CN103654823A

CN103654823A - 血管造影检查方法

Info

Publication number: CN103654823A
Application number: CN201310371018.8A
Authority: CN
Inventors: Y.基里亚寇
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers AG
Priority date: 2012-09-18
Filing date: 2013-08-23
Publication date: 2014-03-26
Anticipated expiration: 2033-08-23
Also published as: CN103654823B; DE102012216652A1; DE102012216652B4; US20140081131A1

Abstract

本发明涉及一种借助4D旋转血管造影对患者的作为检查对象的器官、血管系统或其它身体区域进行的血管造影检查方法，其包括如下方法步骤：S1）采集不同心脏相位（c₀到c_N）中的投影图像（24），S2）重建不同心脏相位（c₀到c_N）中的3D体积图像（26），S3）计算动态图（28，38），S4）将3D体积图像（26）与动态图（28，38）进行图像组合，以产生不同心脏相位（c₀到c_N）中的作为结果的、校正过的3D体积图像（40），以及S5）示出作为结果的、校正过的3D体积图像（40）。

Description

血管造影检查方法

技术领域

本发明涉及一种借助4D旋转血管造影对患者的作为检查对象的器官、血管系统或其它身体区域进行的血管造影检查方法。

背景技术

这种上面提及的血管造影检查方法例如可以借助从US7,500,784B2中已知的血管造影系统来执行，下面借助图1来对其进行阐述。

标准4D旋转血管造影形成对每个心脏相位的各个体积的重建。典型地，这些单个体积非常强地受纹状伪影的影响，其由于在每个心脏相位中存在的投影的数量小而形成。

4D旋转血管造影、即所谓的

可以以多个旋转来执行，然而仅一个旋转也可以是足够的。在标准方法中，每个相位中存在的投影数目起作用。通常在带有旋转的

中，每个相位有大约30个投影。由此在重建的层中形成纹状伪影，如接下来还要阐述那样。使用越少的投影，则在重建中形成越多的纹状伪影，因为该重建类型不利用冗余信息。

其它从文献中已知的方法基于原始数据以迭代重建和最小化方法来工作，如例如Guang-Hong Chen等发表在Med Phys.2008年2月，第35卷，2号，第660-663页的“Prior image constrained compressed sensing(PICCS):Amethod to accurately reconstruct dynamic CT images from highly undersampledprojection data sets”中描述那样。这通常非常高开销并且需要新的重建链（Rekonstruktionskette）。

图1示出了作为示例的双平面伦琴系统，其用于借助两个分别以六轴工业机器人或弯曲臂机器人形式的支座1和1'固定的C形臂2和2'执行4D旋转血管造影，在C形臂的末端上分别安装有伦琴射线辐射源、例如带有伦琴射线管和准直仪的伦琴射线辐射器3和3'，并且分别安装有作为图像拍摄单元的伦琴射线图像检测器4和4'。在此，支座1安装在地板5上，而第二支座1'可以紧固在天花板6处。

借助例如从US7,500,784B2已知的、优选具有六个转动轴线并由此具有六个自由度的弯曲臂机器人，可以在空间上任意设置C形臂2和2'，例如通过将其围绕其在伦琴射线辐射器3和3'及伦琴射线图像检测器4和4'之间的转动中心转动。根据本发明的血管造影伦琴射线系统1到4尤其可以围绕转动中心和伦琴射线图像检测器4和4'的C形臂平面中的转动轴转动，优选可以围绕伦琴射线图像检测器4和4'的中点以及围绕与伦琴射线图像检测器4和4'的中点相交的转动轴来转动。

已知的弯曲臂机器人具有基架，其例如固定地安装在地板5上或天花板6处。在其上以可围绕第一转动轴转动的方式紧固有转盘。在转盘上以可围绕第二转动轴回转的方式安装有机器人摇杆，在机器人摇杆上以可围绕第三转动轴转动的方式紧固有机器人臂。在机器人臂的末端上以可围绕第四转动轴转动的方式安装有机器人手。机器人手具有用于C形臂2或2'的紧固元件，其可以围绕第五转动轴回转，并且可以围绕与其垂直延伸的第六转动轴旋转。

伦琴射线诊断装置的实现方案并不指定工业机器人。也可以使用常见的C形臂设备。

伦琴射线图像检测器4和4'可以是矩形或方形的、平面的半导体检测器，其优选由不定形硅（a-Si）制成。然而也可以使用集成的和可能计数的CMOS检测器。

患者支承台8的台面7位于伦琴射线辐射器3和3'的射线路径中，用于拍摄作为检查对象的待检查患者。患者支承台8设有操纵台9。在伦琴射线诊断装置上连接有带有图像系统11的系统控制单元10，该图像系统接收并且处理伦琴射线图像检测器4和4'的图像信号（例如并未示出操作元件）。然后可以在监视器悬架系统12的显示器上观察伦琴射线图像。图像系统11具有其功能还将更详细描述的装置。

