的三维图像。

在一个方面中，公开了一种用于产生对象的时间分辨的三维图像的方法，所述方法包括：在单次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取图像投影数据，所述医疗成像系统包括单一源/单一检测器系统；根据所获取的图像投影数据的至少一部分产生二维图像的时间序列；根据所获取的图像投影数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的三维图像；以及通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列结合来产生时间分辨的三维图像，所述时间分辨的三维图像具有基本上比所获取的图像投影数据的信噪比更高的信噪比。

在一些实施例中，在单次造影剂注射期间，通过从造影剂到达之后获取的时间序列的帧中减去造影剂到达前获取的时间序列的一个时间帧和时间序列的时间帧的平均值中的至少一者，产生减影的仅具有血管的二维图像的时间序列。

一些实施例包括：将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列配准；利用二维图像空间核对所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列进行卷积；在垂直于所述二维图像的时间序列的平面的方向上，将所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列中的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应像素的直线进行投影；以及对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述投影的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，通过对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述投影的值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与成像区域中不希望的血管结构对应的信号调整为零，所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列基本上不存在与所述成像区域中不希望的血管结构对应的信号。

在一些实施例中，与三维图像相乘以额外的角度重复。在一些实施例中，最终图像是在n个角度相乘的乘积的n次方根。

当在投影中发生血管重叠时，使用投影和独立于时间的3D体积的多个角度相乘得到的最小血管值是有用的。对于每次相乘，通常采用平方根。对于任何体素，在所用的多个（例如，两个或更多）投影角度处获得的该平方根的最小值被采用以提供体素值的最佳估计。

在一些实施例中，最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值。

在一些实施例中，对于每个时间帧，通过逐个体素确定最小值。在一些实施例中，对于每个时间帧，通过在两个或更多角度处相乘所获得的每个图像估计包括基本不具有时间分辨率的三维图像与在两个或更多角度中的相应角度处的投影的乘积的平方根。

一些实施例包括：对于时间分辨的三维图像，计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，对于对应于该异常的体素，在多个投影角度上平均体素强度。一些实施例包括将依赖空间的时间滤波器施加到时间分辨的三维图像。

一些实施例包括：为所述时间分辨的三维图像的每个体素确定时间参数，其中所述时间参数是平均通过时间和达部分峰值时间（time-to-fractional peak）中的至少一者。

在一些实施例中，确定时间参数包括：基于所述时间参数从所述时间分辨的三维图像中去除阴影假象。

在一些实施例中，确定时间参数包括：将所述时间参数的颜色编码的显示叠加在所述时间分辨的三维图像和根据所述基本不具有时间分辨率的三维图像产生的血容量图像中的至少一者上。

在一些实施例中，在单一源/单一检测器系统的源检测器机架的固定位置获取所述图像投影数据，直到注射的造影剂在视场中被检测到并且产生适当的动脉与静脉对比度，以允许获取整体具有基本均匀的对比度的三维旋转数据集，由此源检测器机架开始转动。

在一些实施例中，在获取所述三维旋转数据集的最终角度处获取额外的时间分辨的流出物投影数据，并且用于产生三维的时间分辨的流出物容量。

在一些实施例中，所述单次造影剂注射是动脉内注射和静脉内注射中的一者。

在一个方面中，公开了一种方法用于产生对象的时间分辨的三维图像，所述方法包括：在多个源-检测器方向获得的多次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取图像投影数据，所述医疗成像系统包括单一源/单一检测器阵列；以及在所述多个源-检测器方向根据所获取的图像投影数据产生减影的仅具有血管的二维图像的时间序列。

在一些实施例中，所述图像投影数据是在所述多次造影剂注射的其中一次注射期间以多个旋转角度获取的。

在一些实施例中，根据所获取的图像投影数据的至少一部分重建基本上不具有时间分辨率的三维图像。

一些实施例包括：通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列选择性结合，产生信噪比基本高于所述获得的图像投影数据的信噪比的时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，通过对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的投影值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与成像区域中不希望的血管结构对应的信号调整为零，所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列基本上不存在与所述成像区域中不希望的血管结构对应的信号。

在一些实施例中，与三维图像相乘在额外的角度重复。在一些实施例中，最终图像是在n个角度相乘的乘积的n次方根。

当在投影中发生血管重叠时，使用投影和独立于时间的3D体积的多个角度相乘得到的最小血管值是有用的。对于每次相乘，通常采用平方根。对于任何体素，在所用的多个（例如，两个或更多）投影角度处获得的该平方根的最小值被采用以提供体素值的最佳估计。

在一些实施例中，最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值。

在一些实施例中，对于每个时间帧，通过基于逐个体素确定最小值。在一些实施例中，对于每个时间帧，通过在两个或更多角度处相乘所获得的每个图像估计包括基本不具有时间分辨率的三维图像与在两个或更多角度中的各个角度处的投影的乘积的平方根。

一些实施例包括：对于时间分辨的三维图像计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，对于对应于该异常的体素，在多个投影角度上平均体素强度。一些实施例包括将依赖空间的时间滤波器施加到时间分辨的三维图像。

一些实施例包括：为所述时间分辨的三维图像的每个体素确定时间参数，其中所述时间参数是平均通过时间和达部分峰值时间中的至少一者。在一些实施例中，确定时间参数包括：基于所述时间参数从所述时间分辨的三维图像去除阴影假象。在一些实施例中，确定时间参数包括：将所述时间参数的颜色编码的显示叠加在所述时间分辨的三维图像和根据所述基本不具有时间分辨率的三维图像所产生的血容量图像中的至少一者上。

在一些实施例中，所述多次造影剂注射是动脉内注射和静脉内注射中的一者。

在一个方面中，公开了一种方法，用于产生对象的时间分辨的三维图像，所述方法包括：在单次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取图像投影数据，所述医疗成像系统包括具有两个单独的源检测器系统的双平面系统；根据以多个角度获得的来自每个源检测器系统的所述获取的图像投影数据的至少一部分产生减影的仅具有血管的二维图像的时间序列；根据所获取的图像投影数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的三维图像；以及通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列选择性结合，产生时间分辨的三维图像，所述时间分辨的三维图像具有基本上比所获取的图像投影数据的信噪比更高的信噪比。

一些实施例包括：将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与以多个角度获得的所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列配准；利用二维空间核对所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列进行卷积；在垂直于所述二维图像的时间序列的平面的方向上将所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列中的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应的像素的直线进行投影；以及对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，通过对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述投影的值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与成像区域中不希望的血管结构对应的信号调整为零，所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列基本上不存在与所述成像区域中不希望的血管结构对应的信号。

在一些实施例中，最终图像是在n个角度相乘的乘积的n次方根。

当在投影中发生血管重叠时，使用投影和独立于时间的3D体积的多个角度相乘得到的最小血管值是有用的。对于每次相乘，通常采用平方根。对于任何体素，在所用的多个（例如，两个或更多）投影角度处获得的该平方根的最小值被采用以提供体素值的最佳估计。

在一些实施例中，最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值。

在一些实施例中，对于每个时间帧，通过基于逐个体素确定最小值。在一些实施例中，对于每个时间帧，通过在两个或更多角度处相乘所获得的每个图像估计包括基本不具有时间分辨率的三维图像与在两个或更多角度中的各个角度处的投影的乘积的平方根。

一些实施例包括：对于时间分辨的三维图像计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，对于对应于该异常的体素，在多个投影角度上平均体素强度。一些实施例包括将依赖空间的时间滤波器施加到时间分辨的三维图像。

一些实施例包括：为所述时间分辨的三维图像的每个体素确定时间参数，其中所述时间参数是平均通过时间和达部分峰值时间中的至少一者。

在一些实施例中，确定时间参数包括：基于所述时间参数从所述时间分辨的三维图像中去除阴影假象。

在一些实施例中，确定时间参数包括：将所述时间参数的颜色编码的显示叠加在所述时间分辨的三维图像和根据所述基本不具有时间分辨率的三维图像所产生的血容量图像中的至少一者上。

在一些实施例中，在相应的两个源检测器系统的两个源检测器机架的固定位置获取图像投影数据，直到注射的造影剂在视场中被检测到并且产生适当的动脉和静脉对比度，以允许获取整体具有基本均匀的对比度的三维旋转数据集，由此所述两个源检测器机架中的至少一者开始转动。

