CN113395935A - 从多个较低维度血管造影投影对移动血管脉搏波进行时空重建 - Google Patents

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Abstract

以比心率更快的频率获取多个图像投影。利用心搏频率的生理相干性，从二维图像投影生成三个空间维度中的心搏频率血管造影现象的时空重建。复值方法可以被用于对多个图像投影进行操作，以重建更高维度的时空对象。从多个两个空间维度血管造影投影，获取移动脉搏波和其他心搏频率血管造影现象的3D空间重建。本文还提供了对于从双平面血管造影设备获取的血管造影数据的重建技术。

Description

从多个较低维度血管造影投影对移动血管脉搏波进行时空 重建
关联申请的交叉引用
本申请根据35 U.S.C.§119要求于2019年2月6日提交的临时专利申请第62/801766号的权益和优先权，该临时专利申请通过引用整体并入本申请。
技术领域
提供了用于从多个低阶维度血管造影投影创建移动血管脉搏波的高阶维度重建的技术。由于血管造影片(例如，x射线血管造影片)通常作为根据时间在3D血管床中行进的血管造影造影剂的二维影像投影产生，因此该方法包括基于心搏频率血管造影现象在四个维度(包括3D空间和时间维度)中重建血管造影片。
本技术从多个血管造影图像投影将血管造影片重建为三个空间维度，每个图像投影在两个空间维度中获取。这些技术可以用于使用血管脉搏波和其他心搏频率现象从低阶空间维度获取高阶维度时空重建。
根据本技术，可以同时、连续地或以其一些组合来获取低阶维度血管造影投影。
根据本技术，采用心搏频率的生理相干性来同步每个两个空间维度图像投影。基于生理相干性的同步允许重建，由于心搏频率血管造影现象与单个心搏频率起搏器或其他外部源同步的时间一致性。
本方法、设备和计算机可读介质利用血管脉搏波的生理相干性来允许从两个空间维度图像投影的血管脉搏波的3D空间重建进行断层合成。
背景技术
心脏将血液泵入整个血管系统，包括器官，作为一系列动脉冲程体积。心脏门控方法不允许在血管中行进时对各个冲程体积进行成像，而是添入来自多个心跳的脉搏波。美国专利第10,123,761公开了从以比心搏频率更快的频率获取的血管造影图像执行各个移动血管脉搏波的时空重建的方面。在这种方法中，移动血管脉搏波被重建为两个空间维度血管造影投影。在这些方面中，采用了运动混叠(motion alias)和频率混叠(frequencyalias)技术的平衡。然而，这种方法由于无法在三个空间维度中提供移动血管脉搏波的时空重建而受到限制。
美国专利10,123,671公开了用于分析以比心率更快的频率获取的一序列的血管造影图像，以根据该图像投影获取对移动血管脉搏波的时空重建的技术。时空重建是与投影维度相同的复值数据。每个时间点处的每个像素具有复值数据(complex valueddatum)。它可以表示为实数和虚数。然而，对于生理解释而言，它是以具有幅度和相位的极性形式来表示的。幅度表示该像素在心搏频率下的对比度变化。相位表示心搏循环中的位置。
从较低维度投影到较高维度重建的计算方法可以使用诸如广义拉东(Radon)变换反演、滤波反投影、约束反演、迭代技术、期望最大化和其他算法等技术。这些方法假设正在被成像的对象在一个投影角度和下一个投影角度之间没有变化。因此，这些方法适用于实值投影数据，例如，以描述由投影成像的对象对x射线的衰减。
然而，这些方法不适用于动态现象的重建，因为(使用对比度可视化的)重建的主题在投影之间变化。