替代在图1中示例性示出的带有以六轴工业机器人或弯曲臂机器人形式的支座1和1'的伦琴射线系统，可以如在US7,500,784B2的图2中简化示出那样，血管造影伦琴射线系统还具有用于C形臂2的普通的天花板或地板安装的固定设备。

替代示例性示出的C形臂2和2'，血管造影伦琴射线系统还具有用于伦琴射线辐射器3和3'以及伦琴射线图像检测器4和4'的分开的天花板或地板安装的固定设备，这些固定设备例如以电子方式刚性耦合。

从DE 10 2007 029 731 A1中已知一种用于自动确定对于心脏CT重建最优的心脏相位的方法，其中进行：

-以螺旋CT沿着z轴线对患者的心脏区域进行采样，并且以第一分辨率重建在不同的z位置上的多个断层成像的图像数据集，

-测量心脏活动，确定心脏的周期和周期相位，并且与重建过的、第一分辨率的图像数据集关联，

-产生动态图，

-遮罩（Maskierung）关于每个心脏周期的动态图，

-确定动态图中每个被遮罩区域的两个运动最小值，并且将这些最小值与心脏的收缩或舒张的末端相位关联，

-以第二分辨率借助与至少一个所确定的最小值所确定的心脏相位有关的测量数据重建至少一个图像数据集，以及

-以第二分辨率显示该至少一个重建过的图像数据集。

在Carsten Oliver Schirra等发表于Computerized Medical Imaging andGraphics，第33卷，第122–130页的“Improvement of CardiaCCT-Reconstruction using local motion vector fields”中，为了减小运动模糊和改进信噪比（S/N）而描述了一种运动校正的重建，提出将高对比度对象的运动向量的局部场用于在滤波反投影中的运动校正。在静息的心脏相位期间执行图像配准。在参数空间中的时间插值用于确定在带有强烈运动的心脏相位期间的运动。所形成的运动向量的场被用于图像重建。

发明内容

本发明要解决的技术问题在于，建立一种开头提及类型的血管造影检查方法，使得减少在心脏相关的4D旋转血管造影、即所谓的

中纹状伪影。

该技术问题根据本发明对于血管造影检查方法通过如下步骤来解决：

S1）在不同的心脏相位和位置上采集投影图像，

S2）从投影图像中重建不同心脏相位中的3D体积图像，

S3）从3D体积图像中计算动态图，

S4）将3D体积图像与动态图进行图像组合，以产生不同心脏相位中的作为结果的、校正过的3D体积图像，以及

S5）示出作为结果的、校正过的3D体积图像。

该根据本发明的方法利用冗余数据，以便减少心脏相关的4D旋转血管造影术（例如

的图像中的纹状伪影。

附图说明

接下来借助在附图中示出的实施例详细阐述本发明。其中：

图1示出了带有分别作为支承装置的工业机器人的已知的、双平面C形臂血管造影系统，

图2示出了在以根据图1的旋转血管造影系统来旋转期间在EKG相关的采集中的情况，

图3是按照血管造影术的标准技术方法来根据图2采集的投影图像的系列，

图4从重建的3D体积图像中建立的动态图，

图5至8示出了用于再处理根据图4建立的动态图的图形阐述，

图9图示了以线性插值进行的线性图像组合，以及

图10至13以图形方式阐述了再处理的时间流程和其结果。

具体实施方式

在图2中示出了在旋转期间以根据图1的C形臂设备进行的EKG相关的采集的情况，其在90bpm到131bpm的心率、10s到15s的持续时间以及带有或没有心脏相位控制（Pacing（起搏））地执行。如果不进行起搏，则引起已知的对来自EKG的相位的手工分类。

在该图中示出了第一EKG13，其具有不同心脏相位c₀到c_N。这些心脏相位c₀到c_N与不同的投影角θ0到θ0+n*Δθ关联。于是对于第一心脏相位c0的第一图像14得出值p(θ₀，c₀)，对于第二心脏相位的第一图像15得出值p(θ₀+Δθ，c₁)，对于第三心脏相位的第一图像16得出值p(θ₀+2Δθ，c₂)，对于第N心脏相位的第一图像17得出值p(θ₀+NΔθ，c_N)。