在一些实施例中，在获取三维旋转数据集的最终角度处获取额外的时间分辨的流出物投影数据，并且用于产生三维的时间分辨的流出物容量。

在一方面中，公开了一种方法，用于产生对象的时间分辨的三维图像，所述方法包括：在第一次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取第一图像投影数据，所述医疗成像系统包括具有两个单独的源检测器系统的双平面系统；根据来自每个源检测器系统的所述获取的第一图像投影数据的至少一部分产生减影的仅具有血管的二维图像的时间序列；在第二次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取第二图像投影数据；根据所述获取的第二图像投影数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的三维图像；以及通过将基本不具有时间分辨率的三维图像与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列选择性结合，产生时间分辨的三维图像，所述时间分辨的三维图像具有基本上比所获取的第一图像投影数据的信噪比更高的信噪比。

在一个方面中，公开了一种方法，用于产生对象的时间分辨的三维血管数据集图像，所述方法包括：在单次造影剂注射和多次造影剂注射中的至少一种造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取部分角度滤波反投影图像数据；在前进受限的角度范围内根据所获取的图像投影数据的至少一部分产生二维图像的渐进时间序列；根据所获取的图像投影数据的至少一部分重建基本上不具有时间分辨率的三维图像；以及通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的渐进时间序列选择性结合，产生时间分辨的三维图像，所述时间分辨的三维图像具有基本上比所获取的图像投影数据的信噪比更高的信噪比，其中所述二维图像的渐进时间序列用于加权并乘以所述基本不具有时间分辨率的三维图像，以产生所述时间分辨的三维图像。

一些实施例包括：将所述二维图像的渐进时间序列用于加权并乘以所述基本不具有时间分辨率的三维图像之前，应用阈值消除信号，以去除血管信息。

在一个方面中，公开了一种方法，用于在单平面荧光透视系统上，产生叠加在由四维DSA时间帧提供的三维血管路线图上的介入设备的时间分辨的三维荧光透视图像，所述方法包括：选择用于血管路线图的四维DSA时间帧；产生在单一源-检测器机架角度处获得的介入设备的荧光透视图像的减影时间序列；通过将所述荧光透视图像的减影时间序列乘以三维血管路线图，将所述荧光透视图像的减影时间序列结合到三维血管空间中；以及通过形成穿过所述结合的荧光透视图像和三维血管路线图的最大强度投影来从任意方向显示叠加在三维血管路线图中的荧光透视图像的当前减影时间序列。在一些实施例中，在相乘射线的方向上，介入设备的位置基本位于接受检查的对象的血管的中心。

在一个方面中，公开了一种方法，用于产生对象的时间分辨的三维图像，所述方法包括下述步骤：a）利用医疗成像系统从所述对象获取图像数据；b）根据所获取的图像数据的至少一部分产生二维图像的时间序列；c）根据所获取的图像数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的三维图像；以及d）通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列选择性结合，产生所述对象的时间分辨的三维图像。

一些实施例包括步骤：d）i）将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与二维图像的时间序列配准；d）ii）在垂直于所述二维图像的时间序列的平面的方向上，将所述二维图像的时间序列中每个像素的值沿着延伸穿过每个相应像素的直线进行投影；以及d）iii）对于所述二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与步骤d）ii）中投影的每个像素的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与来自所述二维图像的时间序列的投影的值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与成像区域中不希望的血管结构对应的信号调整为零，所述二维图像的时间序列基本上不存在与所述成像区域中不希望的血管结构对应的信号。

一些实施例包括步骤：e）为所述时间分辨的三维图像的每个体素确定时间参数，其中所述时间参数是平均通过时间（MTT）和达部分峰值时间中的至少一者。在一些实施例中，步骤e）还包括基于所述时间参数从所述时间分辨的三维图像中去除阴影假象。

在一些实施例中，步骤e）包括：将所述时间参数的颜色编码的显示叠加在所述时间分辨的三维图像和根据所述基本不具有时间分辨率的三维图像所产生的血容量图像中的至少一者上。

一些实施例包括步骤：a）i）在第一角度和基本上与所述第一角度正交的第二角度，利用X射线系统从对象上选定的血管区域获取图像数据；b）i）分别根据在第一角度和第二角度获取的图像数据产生二维图像的第一时间序列和第二时间序列，以便所述二维图像的第一时间序列和第二时间序列基本正交并且基本上不存在与非血管结构对应的信号；d）i）将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的第一时间序列和第二时间序列配准；d）ii）沿着与所述二维图像的第一时间序列轴线垂直的轴线，将所述二维图像的第一时间序列的每个像素的值进行投影，以及沿着与所述二维图像的第二时间序列的轴线垂直的轴线，将所述二维图像的第二时间序列的每个像素的值进行投影；以及d）iii）对于所述二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与步骤d）ii）中投影的每个像素的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

一些实施例包括步骤：a）ii）利用旋转X射线系统从所述选定的血管区域获取三维图像数据；和c）i）根据所获取的三维图像数据重建所述基本不具有时间分辨率的三维图像，其中所述选定的血管区域变得基本不透明，并且，其中所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像基本上不存在与非血管结构对应的信号。

在一些实施例中，在步骤a）i）中获取的图像数据是在第一造影剂丸经过所述选定的血管区域的时间段范围内进行获取的，并且在步骤a）ii）中获取的图像数据是在第二造影剂丸经过所述选定的血管区域之后进行获取的。

在一些实施例中，通过从步骤a）i）中获取的图像数据减去在第一造影剂丸经过所述选定的血管区域之前获取的图像数据，从步骤b）ii）中产生的图像中去除与非血管结构对应的信号。

在一些实施例中，通过从步骤a）ii）获取的图像数据减去在第二造影剂丸经过所述感兴趣的对象之前获取的图像数据，从在步骤c）i）中重建的图像中去除与非血管结构对应的信号。

在一些实施例中，利用静脉内注射和动脉内注射中的至少一者来施用第一造影剂和第二造影剂。

一些实施例包括步骤a）i）利用旋转X射线系统在选定时间段范围内获取对象上感兴趣的区域（ROI）的投影视图，其中造影剂丸在所述选定时间段的一部分期间经过所述ROI；b）i）根据在所述造影剂丸经过所述ROI的部分所述选定时间段的期间获取的投影视图产生二维图像的时间序列；以及c）i）根据所获取的基本上全部投影视图重建基本不具有时间分辨率的三维图像。

在一些实施例中，利用静脉内注射来施用所述造影剂，并且，通过减去在造影剂丸经过所述ROI之前从该ROI获取的图像数据，从步骤b）i）中产生的和在步骤c）i）中重建的图像中去除与非血管结构对应的信号。

一些实施例包括步骤e）根据对象的时间分辨的三维图像，为介入治疗产生路线图。在一些实施例中，步骤e）还包括将实时手术设备信息嵌入对象的时间分辨的三维图像的至少一个选定的时间帧内。在一些实施例中，步骤e）进一步包括将利用双平面荧光透视系统在第一角度和第二角度获取的手术设备信息嵌入对象的时间分辨的三维图像的相应角度中。在一些实施例中，步骤e）进一步包括：将利用单一平面荧光透视系统在第一角度获取的手术设备信息嵌入所述时间分辨的三维图像的相应角度中，以产生混合数据集，其中沿着与所述第一角度正交的第二角度，手术设备信息嵌入在所述时间分辨的三维图像中描绘的血管的中心；以及将穿过所述混合数据集的最大强度投影（MIP）叠加在相应角度处穿过所述对象的时间分辨的三维图像的MIP上。

在一些实施方式中，所述手术设备是导管、线圈、血管内支架和导线中的至少一种。

在一些实施例中，步骤e）还包括将包含手术设备信息并且在选定角度获取的实时单一平面荧光透视图像叠加在于相应角度处穿过所述对象的时间分辨三维图像的MIP上。

在一些实施例中，步骤d）还包括对所述时间分辨的三维图像求方根，以补偿由于将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列选择性结合导致的图像强度增大。