本领域已知涉及从多个较低维度数据集重建较高维度图像的其他技术。然而，这些技术也用于对从多个图像投影获取的静态解剖x射线图像的重建。然而，无法从静态图像的处理中获取动态信息，诸如血管脉搏波和其他心搏频率现象。
发明目的
美国专利第10,123,761号(通过引用整体并入本文)公开了在两个空间维度血管造影投影内通过小波技术对血管脉搏波的时空重建。二维血管脉搏波(被包括在心搏频率血管造影现象中)是动态的、瞬时的和周期性重复出现的，可以在对血管脉搏波的更高空间维度图像的重建中使用。空间分布的血管脉搏波在正常人体组织、器官和脉管系统(特别包括大脑)中以心搏频率生理相干。“以心搏频率生理相干”被定义为当血管床的不同空间区域在多个心搏循环中保持相对固定的相位差的时候。
本发明的目的是通过利用二维的血管脉搏波的存在，从二维图像投影提供三维血管脉搏波的时空重建。
如本文所使用的，“时空重建”被定义为从低阶维度的多个图像投影的高阶维度对象的重建。例如，从多个序列的一个空间维度图像投影生成对象的两个空间维度图像表示时空重建。作为另一个示例，从多个序列的两个空间维度图像投影生成对象的三个空间维度表示表示时空重建。图像投影可以通过任何合适的血管造影成像技术获取，这些血管造影成像技术包括但不限于平行光束几何、扇形光束几何、锥形光束几何或其他方法。
从低阶维度对象的高阶维度对象的时空重建可以利用任何合适的计算技术，包括但不限于逆彭罗斯(Penrose)变换技术，或者能够对复值数据进行操作的任何其他合适的变换。这些技术提供了一种从低阶空间维度血管造影图像投影重建高阶空间维度图像的方法，在一些情况下，用于将血流可视化的血管造影对比度的空间分布在图像投影之间系统地变化。
利用复值数据进行适当地描述移动血管脉搏波。重建的每个像素可以表示为具有实部和虚部，并且可以基于心搏频率幅度和相位而可视化。因此，可以利用可以对复值图像投影数据进行操作的技术来执行时空重建。例如，逆拉东变换、逆彭罗斯变换的复值版本可以用于此类重建。尽管本文提供的示例利用逆彭罗斯变换作为从低阶空间维度的复值投影重建复值高阶空间维度血管造影图像的计算臂，应当理解，这些技术可以用于使用复值投影数据执行时空重建的任何合适的算法。
发明内容
为了克服由于投影之间的血管造影对比度的持续变化而无法执行从低阶维度投影的高阶维度时空重建，本技术利用血管脉搏波的生理相干性和被设计用于处理复值投影的算法。
在实施例中，从给受试者施用的血管造影造影剂的转变或瞬时团中获取多个低阶血管造影投影。投影可以通过多个同时投影设备的组合来获取，每个设备包括x射线源，该x射线源被定向为完全面向x射线传感器，通过投影设备围绕成像对象的快速运动来获取，或者通过从分开的血管造影团行进获取的投影来获取。
本文提供了用于从重建的时空心搏频率现象的多个较低维度同步投影重建时空心搏频率现象的较高维度影像表示的方法、系统和计算机程序产品，使用血管造影现象的时空重建中的心搏频率的生理相干性和对该投影上操作的复值方法执行重建。
本文提供了用于从使用血管造影获取的多个较低维度图像投影重建时空心搏频率现象的较高维度空间表示的方法、系统和计算机程序产品，包括：以比心搏频率更快的频率获取对象的多个序列的图像投影；独立地处理该多个序列中的每个序列以获取与心搏频率血管造影现象相对应的多个序列；使用生理相干性使与该心搏频率血管造影现象相对应的该多个序列同步；以及利用复值方法处理经同步的多个序列，以生成该心搏频率血管造影现象的较高级的空间重建。
在各方面，关于索引源获取该多个序列。
在各方面，该索引源是从生理标记、脉搏血氧计、心电图或颅内压波形获取的。
在各方面，从多个2D图像投影生成3D重建，或从多个1D图像投影生成2D重建。