这可以如通过箭头18符号表示那样继续，直至到达第二EKG19。

这些心脏相位c₀到c_N又与不同的投影角θ0+n*Δθ到θ0+(n+N)*Δθ关联。于是对于第一心脏相位c₀的第二图像20得出值p(θ₀+nΔθ，c₀)，对于第二心脏相位的第二图像21得出值p(θ₀+(n+1)Δθ，c₁)，对于第三心脏相位的第二图像22得出值p(θ₀+(n+2)Δθ，c₂)，对于第N心脏相位的第二图像23得出值p(θ₀+(n+N)Δθ，c_N)。

在图3中示出了按照标准方法在120bpm和13s的扫描时间的情况下，以每个心脏相位大约30个投影而建立的投影图像24的系列，其具有干扰性的纹状伪影25。标记c₀到c_N表示当前心脏相位的投影图像24。

图4示出了重建的3D体积图像26的序列，其以每个心脏相位大约30个投影来建立，从这些3D体积图像中根据公式

\underset{n}{Σ} {(f_{c 0} - f_{c, n})}^{2}

计算27基于图像的运动卡或运动草图、即所谓的运动图或动态图28。3D体积图像26的标记f_c0到f_cN表示在相应的心脏相位（c₀到c_N）中重建的3D体积并且包含图像信息。

因为动态图28还具有干扰的纹状伪影25，所以执行动态图28的再处理，其借助图5到8来详细阐述。

一种方法是分析频域。在图5中，观察在3D体积图像26以及动态图28中有代表性地选择的两个像素29和30，其中第一像素29具有低频率的大运动，并且第二像素30具有高频率的小运动。

图6反映像素29和30的信号变化曲线，其中第一像素29的信号变化曲线31具有比第二像素30的信号变化曲线32低的频率。

在图7中，现在关于空间频率u绘出了心脏运动和纹状伪影25的调制情况，其中示出了第一像素29的调制过的信号变化曲线33和第二像素30的调制过的信号变化曲线34，其具有调制方向35。

图8示出了关于空间频率u绘出了在解调心脏运动和纹状伪影25之后的情况，其带有第一像素29的解调后的信号变化曲线36和第二像素30的解调后的信号变化曲线37。

调制和解调的原理主要是，在一些位置上、例如在第二像素30上的像素值仅由于纹状伪影25而准周期地变化。纹状伪影25的这些准周期的变化基于所谓的风车效应（Windmühlen-Effekt）。它们是作为时间函数的采样伪影（Abtastartefakt）。在其它位置上、例如在第一像素29上，可以基于风车效应和心脏运动伪影而推断该像素30的作为时间函数的变化。这种类型的变化可以被识别，并且其可以借助滤波器（例如解调）被选择性地软焦（Weichzeichnug）处理。

调制和解调的原理通常从信号理论或信号处理中已知，在此可以使用傅里叶分析或带通滤波。调制通过拍摄本身而给定，解调用于将“载波”信号与“真实”信号分离。在这里涉及的特定拍摄形式中，其相对简单，因为风车伪影具有非常限定的频率，其仅与拍摄几何结构有关，并且因此可以简单地事先计算。

动态图28的形态学操作（例如侵蚀和/或膨胀）可以用作其它用于再处理动态图28的方法。

也可以将动态图28的子采样和插值方法（例如双线性或样条插值方法）用于再处理。

作为动态图28通过这些方法之一来再处理的结果而获得校正过的动态图，其几乎没有纹状伪影25。

在图9中示出的图像组合的示例是借助线性插值进行的线性组合。然而还可以是其它组合类型，例如多项式的或二次的图像组合。还可以考虑借助卷积算子进行的图像组合。

借助图9现在阐明可能的图像组合之一，其通常从下面的等式中得出：

F (x, y, z, c_{n}) = f (x, y, z, c_{n}) * MM (x, y, z) + \overset{&OverBar;}{f} (x, y, z) * (1 - MM (x, y, z))

其中c_n表示相应的心脏相位c₀到c_N。

重建过的3D体积图像26的像素f(x，y，z，c_n)与校正过的动态图38的像素MM(x，y，z)相乘。将由用1减校正过的动态图38MM(x，y，z)和关于所有相位图像的平均图像39

形成的乘积与其相加。作为结果F(x，y，z，c_n)获得所形成的、校正过的3D体积图像40。

该相乘是图像组合的最简单情况，其中在每个相位中总是执行两个图像（或体积）的按像素或体素的相乘（加权），其中动态图在再处理之后保持不变。

换言之，第一心脏相位c₀的示例的结果如下：

F c_{0} (x, y, z,) = f c_{0} (x, y, z,) * MM (x, y, z) + \overset{&OverBar;}{f} (x, y, z) * (1 - MM (x, y, z))