在一个方面中，公开了一种方法，用于产生对象的时间分辨的三维图像，所述方法包括下述步骤：在第一次获取中从所述对象上感兴趣的区域（ROI）获取时间分辨的图像数据，所述第一次获取在造影剂丸经过所述ROI的时间段内执行；根据在第一次获取中所获取的图像数据产生二维图像的时间序列；在第二次获取中从所述ROI获取图像数据；根据在第二次获取中所获取的图像数据重建基本不具有时间分辨率的三维图像；以及通过将所述二维图像的时间序列与所述基本不具有时间分辨率的三维图像选择性结合，产生所述对象的时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，产生所述对象的时间分辨的三维图像包括：将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列配准；在与所述二维图像的时间序列的平面垂直的方向上，将所述二维图像的时间序列中的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应像素的直线进行投影；以及对于所述二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的投影的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与来自所述二维图像的时间序列的每个像素的投影值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与所述ROI中不希望的结构对应的信号调整为零，所述二维图像的时间序列基本上不存在与所述ROI中不希望的结构对应的信号。

在一些实施例中，在第一次获取中获取图像数据包括利用双平面荧光透视系统在第一角度和正交的第二角度获取时间分辨的二维图像数据；产生所述二维图像的时间序列包括分别根据在第一角度和第二角度获取的图像数据重建所述二维图像的第一时间序列和第二时间序列；以及产生所述时间分辨的三维图像包括：将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的第一时间序列和第二时间序列配准；在分别与所述二维图像的第一时间序列和第二时间序列的各自平面垂直的方向上，将所述二维图像的第一时间序列和第二时间序列中的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应像素的直线进行投影；以及对于所述二维图像的第一时间序列和第二时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的投影的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，在利用静脉内注射和动脉内注射中的至少一者施用造影剂之后，利用旋转X射线系统执行在第二次获取中获取图像数据。

在一些实施例中，利用静脉内注射和动脉内注射中的至少一者来施用在第一次获取中经过所述ROI的造影剂。

在一些实施例中，通过从在第一次获取和第二次获取中获取的图像数据减去造影剂通过之前从所述ROI获取的图像数据，去除所述二维图像的时间序列和所述基本不具有时间分辨率的三维图像中与非血管结构对应的信号。

一些实施例包括步骤：基于所述对象的时间分辨的三维图像为介入治疗产生路线图。

在一些实施例中，产生路线图还包括：将实时手术设备信息嵌入所述对象的所述时间分辨的三维图像的至少一个选定的时间帧中。

在一个方面中，公开了一种方法，用于产生对象的时间分辨的三维图像，所述方法包括：利用旋转获取在选定时间段范围内获取所述对象上感兴趣的区域（ROI）的投影视图，其中造影剂丸在所述选定时间段的一部分期间经过所述ROI；根据在造影剂丸经过所述ROI的部分所述选定时间段期间获取的投影视图产生所述ROI的二维图像的时间序列；根据所获取的基本上全部投影视图重建所述ROI的基本不具有时间分辨率的三维图像；以及通过将所述二维图像的时间序列与所述不具有时间分辨率的三维图像选择性结合，产生所述对象的时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，产生所述对象的时间分辨的三维图像包括：将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列配准；在与所述二维图像的时间序列的平面垂直的方向上，将所述二维图像的时间序列中的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应像素的直线进行投影；以及对于所述二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的投影的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，通过将所述不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与所述ROI中不希望的结构对应的信号调整为零，所述二维图像的时间序列基本上不存在与不希望的血管结构对应的信号。

在一些实施例中，通过从所获取的投影视图中减去在造影剂丸经过所述ROI之前从该ROI获取的图像数据，从所述二维图像的时间序列和所述基本不具有时间分辨率的三维图像中去除与非血管结构对应的信号。

在一些实施例中，在造影剂丸经过所述ROI的部分所述选定时间段的期间获取的投影视图是在所述旋转获取的有限角度范围内进行获取的。

在一些实施例中，ROI的图像的时间分辨的两个序列的每个帧与该有限角度范围内的给定角度对应，并且产生所述对象的时间分辨的三维图像包括：将所述二维图像的时间序列的每个时间帧与相应角度处的所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像配准；在与所述时间分辨的二维图像的每个相应时间帧的平面垂直的方向上，将所述二维图像的时间序列的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应像素的直线进行投影；以及对于所述二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的投影的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像。

在一些实施例中，利用静脉内注射和动脉内注射中的至少一者向所述对象施用所述造影剂。

一些实施例包括步骤：根据所述对象的所述时间分辨的三维图像为介入治疗产生路线图。

在一些实施例中，产生路线图还包括：将手术设备导管信息嵌入所述对象的所述时间分辨的三维图像的至少一个选定的时间帧中。

各种实施例可以包括单独或以任何适当组合的方式在上文描述的方面、特征、元件、步骤等中的任何一种。

本发明另外的特征和优势将在下文的具体实施方式和附图中描述并且将变得明显。

附图说明

图1A和图1B图示了配置成执行依照本发明的流程的旋转X射线系统；

图2是说明依照本发明产生时间分辨的3D图像的一般步骤的流程图；

图3是说明依照本发明利用单一平面X射线系统根据获取用来产生非时间分辨的3D体积的时间分辨的2D投影图像产生4D-DSA图像的步骤的流程图；

图4示出了依照本发明相对于C形臂系统转动的开始，注射的造影剂到达的时序；

图5示意性地图示了依照本发明将3D图像与利用单一平面X射线系统获取的2D-DSA图像帧进行选择性结合；

图6是说明依照本发明，根据利用时间和角度隔开的固有投影所获取的成对的时间分辨的2D图像产生4D-DSA图像的步骤的流程图；

图7是说明依照本发明将3D图像与利用双平面X射线系统获取的两个正交2D-DSA图像帧选择性结合的步骤的流程图；

图8示意性地图示了依照本发明将根据投影视图全部集合重建的3D图像与根据选自所述集合的成对的单个投影视图所产生的图像进行选择性结合；

图9示意性地图示了包括将由双平面系统产生的来自两个正交角度的2D投影信息与3D-DSA体积进行结合的相乘过程；

图10图示了产生4D荧光透视图像所涉及的图像的结合，所述图像以时间区分并且用于形成如图11中的前进中的介入设备的相关区段；

图11示出了根据图10产生的荧光透视图像，所述图像以至少一个帧的时间间隔在时间上相减，以产生指示所述设备尖端的最近变化的时间区段，由此在将这些时间区段乘进来自两个投影角度的3D体积之后，对所述相关区段求和以产生设备路径；

图12示出了图示有限角度滤波反投影方法的示意图和流程图，由此根据使用的是单一平面还是双平面系统获取一个或者两个角度扇区；和

图13示出了图示在相乘之前在有限角度重建中对血管信息进行选择性去除的示意图和流程图，这提高了对组织灌注的灵敏性并且减少了来自更为主要的血管信号的重建误差；

图14示出由两个血管导致的血管阴影假象的示意图；

图15A示出由单一血管导致的血管本身阴影假象的示意图；

图15B示出以对应于图15A中所示的血管本身阴影假象的异常的体素强度与投影角度的绘图。

具体实施方式

参照图1A，本发明可以采用旋转X射线系统，该系统专门设计用于与介入治疗一同使用。其特征在于具有C形臂10的机架，所述C形臂在其一端具有X射线源组件12，而在其另一端具有X射线检测器阵列组件14。所述机架使X射线源12和检测器14能够围绕安置在工作台16上的患者以不同的位置和角度进行取向，同时允许医生接近患者。

所述机架包括L形基架18，所述基架具有在工作台16下方延伸的水平支腿20和在与工作台16隔开的水平支腿20的端部向上延伸的竖直支腿22。支撑臂24可旋转地固定至竖直支腿22的上端，用于围绕水平枢轴线26旋转。

枢轴线26与工作台16的中心线对齐，并且臂24从枢轴线26向外径向延伸以在其外端支撑C形臂驱动组件27。C形臂10可滑动地固定至驱动组件27并且连接到驱动马达（未示出），所述驱动马达使C形臂10滑动以使其围绕C轴线28旋转，如箭头30所示。枢轴线26和C轴线28在位于工作台16上的等角点36处彼此相交，并且彼此垂直。

X射线源组件12安装在C形臂10的一端，而检测器阵列组件14安装在其另一端。X射线源12发射X射线束，该X射线束指向检测器阵列14。组件12和组件14两者朝着枢轴线26向内径向延伸，以使所述射线束的中心射线穿过系统等角点36。在从安置在工作台16上的对象获取X射线衰减数据期间，所述射线束的中心射线可以关于系统等角点围绕枢轴线26或者C轴线28或者这两者旋转。