本文提供了一种用于使在每个分开的投影中的移动血管脉搏波同步的方法、系统和计算机程序产品，该方法包括使用在心搏频率的血管造影相干性来使重建的时空心搏频率现象的分开的投影同步。
本文提供了一种用于从双平面数据重建心搏频率血管造影现象的更高维度表示的方法、系统和计算机程序产品，包括：获取血管造影数据，其中该血管造影数据包括在相同时间点处获取的3D对象的两个序列的2D图像投影，其中以比心搏频率更快的频率获取该序列；独立处理每个序列以获取时空心搏频率现象；在逐帧的基础上，在体积空间中彼此正交地定位第一投影和第二投影，并且沿第一轴投影第一投影并沿第二轴投影第二投影；对于相交的体素，对该体素进行滤波，使得具有大于阈值的相干性值的体素被保留；基于经滤波的体素生成该时空心搏频率现象的3D重建。
在各方面，该第一序列被移位以相对于SI维度将该第一序列与该第二序列对准。
在各方面，滤波进一步包括丢弃具有小于阈值的相干性值的体素。
在各方面，将该第一序列的图像投影或/和该第二序列的图像投影转置，以便在3D空间中使该第一序列和该第二序列对准。
在各方面，该相干值设置在指示相交体素对应于相同血管的阈值处。
如果高速断层扫描系统以比心率更快的频率足够快地获取图像投影，以用于产生重建图像，则可以应用如美国专利10,123,761所公开的用于移动血管脉搏波的时空重建技术。
根据本技术，在称为相位索引的过程中，利用血管床的生理相干性来表示每个像素相对于索引源的相位。索引源可以是血管造影图像中的特定结构，只要它存在于所有投影中。这可以包括，例如，命名的动脉或命名的静脉。用于相位索引的索引源可以是从图像独立地选择的参考心搏信号，例如脉搏血氧计、心电图或颅内压波形。
在实施例中，在每个投影的每个时间点处，使用参考心搏信号和每个像素之间的复值算术来执行相位索引。
因此，对于每个图像投影，获得相对于参考心搏信号(包括血管脉搏波活动)的对比度变化的复值表示。使用复值计算技术(诸如逆彭罗斯变换)并且可选地使用滤波将多个图像投影重建为单个高阶维度表示。
附图说明
为了更全面地理解本文所提供的技术，参考以下描述和附图。
图1A-图1F图示了根据本实施例的各方面的基于在人脑中获取的血管造影数据，以二维显示的血管造影生理相干性。图1A示出了感兴趣的动脉区域。图1B示出了感兴趣的静脉区域。图1C示出了动脉流量和静脉流量的时间信号曲线。图1D示出了心搏频率空间血管造影片的帧，其中来自图1A和图1B的血管造影片数据已经被数学变换以图示心搏频率血管造影现象。图1E和图1F示出了心搏频率血管造影现象的幅度图和相位图。
图2图示了根据本实施例的各方面的用于在两个模拟血管的横截面中的心搏频率血管造影现象的时空重建的复值图像投影的模拟获取。
图3A-图3B图示了由图2的投影制成的如图3A所示的复值正弦图的逆彭罗斯变换。根据本实施例的各方面，在图3B中示出经重建的对象。
图4A-图4B示出了根据本实施例的各方面的时空重建的各个方面。图4A示出了根据本实施例的方面的组合各种血管造影片以获取较高阶维度重建的图示。图4B示出了根据本实施例的各方面的图4A的操作的流程图。
图5示出了根据本实施例的各方面的使用血管相干性为二维投影的3D空间重建所生成的体积空间。
图6示出了根据本实施例的各方面的相对于图5的体积空间的时空重建，其中血管造影数据是使用双平面血管造影设备获取的。
图7是根据本实施例的各方面的用于对从双平面血管造影设备获取的血管造影数据的时空重建的操作的流程图。
图8A-图8C描绘了根据本实施例的各方面的可以用于获取血管造影数据的x射线系统。图8A示出了根据本实施例的各方面的具有机架的旋转x射线系统，该机架具有C形臂。图8B示出了根据本实施例的各方面的具有机架和用于控制该机架的部件的旋转x射线系统。图8C示出了根据本实施例的各方面的被配置用于双平面图像获取的x射线系统的另一个实施例。