这对于线性插值示例性地如此示出。在非线性组合的情况下，必须限定相应的函数f(MM(x，y，z))，例如以多项式方式来限定。在该情况下主要在于将对应于动态图的各个体积加权。

再处理的结果也可以借助图10到13详细阐述和象征性地示出，其反映了图像形成的时间顺序。起点是重建过的3D体积图像26的图像系列“在动态图之前-再处理”。由此计算动态图28。然后借助在图5到8中描述的处理，将该动态图28校正为校正过的动态图38的“动态图-再处理”。最后，根据上面提及的等式计算作为结果的、校正过的3D体积图40“在动态图之后-再处理”。

上面提出的方法基于重建过的层、即3D体积图像26来工作。

采集类型是以良好的角度采样来旋转，例如13s的采样时间、0.5°的角度增量和2×2的装箱。由此形成关于所有相位的大约380个投影。利用存在的、冗余的信息，因为图像中的仅数个体素变化。体素的变化通过每层的动态图28算出。动态图28反映运动成分或者体素值关于时间的变化。体素具有在心脏中的与其位于其它身体部分中时不同的运动函数、即变化函数或梯度。

动态图28在第一步骤中也受纹状伪影25的影响。为了减少这些伪影，提出了三种再处理方法，以便将通过纹状伪影25引起的变化和通过纯粹的心脏运动引起的变化分离。由此引起在动态图28中纹状伪影25的减少。

动态图28用作在单个相位（例如c0）的重建与所有相位的平均值图像之间的组合权重。在此假设，动态图28中数值小的体素值对心脏运动的贡献更小。

图像组合可以通过线性插值来完成，然而其它组合类型也是可能的。

作为结果的、校正过的3D体积图像40具有明显更少的纹状伪影25。

根据本发明的方法可以用于单平面和双平面系统。与许多其它已知的方法相反，其是纯粹的基于图像的方法。既不需要原始数据，也不需要几何或其它信息。

通过根据本发明的方法，以有限的空间和时间分辨率损失将纹状伪影25从4D旋转血管造影、即所谓的图像中近乎完全地消除。

动态图28的生成和再处理进一步减小干扰性的纹状伪影25。

根据本发明的方法也可以用于带有在时间方向（Zeitrichtung）中的变化的其它协议、例如灌注。

对于计算有效地利用了存在的重建链。

Claims

1.一种借助4D旋转血管造影对患者的作为检查对象的器官、血管系统或其它身体区域进行的血管造影检查方法，其特征在于如下步骤：

S1）采集不同心脏相位（c₀到c_N）和位置中的投影图像（24），

S2）从所述投影图像（24）中重建不同心脏相位（c₀到c_N）中的3D体积图像（26），

S3）从所述3D体积图像（26）中计算动态图（28，38），

S4）将所述3D体积图像（26）与所述动态图（28，38）进行图像组合，以产生不同心脏相位（c₀到c_N）中的作为结果的、校正过的3D体积图像（40），以及

S5）示出所述作为结果的、校正过的3D体积图像（40）。

2.根据权利要求1所述的血管造影检查方法，其特征在于，从所述3D体积图像（26）中构成关于所有心脏相位的平均值图像（39）

在根据方法步骤S4）的图像组合中考虑该平均值图像。

3.根据权利要求1或2所述的血管造影检查方法，其特征在于，根据如下等式计算所述作为结果的、校正过的3D体积图像（40）：

F (x, y, z, c_{n}) = f (x, y, z, c_{n}) * MM (x, y, z) + \overset{&OverBar;}{f} (x, y, z) * (1 - MM (x, y, z))

其中，

-c_n是各个心脏相位c₀到c_N，

-f(x，y，z，c_n)是重建的3D体积图像（26），

-MM(x，y，z)是动态图（28，38），

-

是关于所有相位图像的平均值图像（39），以及

-F(x，y，z，c_n)是作为结果的、校正过的3D体积图像（40）。

4.根据权利要求3所述的血管造影检查方法，其特征在于，所述动态图（28，38）是再处理过的、校正过的动态图（38）。

5.根据权利要求1到4之一所述的血管造影检查方法，其特征在于，根据方法步骤S3）以如下方式计算所述动态图（28）：

\underset{n}{Σ} {(f_{c 0} - f_{c, n})}^{2}

其中所述3D体积图像（26）的标记f_c0到f_cN表示相应的心脏相位（c₀到c_N）中的重建的3D体积。