X射线源组件12包含X射线源，所述X射线源在受到激励时发射X射线束。中心射线穿过系统等角点36并且撞击在容纳于检测器组件14内的二维平板数字检测器上。检测器38是2048×2048个检测器元件的二维阵列，其尺寸为41cm×41cm。每个元件产生表示撞击的X射线强度并由此表示该X射线穿过患者后的衰减的电信号。在扫描期间，X射线源组件12和检测器阵列组件14围绕系统等角点36旋转，以获取来自不同角度的X射线衰减投影数据。检测器阵列每秒能获取30个投影或视图，对于指定的扫描路径和速度，这是决定能获取多少幅视图的限制因素。

参照图1B，组件12和组件14的转动以及X射线源的操作由X射线系统的控制机构40来控制。控制机构40包括X射线控制器42，所述X射线控制器向X射线源32提供电能和定时信号。控制机构40中的数据获取系统（DAS）44采样来自检测器元件38的数据并且将所述数据传送给图像重建器45。图像重建器45接收来自DAS44的数字化的X射线数据并且根据本发明的方法执行高速图像重建。重建的图像作为输入应用于计算机46，所述计算机将所述图像存储在大容量存储设备49中，或者处理所述图像以进一步根据本发明的教导产生参数化图像。已经设想了计算机46可以为数字血管图像处理器（DVIP）系统或者包括该系统的部件。

控制机构40还包括机架马达控制器47和C轴线马达控制器48。响应来自计算机46的运动指令，马达控制器47和马达控制器48向X射线系统中的马达提供电能，产生围绕相应的枢轴线26和C轴线28的转动。如下文将要讨论，由计算机46执行的程序为马达驱动件47和马达驱动件48产生运动指令，以沿着指定的扫描路径移动组件12和组件14。

计算机46还通过控制台50从操作者接收指令和扫描参数，所述控制台具有键盘和其他可手动操作的控制器。相关联的阴极射线管显示器52允许操作者观察来自计算机46的重建的图像和其他数据。操作者提供的指令由计算机46在存储的程序的指导下进行使用，以向DAS44、X射线控制器42以及马达控制器47和马达控制器48提供控制信号和信息。此外，计算机46操作工作台马达控制器54，所述工作台马达控制器控制机动化的工作台16，以相对于系统等角点36定位患者。

虽然传统的重建方法通常要求获取根据奈奎斯特定理确定的最少数量的投影，但是本发明提供了一种基本全新的方法，用于将来自2D图像的时间序列的时间分辨率输入到3D图像体积以建立时间分辨的3D医疗图像。除了别的以外，这允许产生具有精致细节和高时间分辨率的3D血管造影照片。可以利用种类繁多的医疗成像系统单独地或者结合地执行所述方法，例如CT系统、荧光透视系统以及上文讨论的旋转X射线系统。因此，在进入本方法更为具体的实施方式和展开本方法之前，本发明首先介绍一种产生时间分辨的3D图像的一般性方法。

现在参照图2，用于产生时间分辨的3D图像的一般性方法在流程方框100处开始，在流程方框100，利用诸如CT系统或者单平面、双平面或旋转X射线系统之类的医疗成像系统从对象上感兴趣的区域（ROI）获取图像数据。在流程方框102，根据所获取的图像数据的至少一部分产生2D图像的时间序列。虽然2D图像的时间序列具有高时间和空间分辨率，并且可能包括围绕所述对象从不同角度获取的图像，但是它们通常无法提供该对象的复杂的3D描绘。2D图像的时间序列的产生可以利用卷积核进行卷积，以便提供具有期望权重的局部空间覆盖。例如，这些加权的图像可以提供详细描述在给定时刻存在多少血管树的信息。已经设想到，当利用3×3卷积核时，相对于由原始时间序列像素提供的SNR，本方法将SNR增大了3倍。在流程方框104，根据所获取的图像数据重建对象的3D图像。虽然用于重建该3D图像的单个投影可能本身传达某种程度的时间信息，但是所述重建的3D图像本身基本不存在时间分辨率。为了简便起见，将所述基本不具有时间分辨率的3D图像和2D图像的时间序列可以分别简单地称为“3D图像”和“2D图像”。应当指出的是，上述图像数据集的获取和重建可以根据约束重建技术（例如，高度约束反投影重建（HYPR））来实现，以改善SNR并且使潜在的辐射和造影剂剂量得以减少。

在流程方框106，将2D图像的时间序列与静态3D图像选择性结合，以便于将包含在2D图像中的时间信息输入到3D图像中。这将导致产生对象的具有高时间和空间分辨率的时间分辨的3D图像。虽然选择性结合的处理根据所使用的医疗成像系统以及所获取的图像数据的性质会发生变化，但是通常包括下述步骤：（1）将2D图像与3D图像配准；（2）将2D图像中像素的衰减值投影到3D图像中；以及（3）对于2D图像的时间序列的每个单独帧，利用所述投影的值对3D图像进行加权。已经设想了步骤（3）中的时间加权通常包括将所述投影的像素值与3D图像相乘。这三个步骤可以称为“乘法投影处理”（MPP），它们可以附加另外的步骤以改善图像质量或者减少误差和假象的发生率。例如，在流程方框102和104处产生的2D图像和3D图像中的像素和体素的强度值可以量化对象中给定位置的X射线衰减水平。在将3D图像与投影的像素值相乘的时候，可能无法保留这些衰减水平。因此，通过求时间分辨的3D图像中每个体素处的强度值的方根，例如，通过在使用（n-1）组不同的2D图像来对3D图像加权的情况下求n次方根，以恢复所述衰减水平的更加精确的表示。在流程方框108显示时间分辨的3D图像之前，可以执行其他的处理步骤。

在流程方框102和104处产生的2D图像和3D图像分别可以利用DSA技术来产生。即，可以通过重建在造影剂丸经过ROI的时候获取的图像数据并且减去施用造影剂之前获取的造影前或“蒙片（mask）”图像，产生描绘对象的脉管系统的2D图像。同样，可以通过重建在造影剂占据ROI时获取的图像数据并减去蒙片图像以去除与非血管结构相关联的信号，产生该相同脉管系统的3D图像。正如以下将讨论的，取决于成像条件，可以根据利用单一医疗成像系统和造影剂注射获取的图像数据或者根据利用不同的医疗成像系统和造影剂注射分别获取的不同图像数据集来产生2D-DSA图像的时间序列和3D-DSA图像。在任意一种情况下，通过结合DSA图像产生的时间分辨的3D图像以优异的空间和时间分辨率对对象的脉管系统进行描绘，并且因此可称为4D-DSA图像。此外，4D-DSA图像可以显示为“纯”动脉图像、纯静脉图像或者复合动脉和静脉的图像，并且在脉管系统的各种填充状态期间可以完全转动该4D-DSA图像，由此能够大大简化对血管动力学的解释。在大约每秒30帧的情况下，这些4D-DSA图像的空间分辨率约为512³像素。这表示相对于传统3D-DSA帧速提高了150倍至600倍，而且没有带来任何显著的图像质量损失。

对比度增强的图像数据的获取可以在通过IV或IA注射向对象施用造影剂之后执行。当扫描局部区域时，IA注射可获得高的图像质量和时间分辨率以及可使造影剂剂量得以减少。然而，IV注射通常更适合于扫描较大的区域，否则在该较大的区域要求在不同位置和不同动脉中进行多次IA注射。例如，存在许多临床案例，其中执行了多次3D-DSA获取，每次获取使用不同的IA注射，以产生能合并成高质量的较大的血管树的多个单独的观察结果。当存在多个、单独的IA3D-DSA观察结果时，虽然单独的IA获取可以用于产生被本发明用于时间加权的2D图像的时间序列，但是为了该目的而使用IV注射提供了一种对将时间信息输入到实施例中存在的全部先前获取的解剖位置进行同时同步的机制。这种处理降低了与IA造影剂注射有关的并发症的可能性并且提高了扫描效率。此外，在利用IV造影剂注射而非IA造影剂注射进行的扫描中，向动脉和静脉填充相同浓度的造影介质，从而允许在相同的阈值使静脉和动脉结构可见。