图9是根据本实施例的各方面的可以与本发明的实施例一起使用的计算机系统或信息处理设备的框图。
具体实施方式
可以通过对以比心搏频率更快(例如，奈奎斯特(Nyqvist)速率的两倍或更高)的频率获取的造影数据进行处理来使血管造影心血管现象可视化。这种现象(包括生理相干性)是动态的、瞬时的和周期性重复出现的，并且可以被可视化为血管脉搏波。当血管床的不同空间区域在多个心搏循环中保持相对固定的相位差时，就会出现生理相干性。如本文所描述的，血管造影心血管现象可以用于从低阶图像投影重建高阶空间维度对象并将血管脉搏波可视化。
以下示例图示了与人脑血管数据的血管造影生理相干性。然而，血管造影生理相干性并不限于此示例，并且可以在具有血管组成部分的各种其他器官或具有合适的脉管系统的其他系统中发现。此外，如在示例实施例中所发现的，本文所提供的技术并不旨在限于较低维度数据。
图1A-图1F示出了人体器官(在该情况下为大脑)的血管造影生理相干性的示例。图1A示出了动脉感兴趣区域(ROI)1，并且图1B示出了静脉ROI 2。血管造影对比度团通过动脉ROI的时域剖面图生成动脉时间信号曲线3，如图1C所示。类似地，血管造影对比度团通过静脉ROI的时域剖面图生成静脉时间信号曲线4，同样如图1C所示。血管造影投影被重建为移动血管脉搏波的复值渲染，其中示例血管造影帧被标记为心脏空间血管造影片5，如图1D所示。心脏空间血管造影片5中的两个ROI(例如，动脉和静脉)中的活动的时域剖面图示出了动脉感兴趣区域(ROI)1和静脉ROI 2中的信号的振荡，如图1E所示。由于这些时域剖面图是从心脏空间血管造影片中获取的，因此这些剖面图以心搏频率振荡。动脉ROI和静脉ROI中的脉搏波之间保持一致的心搏频率相位差指示动脉ROI和静脉ROI之间的相干性，如图1F所示。
图2示出了利用针对一系列时间点的两条血管的模拟2D横截面图像获取复值图像投影。荧光血管造影片是通过将x射线投影穿过3D空间来产生2D投影图像而生成的，该2D投影图像包含相对x射线板的水平空间数据和垂直空间数据。然而，这种方法丢弃了可能有助于理解血管病理学的信息(从3D到2D)。本技术提供了一种重建该3D空间的方法，由此检取该丢弃的信息的至少一部分。在该实施例中，血管造影图像以比心率更快的频率获取。
因此，图2示出了包括血管造影数据的3D空间的2D切片。在该示例中，图像投影是在x射线投影后的2D切片(平面)的1D空间行。因此，对于每个箭头(表示所投影的x射线)，生成相对应的1D空间行。在一个实施例中，投影角可以密集地填充，并且在0到π的半圆上变化。尽管针对2D切片的1D图像投影进行了演示，但是这些技术(包括逆彭罗斯变换或彭罗斯反投影技术)可以通过重复本文演示的操作而扩展到3D。例如，一序列的2D图像投影可以被用于生成3D对象。
图2中示出了两个血管(“血管1”8和“血管2”9)。在该示例中，在计算机生成的图像中的每个像素表示复值数据。每个复值数据c使用亮度-色调颜色模型进行渲染，其中心搏频率幅度被渲染为亮度，相位被渲染为色调，例如，根据图例亮度-色调图例10。
本图示的两个空间维度x和y由时间维度t补充，以表示时间序列。在心搏频率血管造影现象的时空重建中，时空重建具有时间维度的影像特征。如亮度-色调图例10所示，心搏频率处的脉搏波在色调中循环。