图3示出了允许利用单次注射记录完全的时间依赖性和3D-DSA或CTA信息的获取方法。在流程方框110，固定机架角度并且获取2D荧光透视图像，直到观察到造影剂到达（如在流程方框112中所示）以及血管不透明度足够均匀以允许获取旋转数据集（如在流程方框114中所示）。获取旋转数据之后，如在流程方框116中所示，机架角度保持固定并且获取额外的投影，直到造影剂被清洗出血管。随后，如在流程方框118中所示，重建3D体积。投影数据为通过在每个角度从造影前的投影中减去造影后的投影而形成的2D-DSA图像。这些2D-DSA图像不存在非血管信号。如在流程方框120所示，对所述减影的投影进行卷积并且乘进3D数据集以形成4D-DSA时间帧，如在流程方框122所示，随即利用最大强度投影（MIP）算法以预先选定的投影角度对所述4D-DSA时间帧进行显示。在判断方框124中，如果一些帧还有待处理，则在流程方框125中，所述处理转到2D-DSA图像的时间序列的下一帧，并且重复所述选择性结合过程120。该循环持续下去，直到在判断方框124确定出对于全部相关时间帧已经产生了4D-DSA图像为止。

图4示出了数据获取的时序。在注射造影剂后，在区域126中，检测动脉血管不透明度并且以固定的机架角度获取投影图像。当血管不透明度变得足够均匀以支持旋转DSA获取时，在区域128中，机架角度在通常200度的角度范围内摆动并且获取投影。当机架摆动结束时，在区域129中，获取附加的投影以描绘造影剂的洗出。获取的全部2D投影数据用于产生当前4D-DSA时间帧体积。

现在同时参照图3和图5，截至目前产生的图像现在可以利用以118至120所大致示出的步骤进行选择性结合，以产生具有3D-DSA图像的详细3D分辨率和时间序列2D-DSA图像的时间分辨率的4D-DSA图像。在图5提供的选择性结合的示例性说明中，2D-DSA图像的时间序列的单一帧130包括两个具有动脉信号132的图像区域，而3D-DSA图像134包括动脉信号136、静脉信号138和静脉信号139。在流程方框120中，将一帧2D-DSA图像在选定的角度与3D-DSA图像配准，并且在与该2D-DSA帧的平面垂直的方向上将该2D-DSA帧中像素的值沿着穿过每个相应像素的直线进行投影。在140处大致示出了将带有动脉信号132的像素投影到3D-DSA图像。为了简化，没有示出不具有对比度的2D-DSA帧中像素的投影。在流程方框120处，利用来自2D-DSA帧的投影的值对3D-DSA图像118进行加权以产生4D-DSA图像122。通常，这包括将所述投影的值与它们所相交的3D图像的体素相乘。加权处理导致在4D-DSA图像142中的动脉信号136得以保留和不希望的静脉信号139被排除或者“归零清除（zeroed-out）”。此外，2D-DSA帧中动脉信号132的强度值被输入到3D动脉信号体积136中，由此允许通过2D-DSA图像捕捉到的动脉信号随着时间的变化表征在4D-DSA图像142中。

当仅利用在单一角度获取的2D图像的单一时间序列产生4D图像时，保留在4D-DSA图像142中的静脉信号138说明了一个潜在的问题。来自希望的结构的信号（例如，动脉信号132）可能不经意地沉积在表示不希望的结构（例如，静脉区域138）的3D体素中。因此，当所述不希望的结构的信号在由2D图像的时间序列不适当地表征的维度上沿着希望的结构的所述投影的值展开时，所述不希望的结构可作为“阴影假像”保留在4D图像中。这可能导致，例如，在4D-DSA图像中，对于一些时间帧，希望的动脉结构被不希望的静脉结构所遮挡。然而，对于该静脉而言，这将导致在对比度与时间的曲线上出现时间异常。如果分析4D-DSA图像的时间帧，则所述异常可被认为与静脉的一般波形不符，由此该静脉在投影的动脉信号强烈的时间帧中可被抑制。因此，可以为每个体素计算出时间参数，例如平均通过时间（MTT）或者达部分峰值时间，并且该信息可用于清除阴影假象。为了协助操作者识别阴影假象和时间不规则性，可以对时间参数进行颜色编码并且叠加在流程方框122处显示的4D-DSA图像中。时间参数也可以用来在缺乏来自软组织信号的直接灌注信息的情况下推断与潜在的扩散异常相关的信息。

参照图6，用于产生不易受阴影假象影响的4D-DSA图像的方法在流程方框144处开始，在流程方框144中，以第一角度获取图像数据和以通常与第一角度相隔60度的第二角度146获取数据。该数据优选作为用于形成如图4所示的3D-DSA体积的相同数据集的一部分进行获取，但是可以从利用单独注射获取的2D-DSA图像序列中获取。在流程方框148中，对以第一角度获取的2D数据进行卷积并且乘以3D-DSA数据以形成乘积1。在流程方框150中，对第二角度投影进行卷积并且乘以3D-DSA数据集以形成乘积2。在流程方框152，算出乘积1和乘积2的乘积的平方根，以形成当前4D-DSA的时间帧，在流程方框154，对该4D-DSA时间帧进行显示。在判断方框156，检查全部帧是否已经重建。如果一些帧还有待处理，则在流程方框157，所述处理转到下一帧，并且在流程方框146重建另外的帧。

随着第一角度的前进，配对的角度优选保持在大约60度的角度间隔。随着第一角度增大，当第一角度进入在旋转摆动中获得的60度最终角度范围内时，第二角度和第一角度的可用角度间隔逐渐减小。最终，对于最后的时间帧，角度间隔减小到零并且这两个角度减小阴影假象的附加好处逐渐减小。但是，这通常在已经观察到动脉相的最感兴趣的填充动力学之后很久才发生。

现在参照图7，当使用双平面系统时，投影图像之间的用来消除阴影假象的角度间隔可得以保持。优选利用这样的系统来获得角度投影，在该系统中使用两个源检测器对来获取旋转数据。在这种情况下，用来将时间依赖性嵌入3D旋转数据集的投影发生在相同的时间点，并且总是相隔90度。可替选地，如果仅一个源检测器用于3D旋转获取并且使用单独的注射来产生随后可用于乘3D数据集的正交2D投影，则双平面获取仍然具有优势。

在图7中，在流程方框158，获取角度投影。在流程方框160，将对于当前时间帧以最小的角度获取的数据进行卷积并且乘进3D数据集，以产生乘积1。在流程方框162，将对于当前时间帧以较大角度获取的数据进行卷积并且乘进3D数据集，以产生乘积2。在流程方框164，产生乘积1与乘积2的积的平方根，以产生当前4D-DSA时间帧。在流程方框166，显示该4D-DSA时间帧。在判断方框168，执行察看全部帧是否已经进行了重建的检查处理。如果一些帧还有待处理，则在流程方框169，所述处理转到下一帧，并且在流程方框160对另外的帧进行重建。在双平面实施方式中，对于所有时间帧，大角度间隔的优势得以保持。

图8示出了使用两个角度来去除阴影假象。其示意性地图示了通过将两个配准的投影图像222和投影图像224与不具有时间依赖性的3D-DSA图像226选择性结合以形成4D-DSA图像帧220。来自投影图像222和224的投影的动脉信号228对3D-DSA图像226中的动脉体素230进行加权，而来自不具有对比度的像素232的投影信号消除3D-DSA图像226中的静脉体素234。从而，产生的4D-DSA图像帧220包括加权的动脉信号236，但不包括不希望的静脉信号，尽管对于其中一幅投影图像存在3D-DSA图像的静脉体素234和动脉体素230对齐的事实。

在图9中，该过程被示出用于双平面获取的情形。在278处一般性地表示动脉信号276（即，具有对比度的像素）的投影。来自两幅正交2D-DSA帧的投影的值用于对3D-DSA图像进行加权并且因此产生4D-DSA帧280。由于在与3D-DSA图像272配准的2D投影图像270或274中的任意一者中不存在静脉信号，静脉信号284和286被归零清除，导致282中的动脉信号被清晰地隔离出来。同样，在向对象施用造影剂的时候，同时获取3D-DSA和正交2D-DSA图像，并且与非血管结构对应的信号通过减去蒙片图像而被去除。

在一些实施例中，可以采用替选的方法减少阴影假象。如图14中所示，当以不同的角度获得投影时，一些投影（如示出的，投影1）可能经历血管重叠，而其他投影（如示出的，投影2）没有血管重叠。在投影1中，如在位置A和位置B处的血管显示的，发生重叠。在投影1中，该重叠使信号等于来自A和B的作用的总和。当该投影被乘进独立于时间的3D体积时，由于重叠，故在A和B处的各个血管信号被高估。对比而言，在以不同角度获得的投影2中，在A和B处不受到血管的任何重叠的影响。当投影2被乘进独立于时间的3D体积时，对于对应于在位置A和位置B处的血管的体素，获得正确的体素强度。

值得注意的是，该类型的阴影假象通常总是导致血管信号的高估。如果用于在两个或更多个角度处获得的血管信号的最小值被用来表示在给定体素处的血管，存在极大的如下可能性：如果在任何投影中不存在重叠，则将获得正确的答案。

因此，上文所述的方法可以改变为，不是将在给定体素处的血管信号计算为3D体积与在n个角度处的投影的相乘的乘积的n次方根，而是通过采用3D体积与在各个角度处的单一投影的相乘的平方根来计算血管信号，以产生一组结果值。该最小结果值被选择作为用于最终图像的体素强度值。通过在所有的时间帧上基于逐个体素的重复，对于在时间分辨的3D图像序列中的各个图像可以减少或消除阴影假象。

应该注意，对于上文描述的重叠减少方案，通过使用用于每个时间帧的大量的投影角度可以获得较好的假象减少（由此增大至少一个投影将不重叠的概率）。然而，增大角度的数量通常导致在减少的时间分辨率上的折中。在多个实施方式中，可以使用适当数量的角度，例如，至少2个角度、至少3个角度、至少4个角度、至少5个角度等。如本文所述，所述角度可以落在任何合适的范围内，其可以彼此偏离任何适当的值。

如上文所述，两个不同的血管的重叠可以导致血管衰减信号的错误估计。在仅包括来自各个血管的一个体素的简单情形下，通过采用根据角度变化的最小值可以获取正确的答案。

然而，如图15A中所示，对于沿着血管的路线导向的投影方向，在相同血管内，由于体素的重叠，也可以发生异常信号。如示出的，采用标号1、2、3和4标记穿过血管的四个投影。投影1、2和4垂直于血管取向，从而不经历自阴影类型的重叠。然而，投影4沿着血管的一部分长度延伸，造成自阴影重叠，从而导致血管衰减信号的高估。

图15B是在包括图15A中所示的投影1至4的角度的前进处做出的估计的体素强度的绘图。对应于投影3的信号中的异常扰动可以被识别为曲线中的尖峰。在发生该类型效果的任一体素中，通过在多个投影角度上的时间平均体素值可以减小该效果。例如，对于产生在图15B中所示的异常曲线的体素，可以对于投影1至4在角度上平均体素值。本领域的技术人员可以看出，这对应于施加依赖空间的时间滤波器。

对于没有发生异常（例如，强度曲线根据投影角度是平滑的）的体素，可以认为没有发生重叠且可以显示全时间分辨。在观测到根据角度的体素曲线中的明显异常的区域中，可以通过在多个角度上平均化来及时地使值平滑。

应该注意，在一些实施例中，在体素强度曲线中的异常可以通过在该异常上插值来纠正，而不是在多个角度上平均化。可以使用在现有技术中已知的任何适合的插值算法。

使用本领域中已知的任何合适的技术可以识别在体素强度与投影角度曲线中的异常。例如，根据投影角度的曲线的第一导数可以进行数值计算，并且当根据角度的强度的变化率超过阈值时所识别的异常在符号改变的附近超过阈值，等。在其他实施例中，峰值检测或其他曲线拟合算法可以用来识别异常。

根据本发明所产生的时间分辨3D图像，相对于利用传统方法产生的图像，其空间分辨率和时间分辨率得以显著改善。因此，根据本发明产生的时间分辨3D图像在复杂血管条件的诊断、治疗前的规划和治疗后的评估方面非常实用。此外，这些图像使用于微创介入治疗的时间分辨的真实3D路线图得以实施，从而有利于改善在复杂脉管系统中操作手术设备。具体而言，本发明允许利用结合了从4D-DSA图像获得的空间和时间可选的路线图的手术设备运动的实时序列来实现4D荧光透视。例如，通过单一平面或双平面荧光透视获得的导管信息可以嵌入4D-DSA血管时间帧中，以允许在任意角度进行观察而无需进一步移动机架。当调整机架角度时，通过实时的单一投影减影的荧光透视获得的导管信息同样可以叠加在配准的4D-DSA时间帧上。

参照图10，在形成荧光透视图像的过程中，重要的是保持手术设备的空间分辨率。这可能不同于形成4D-DSA时间帧，在形成4D-DSA时间帧的过程中对时间分辨的2D-DSA时间帧进行卷积并且所述时间分辨的2D-DSA时间帧用于获得时间权重的局部空间估计。较佳的是提供手术设备信息的未卷积且孤立的描绘，以便保持分辨率，然而应当指出的是卷积处理的缺少要求更精确的图像配准。在图10中示出了适合于适当放大且在移动的手术设备、导管与4D-DSA图像帧之间进行配准的图像的形成。在导管大部分位于现场（FOV）之外的情况下，在造影剂注射之前和之后分别获取荧光透视图像340和342。这些图像相减以限定出荧光透视图像序列中的血管位置的图像344。然后，导管前进以获取图像346，从340减去图像346以形成仅有导管的图像348，图像348添加到选定的4D-DSA帧350以形成4D荧光透视图像352。为了比较，在传统荧光透视中，通过从注射造影剂之后获得的荧光透视图像342中减去描绘前进的导管的图像346来形成荧光透视图像354。

当通过双平面荧光透视获得的手术设备信息嵌入4D-DSA图像中时，以正交成对地获得荧光透视图像，并且可以对两个图像执行上述处理。在这种情况下，产生的4D荧光透视图像352中的目标与单一投影的双平面图像340-346配准。一般来说，配准过程的第一步是以可变的放大率和位置应用块匹配，以在侧视图和冠状视图中配准图像344和图像350。然后，将导管图像348加进来以形成4D荧光透视图像352，利用块匹配将该图像352与传统荧光透视图像354配准。通常在配准过程中搜索水平放大率和垂直放大率的范围。对于每个放大率，空间位移块搜索（spacially displaced block search）可以用于使4D-DSA时间帧与已位移的荧光透视时间帧之间的绝对差之和最小化，可选择使该和最小化的放大率和平移量以配准图像。为了加速荧光透视剂量减小算法中的搜索过程，可以采用迭代块匹配（iterative block matching）技术，其首先使用大块，然后再开始较小的块。

由于来自两幅双平面时间分辨的图像的噪声的乘法结合，导管图像（例如，图像348）的形成可能带有噪声。因此，在将导管图像与4D-DSA时间帧结合之前，可以执行降噪方案。例如，可以使用空间自适应线性滤波器，以使在图像子区域矩阵的每个单元上，当尺寸类似于导管的测试目标通过块转动时，导管的方向通过计算该块内的像素值之和来确定。因此，当测试目标与导管具有相同方向时，获得最小和值，并且可以沿着该方向应用线性卷积滤波器以减少由所获取的双平面图像中的噪声导致的导管不连续性。根据图像质量和处理速度要求，可以使用不同的网格尺寸、测试目标旋转角度以及平移进度。线性卷积核的大小也可以变化，以在噪声、不连续性消减和导管尖端定位中潜在的误差之间达成希望的平衡。在应用这种空间自适应线性滤波器之后，也可以使用荧光透视图像帧的运动自适应积分来减少噪声。可选地，还可以使用空间自适应滤波器来改善导管图像的可理解性。例如，另一种方法是逐点扫描初始导管图像，并且关注沿其出现一些像素的最大线性和的方向。然后，所述线性滤波器可以沿这个方向运行，因为它对应于导管的局部取向。根据卷积核的大小，搜索网格可以调整，并且可以执行同一导管区段的多次卷积。

在比较荧光透视和DSA应用的相对噪声特性时，应该考虑区别。在产生4D-DSA帧的情况下，由3D图像（例如，通过旋转DSA检查获取的3D图像）来提供解剖细节，并且所述获取的单独的投影或者独立获取的2D-DSA图像提供每个时间点存在多少脉管系统的局部空间平均估计。这种空间平均减少了噪声，并且不要求保持时间依赖的帧的空间信息。相反，保持描绘导管的荧光透视图像的空间分辨率是有利的，这样，除了由上述滤波器施加的噪声之外不存在固有噪声平均值。还应当指出，用于产生4D-DSA帧和产生4D荧光透视图像的计算时间可显著不同。不需要实时重建4D-DSA图像，但是荧光透视图像应该经历延迟最小的实时配准和噪声平均算法。