在一些方面，血管造影图像中的所有像素被索引到以心搏频率变化的索引源。在一些方面，索引源可能起源于被成像的器官外部。一个示例是从脉搏血氧仪或其他合适的源获取的心脏信号。替代地，它可能起源于图像内部。一个示例是血管中良好定义的ROI。由于生理相干性，在索引之后，从时间tk处的血管造影图像帧到另一个时间tk+1处的另一帧，每个像素中存在相位(例如，被渲染为色调)中的相对变化。在一些实施例中，所获取的并且基于不同心跳的血管造影数据可以基于对索引源的索引来进行组合。
虽然使用单个时间点(tk)示出了该示例，但本技术可以应用于一序列的图像(例如，根据时间(tk+1)的2D切片等)以示出根据时间的时空重建。
此示例说明了利用相对大量的x射线投影的彭罗斯反投影/逆彭罗斯变换，在变换后，这些投影看起来是平滑的。然而，本技术适用于稀疏数据，例如，使用几乎不利用投影的约束反投影技术。在实施例中，插值可以被用于使从稀疏血管造影数据获取的结果平滑。因此，在另一个实施例中，x射线投影在数量上可以相对稀疏。
投影角可以相对于任何合适的设备(包括例如，利用平行光束、扇形光束或锥形光束几何的设备)以任何合适的方式获取。
图3A-图3B图示了使用在给定时间点处的复值场从复值投影的逆彭罗斯变换对对象(例如，在该情况下，来自图2的血管)进行重建(例如，以获取图2的相干对象)。
图3A示出了由图2所示的x射线投影产生的正弦图，其中水平轴表示血管造影投影角，垂直轴对应于基于图2中所表示的对象的水平空间维度的空间维度。在实施例中，可以通过一组x射线机器关于相同心搏循环获取血管造影片来生成正弦图。或者，可以通过获取血管造影片的一台x射线机器关于相同心搏信号与另一台x射线机器同步来生成正弦图。
不在相同时间处获取的多个2D图像可以基于参考心搏信号进行同步，该心搏信号可以是脉搏率或呼吸率。在该实施例中，两个血管可以相对于参考心电信号在相同时间点脉冲。在这方面，可以使用相对于受试者/对象改变位置的单平面机器(机架)获取不同位置处的血管造影片。在该实施例中，机架的位置相对于心搏信号和相对于对象是已知的。可以基于诸如心搏信号(例如，其可以是不同的心跳)的索引源和所重建的脉搏波的标识来执行从两个或更多个单平面图像投影的3D图像的重建。
在图3A中，复值正弦图12经历数学变换(例如，逆彭罗斯变换13)以产生复值重建14，如图3B所示，复值重建14表示图2的生理相干对象(例如，脉搏血管)。这些对象可以例如，基于心搏频率血管造影现象的亮度-色调模型、基于幅度和相位渲染成图像，该图像可以任选地根据亮度-色调图例10进行渲染。
图2和图3A-图3B图示了在单个时间点处的本技术。图2中的血管造影帧tk只是为了获取对移动血管脉搏波的影像时空重建而根据Nyqvist采样定理以比心搏频率更快的频率获取的一序列的帧中的一帧。图2和图3A-图3B所示的技术可以在对比度团的持续时间内重复，以产生如图3A所示的多个正弦图，该正弦图表示被索引到索引源(诸如心脏起搏器)的心搏活动。图3A-图3B图示了从使用图2的血管造影方法获取的投影的对象重建。如果每个血管造影帧的投影在两个空间维度和一个时间维度上，则重建的影像对象具有三个空间维度和一个时间维度。
本技术以一系列二维模拟对象进行图示，这些二维模拟对象产生一序列的一维投影，一序列的一维投影被逆彭罗斯变换为表示该对象的二维图像。类似地，可以从2D图像投影重建3D对象。此外，这些技术用于平面投影、扇形光束投影或锥形光束投影。
血管相干性允许使用除此处所示的逆彭罗斯变换以外的重建算法。其他重建算法的示例包括但不限于滤波反投影、迭代方法、约束或正则化方法、小波方法、期望最大化方法或最大熵方法。此外，血管相干性在断层合成策略下应用，无论重建算法是对跨半圆的精细间隔投影还是稀疏间隔投影进行操作。插值技术可以用于稀疏间隔的投影。