利用双平面荧光透视系统，来自正交时间分辨的图像序列的手术设备信息通常乘进二值化形式的3D旋转DSA体素中。从一个维度投影之后，在3D旋转DSA体素中描绘的脉管系统上存在均匀布置的手术设备信号。该信号与来自正交视图的相应信号相交，刻画出3D导管体素。单一平面系统无法获取这种额外的正交视图。但是，另一种选择是将全部导管信号布置在二进制的旋转DSA显示中所描绘的血管的中心。在任意时间点穿过该数据集的最大强度投影（MIP）于是可以叠加在穿过相应的4D-DSA时间帧的MIP上，因此，使得与利用双平面方法产生的图像大致相当的图像良好地表示出手术设备的前进。较之传统荧光透视视图而言，在所述传统荧光透视视图中导管在一个方向上的位置不可知，这种在未被单一平面获取所捕获的方向上将导管约束在血管中心的方法不具有任何显著的缺陷。

对于不具有双平面能力的系统，由4D-DSA时间帧额外提供的路线图选择的灵活性可以通过将单一平面荧光透视叠加在以给定机架角度获取的4D-DSA时间帧的MIP上而进行使用。这包括对于每个机架角度仅在当前投影进行配准。因为不需要正交手术设备视图相交以形成3D空间导管体积，配准就不太重要，并且实时荧光透视的完整图像质量得到基本保持。已经设想了这种机架旋转模式提供改善的SNR，因为它不包括如上文所述的在将双平面手术设备信息嵌入4D-DSA图像以在不转动机架的情况下建立4D荧光透视体积时发生的乘性噪声效应。

对于血管腔中可能存在介入设备的多个位置的荧光透视应用中，可能发生当前信息和与该设备轨迹的过去历史相关的信息的模糊交叉。因此，在图10中的352处产生的荧光透视图像序列利用至少一个帧间隔依次相减，以便隔离出设备位置的最近变化。双平面视图中的微分信号在时间上良好相关，并且，在乘以3D数据集时，可靠地隔离出设备尖端的当前位置。这在图11中示出，其中在时间t1至t4示出了当前设备尖端。通过利用简单求和或者递归滤波器将过去的导管位置信号相加，形成设备路径的显示。这种显示可以由操作者重置以重新开始整合。

图12示出了利用部分角度滤波反投影（FBP）图像加权3D-DSA体积中的信息以形成4D-DSA时间帧的方法。如356和358中所示，部分角度扇区数据作为时间的函数进行获取。角度扇区随着时间的推移而前进。对于单一平面系统，对每一个时间帧获取投影角度的单一扇区。对于采用两个源检测器组的系统，扇区的数量增至两个，使重建得以改善。在所述方法的流程图360中，在流程方框362处，FBP图像形成，并且，在流程方框364处用于加权3D体积数据以形成4D-DSA时间帧，在流程方框366，显示所述4D-DSA时间帧。在判断方框368，针对重建新帧的需求做出决定，在需要重建新帧的情形下，所述处理返回到362。

在希望产生描绘组织灌注的时间依赖的3D体积时，从加权图像中去除血管信息是可取的。这可以通过应用高于用户自定义水平的阈值消除信号来实现。如图13所示，在流程方框364中加权3D体积之前，这个步骤可以合并到“扩展的”处理步骤362中。这种处理减少了血管重建中可能与组织灌注信号竞争的误差的影响。

本文所述的一个或多个技术或其任何部分可以在计算机硬件或软件或者两者的组合中执行。按照本文描述的方法和附图，使用标准编程技术可以在计算机程序中执行所述方法。应用程序代码以输入数据来执行本文所描述的功能并且产生输出信息。输出信息被应用到一个或多个输出设备，例如，显示屏。各个程序以高级程序语言或者面向对象的编程语言来实施以与计算机系统通信。然而，如果需要，则程序可以以汇编语言或机器语言执行。在任何情况下，该语言可以是编译语言或解释语言。此外，程序可以在为了该目的而编程的专用集成电路中运行。

当通过计算机读取存储介质或设备以执行上文所描述的过程时，各种这样的计算机程序优选地被存储在通过通用或专用的可编程的计算机可读取的存储介质或设备（例如，ROM或磁盘）上，用于配置和操作计算机。在程序执行期间，计算机程序也可以存在于高速缓存存储器或主存储器。本文所描述的分析、预处理和其他方法也可以实施成计算机可读的存储介质，其配置有计算机程序，其中如此配置的存储介质使计算机以特定和预设的方式操作以执行本文描述的功能。在一些实施例中，计算机可读介质是有形的并且实质上基本是永久的，例如，使得所记录的信息以仅除了传播信号以外的形式被记录。

可以理解，任何信号和信号处理技术实质上可以是数字或模拟，或者其组合。

本发明不限于该申请中所描述的具体实施例的术语。本领域的技术人员将理解，可以做出多种改动和变型而不违背其精神和范围。从上文的描述，本领域的技术人员将理解，除了本文列举的方法和设备外，功能上等同的方法和设备在本发明的范围内。这样的改动和变型将落在所附的权利要求书的范围内。本发明将仅限于所附的权利要求书的术语，以及这样的权利要求所赋予的全部等同范围。可以理解，该发明不限于特定的方法步骤、实施等，当然它们可以变化。还可以理解，本文所用的术语仅用于描述具体实施例，并且不旨在限制。

此外，以马库什组描述了本发明的特征或方面，本领域的技术人员将理解，本发明由此描述了任何单独的成员或者马库什组的子成员。

本领域的技术人员将可以理解，为了任何目的或所有目的，尤其是在提供书面的描述方面，本文所公开的所有范围还包括任何和所有可能的子范围和其子范围的组合。任何所列举的范围可以容易地看作足以描述和能够将该范围分解成至少二等分、三等分、四等分、五等分、十等分等。作为非限制性示例，本文所讨论的各个范围可以容易地分解成上三分之一、中三分之一和下三分之一等。

本领域的技术人员将可以理解，诸如“达”、“至少”、“大于”、“小于”等的所有这些表述包括所引用的数值并且是指可以随后分解成如上文所讨论的子范围的范围。最后，本领域的技术人员将可以理解，范围包括各个单独的项。因此，例如，具有1个至3个颗粒的组是指具有1个、2个或3个颗粒的组。类似地，具有1个至5个颗粒的组是指具有1个、2个、3个、4个或5个颗粒的组，诸如此类。

虽然本文已经公开了多个方面和实施例，然而其他方面和实施例对于本领域的技术人员是明显的。本文所公开的多个方面和实施例是为了说明的目的并且不旨在限制通过所附的权利要求书指出的真正的范围和精神。

，为了所有目的，如同各个单独的公布文献、专利或专利申请为了所有目的而专门和单独地以全文引用的方式被并入一样的程度，本文引用所有的参考文献以全文引用的方式被并入。

虽然已经参照具体实施例对本发明进行了描述，但是本领域的技术人员将会认识到，在不脱离所附权利要求书提出的本发明的精神和范围的前提下，可以进行改变。

Claims (33)

1.一种用于产生对象的时间分辨的三维图像的方法，所述方法包括：

在单次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取图像投影数据，所述医疗成像系统包括单一源/单一检测器系统；

根据所获取的图像投影数据的至少一部分产生二维图像的时间序列；

根据所获取的图像投影数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的三维图像；以及

通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述二维图像的时间序列选择性结合来产生时间分辨的三维图像，所述时间分辨的三维图像具有基本上比所获取的图像投影数据的信噪比更高的信噪比；

其中，在单次造影剂注射期间，通过从造影剂到达之后获取的时间序列的帧中减去造影剂到达之前获取的时间序列的一个时间帧和时间序列的时间帧的平均值中的至少一者，产生减影的仅具有血管的二维图像的时间序列；

所述方法还包括：

将所重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列配准；

利用二维图像空间核对所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列进行卷积；

在与所述二维图像的时间序列的平面垂直的方向上，将所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列中的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应像素的直线进行投影；以及

对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述投影的值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像；