心搏频率的生理相干性允许投影定向和定时的灵活性。例如，可以(诸如通过连续移动的机架)以顺序、并行或以其一些组合获取投影。这些方法用于任何合适的成像技术，包括平面投影、扇形光束投影或锥形光束投影。
虽然心搏频率的生理相干性在人脑的血管造影片中被发现，但是其也用于具有心搏频率的脉搏波相干性的其他器官系统和其他血管床。
因此，例如从能够在不同角度(例如，至少两个直角投影，或任何其他合适的角度)处获取投影的血管造影机器获取的一组图像投影可以根据本文所提供的技术进行处理以生成心搏频率血管造影现象(包括生理相干性)。可以表现为血管脉搏波的生理相干性可以用于重建3D对象(例如，与血管脉搏波相对应的3D对象)。
图4A示出根据本实施例的方面的组合各种血管造影片以获取高阶时空重建的图示。
在不同角度处获取的一系列血管造影片510以比心搏频率更快的频率获取。使用如本文所描述的心搏现象变换来处理每组血管造影数据，以获取可以表现为血管脉搏波的心搏频率血管造影现象数据520。
本文所指的心搏现象变换是指‘761’专利的处理技术，其中可对复数数据进行操作并在频域中保持时间索引的数学变换，在频域中对数据执行心搏尺度的滤波，并使用相对应的逆数学变换将滤波后的数据转换到时域中。该结果被称为心搏频率血管造影现象。
本申请依赖于美国专利第10,123,761号中提供的公开，以用于本文所引用的心搏现象变换，该心搏现象变换包括在两个空间维度血管造影投影内通过小波技术对血管脉搏波进行时空重建，该专利通过引用整体并入本文。
在执行本文所提供的方法、系统和计算机程序产品时，使用数字检测器设备(诸如可从作为诸如飞利浦和西门子之类的制造商市售和/或图8A-图8C中提及的扫描设备的一部分的数字检测器设备)记录血管造影数据。然后将数字数据导入计算机存储器中。在将血管造影片导入计算机存储器后，可以通过以下操作(在没有运动混叠的情况下)获取心搏频率血管造影现象的时空重建：
将由n×m像素×q帧数据组成的血管造影数据导入计算机存储器，并与存储器中的处理器一起重新格式化，以给出每个q采样长度的n×m时间信号阵列；
由处理器将复值小波变换应用于每个逐像素时间信号，从而给出n×m小波变换阵列；
由处理器针对心搏频率对逐像素小波变换进行滤波。这是通过将所有不对应于心搏小波尺度(在小波领域中，该术语对应于心搏频率的概念)的小波系数设置为零来实现的；
逐像素小波变换数据由处理器进行逆小波变换到时域中，并在计算机存储器中重新格式化为n×m像素的q帧。这个三维网格中的每个数据元素(体素)都是复数；
通过处理器可以将每个帧渲染为具有亮度-色调颜色模型的图像，以表示每个像素中的复数数据；
心搏频率幅度被表示为亮度，并且相位被表示为色调；以及
q个图像可以由处理器渲染为运动影像，或者它们可以由处理器存储为视频文件格式。
可在复数上操作的在变换到频域中后保留时间索引，并且能够提取心搏频率血管造影现象的时空重建的任何合适的变换被构想为与本技术一起使用。
可以例如，根据逆彭罗斯变换来处理心搏频率血管造影现象数据(包括血管脉搏波)520，以生成血管脉搏波的高阶时空重建。与角度θ1、角度θ2、角度θN相对应的序列可以使用逆彭罗斯变换(例如，类似于图3A-图3B)处理以生成3D高阶对象。可以对每组帧重复处理，例如，使得可以使用逆彭罗斯变换(对于给定时间点处的确定角度)处理与角度θ1、角度θ2、角度θN相对应的帧。这里，假设包括心搏频率血管造影现象的每个序列已经例如，基于心搏频率血管造影现象的相位和/或幅度而同步。在一些方面，当将心搏频率血管造影现象的序列对准时，可以使用插值。因此，这些技术提供了根据时间的3D血管脉搏波的可视化。