其中，通过对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述投影的值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与成像区域中不希望的血管结构对应的信号调整为零，所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列基本上不存在与所述成像区域中不希望的血管结构对应的信号；

其中，与三维图像相乘以额外的角度重复；

其中：

i）最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值；或者

ii）所述方法还包括：

对于所述时间分辨的三维图像，计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；

在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，

对于对应于所述异常的体素，在多个投影角度上平均体素强度。

2.根据权利要求1所述的方法，其中：

所述最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，对于每个时间帧，通过基于逐个体素确定所述最小值。

4.根据权利要求3所述的方法，其中，对于每个时间帧，通过在两个或更多角度处相乘所获得的每个图像估计包括所述基本不具有时间分辨率的三维图像与在两个或更多角度中的各个角度处的投影的乘积的平方根。

5.根据权利要求5所述的方法，其中，所述方法还包括：

对于所述时间分辨的三维图像，计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；

在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，

对于对应于所述异常的体素，在多个投影角度上平均所述体素强度。

6.根据权利要求5所述的方法，包括将依赖空间的时间滤波器施加到所述时间分辨的三维图像。

7.根据权利要求1所述的方法，还包括：为所述时间分辨的三维图像的每个体素确定时间参数，其中所述时间参数是平均通过时间和达部分峰值时间中的至少一者。

8.根据权利要求7所述的方法，其中确定时间参数包括：基于所述时间参数从所述时间分辨的三维图像去除阴影假象。

9.根据权利要求7所述的方法，其中确定时间参数包括：将所述时间参数的颜色编码的显示叠加在所述时间分辨的三维图像和根据所述基本不具有时间分辨率的三维图像所产生的血容量图像中的至少一者上。

10.根据权利要求1所述的方法，其中，在单一源/单一检测器系统的源检测器机架的固定位置获取所述图像投影数据，直到注射的造影剂在视场中被检测到并且产生适当的动脉与静脉对比度，以允许获取整体具有基本均匀的对比度的三维旋转数据集，由此所述源检测器机架开始转动。

11.根据权利要求10所述的方法，其中，在获取所述三维旋转数据集的最终角度处获取额外的时间分辨的流出物投影数据，并且所述流出物投影数据用于产生三维的时间分辨的流出物容量。

12.根据权利要求1所述的方法，其中，所述单次造影剂注射是动脉内注射和静脉内注射中的一者。

13.一种用于产生对象的时间分辨的三维图像的方法，所述方法包括：

在多个源-检测器方向获得的多次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取图像投影数据，所述医疗成像系统包括单一源/单一检测器阵列；以及

在所述多个源-检测器方向根据所获取的图像投影数据产生减影的仅具有血管的二维图像的时间序列；

其中，所述图像投影数据是在所述多次造影剂注射的其中一次注射期间以多个旋转角度获取的；

其中，根据所获取的图像投影数据的至少一部分重建基本上不具有时间分辨率的三维图像；

所述方法还包括：

通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列选择性结合，产生信噪比基本高于所述获得的图像投影数据的信噪比的时间分辨的三维图像；

其中，通过对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的投影值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与成像区域中不希望的血管结构对应的信号调整为零，所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列基本上不存在与所述成像区域中不希望的血管结构对应的信号；

其中，与三维图像相乘在额外的角度重复；以及其中：

i）最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值；或者

ii）所述方法还包括：

对于所述时间分辨的三维图像，计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；

在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，

对于对应于所述异常的体素，在多个投影角度上平均体素强度。

14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值。

15.根据权利要求14所述的方法，其中，对于每个时间帧，通过基于逐个体素确定所述最小值。

16.根据权利要求15所述的方法，其中，对于每个时间帧，通过在两个或更多角度处相乘所获得的每个图像估计包括所述基本不具有时间分辨率的三维图像与在两个或更多角度中的各个角度处的投影的乘积的平方根。

17.根据权利要求13所述的方法，所述方法还包括：

对于所述时间分辨的三维图像，计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；

在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，

对于对应于所述异常的体素，在多个投影角度上平均所述体素强度。

18.根据权利要求17所述的方法，包括将依赖空间的时间滤波器施加到所述时间分辨的三维图像。

19.根据权利要求13所述的方法，还包括：为所述时间分辨的三维图像的每个体素确定时间参数，其中所述时间参数是平均通过时间和达部分峰值时间中的至少一者。

20.根据权利要求13所述的方法，其中确定时间参数包括：基于所述时间参数从所述时间分辨的三维图像去除阴影假象。

21.根据权利要求20所述的方法，其中确定时间参数包括：将所述时间参数的颜色编码的显示叠加在所述时间分辨的三维图像和根据所述基本不具有时间分辨率的三维图像所产生的血容量图像中的至少一者上。

22.根据权利要求13所述的方法，其中，所述多次造影剂注射是动脉内注射和静脉内注射中的一者。

23.一种用于产生对象的时间分辨的三维图像的方法，所述方法包括：

在单次造影剂注射期间，利用医疗成像系统从所述对象获取图像投影数据，所述医疗成像系统包括具有两个单独的源检测器系统的双平面系统；

根据以多个角度获得的来自每个源检测器系统的所述获取的图像投影数据的至少一部分产生减影的仅具有血管的二维图像的时间序列；

根据所获取的图像投影数据的至少一部分重建基本不具有时间分辨率的三维图像；

通过将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列选择性结合，产生时间分辨的三维图像，所述时间分辨的三维图像具有基本上比所获取的图像投影数据的信噪比更高的信噪比；

将所述重建的基本不具有时间分辨率的三维图像与以多个角度获得的所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列配准；

利用二维空间核对所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列进行卷积；

在与所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的平面垂直的方向上将所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列中的每个像素的值沿着延伸穿过每个相应的像素的直线进行投影；以及

对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述值相乘，以产生所述时间分辨的三维图像；

其中，通过对于所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列的每个时间帧，将所述基本不具有时间分辨率的三维图像与每个像素的所述投影的值相乘，使得所述时间分辨的三维图像上与成像区域中不希望的血管结构对应的信号调整为零，所述减影的仅具有血管的二维图像的时间序列基本上不存在与所述成像区域中不希望的血管结构对应的信号；以及

其中：

i）最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值；或者

ii）所述方法还包括：

对于所述时间分辨的三维图像，计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；

在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及，

对于对应于所述异常的体素，在多个投影角度上平均体素强度。

24.根据权利要求23所述的方法，其中，所述最终的图像源自通过在两个或更多角度处相乘获得的图像估计产生的最小值。

25.根据权利要求24所述的方法，其中，对于每个时间帧，通过基于逐个体素确定最小值。

26.根据权利要求25所述的方法，其中，对于每个时间帧，通过在两个或更多角度处相乘所获得的每个图像估计包括基本不具有时间分辨率的三维图像与在两个或更多角度中的各个角度处的投影的乘积的平方根。

27.根据权利要求23所述的方法，所述方法还包括：

对于时间分辨的三维图像，计算随着多个投影角度变化的一个或多个体素强度曲线；

在至少一个体素强度曲线中识别至少一个异常；以及

对于对应于该异常的体素，在多个投影角度上平均体素强度。

28.根据权利要求27所述的方法，包括将依赖空间的时间滤波器施加到时间分辨的三维图像。

29.根据权利要求23所述的方法，还包括：为所述时间分辨的三维图像的每个体素确定时间参数，其中所述时间参数是平均通过时间和达部分峰值时间中的至少一者。

30.根据权利要求29所述的方法，其中确定时间参数包括：基于所述时间参数从所述时间分辨的三维图像中去除阴影假象。

31.根据权利要求30所述的方法，其中确定时间参数包括：将所述时间参数的颜色编码的显示叠加在所述时间分辨的三维图像和根据所述基本不具有时间分辨率的三维图像所产生的血容量图像中的至少一者上。

32.根据权利要求23所述的方法，其中，在相应的两个源检测器系统的两个源检测器机架的固定位置获取图像投影数据，直到注射的造影剂在视场中被检测到并且产生适当的动脉和静脉对比度，以允许获取整体具有基本均匀的对比度的三维旋转数据集，由此所述两个源检测器机架中的至少一者开始转动。

33.根据权利要求32所述的方法，其中，在获取三维旋转数据集的最终角度处获取额外的时间分辨的流出物投影数据，并且所述流出物投影数据用于产生三维的时间分辨的流出物容量。

Images