可以通过任何合适的技术来执行同步，这些技术包括基于相位和/或幅度的对准，和/或可选地和附加地，包括生理标记。在一些方面，可以针对每个体素确定相位，并且可以基于所计算的相位执行对准。
图4B示出了根据本文所提供的技术的用于时空重建的操作的流程图。在操作610处，获取3D对象的多个序列的2D图像投影，每个图像投影与x射线相对于轴的定向的各个角度相关联，其中每个序列以比心搏频率更快的频率获取。在一些方面，可以相对于索引源获取血管造影数据。在操作620处，独立地处理多个序列的2D图像投影中的每个序列以获取与心搏频率血管造影现象相对应的多个序列，表示为示出生理相干性的血管脉搏波。在操作630处，与心搏频率血管造影现象相对应的多个序列根据本文所提供的技术(例如，相位和/或幅度等)进行同步/对准。根据需要，序列可以如本文所描述的被索引。在操作640处，对准的多个序列被逆变换(例如，使用(例如，逆彭罗斯变换)对基于生理相干性对准的不同角度的多组帧进行逆变换)，以生成血管脉搏波的3D重建。
参考图5，例如，可以通过双平面血管造影设备以不同角度获取不同序列的投影图像。可以采用技术以从双平面投影图像生成3D重建。在各方面，双平面设备相对于受试者/对象在不同角度处获取二维图像，其中图像在相同时间点处获取。本技术提供了一种在心脏血管造影机器中利用双平面技术获取3D重建图像的方法，该3D重建图像可以将心搏频率血管造影现象可视化。
在常规的神经血管x射线血管造影片中，(例如，使用双平面设备)同时采用定向为直角的两个图像平面以获取单次碘造影剂注射的两个同时的序列的血管造影图像。作为示例情况，并且如图5所示，可以获取两个血管造影投影，并将其定位在前后(AP)平面和横向平面。在图像获取期间，可以获取横向平面和前后平面，并且一个或两个序列可以相对于体积空间(例如，具有SI轴、AP轴和横向轴的空间)进行转置或对准。例如，基于3D解剖坐标系(例如，包括3个正交轴：AP、上下(SI)和右左(横向))，第一序列可以相对于前后平面对准，第二序列可以相对于横向平面对准。在各方面，通过双平面系统获取的AP和横向血管造影图像可以被定位以共享相同的SI轴(如图5所示)，使得给定对象相对于AP投影图像和横向投影图像两者将具有相同SI坐标。因此，可以采用从AP投影和横向投影的空间匹配来推断三维的解剖结构的空间配置。通过利用生理相干性减小了空间失配误差以执行空间匹配。因此，通过心搏现象变换(例如，小波血管造影)提取的心搏频率血管造影现象(例如，并且尤其是相位信息)允许以减小的空间失配误差进行重建。
从2D角度来看，三维中的不同血管在二维重建中可能出现重叠。如果两个交叉结构(血管)相对于AP投影和横向投影具有相同的SI坐标，在使用心脏现象变换进行处理之后具有不同的脉搏波相位，则这些结构不太可能表示相同的血管结构(例如，血管)。
另一方面，如果这两个结构共享相同的脉搏波相位，则这些结构可能表示相同的血管结构。基于这些技术，可以通过使用心搏频率处的相位信息或生理相干性来获取3D空间重建，以增强来自双平面投影的结构的空间匹配。在一些方面，保留具有相同脉搏相位的相交部分，而不保留具有不同相位的其他相交部分。因此，当从二维图像重建3D对象时，基于血管中同步脉搏的存在，血管脉搏波可以被用于在不同定向处获取的不同图像中标识血管。
获取并记录常规双平面血管造影以及心搏参考信号。心搏现象变换应用于每个序列的图像投影以产生两个3D(2D空间和时间)时空重建。每个数据元素(体素)是具有实部和虚部的复值数据，其可以以极坐标形式表示，其中幅度表示该体素处的心搏频率作用的强度，并且相位表示其在心搏循环中的相对位置。
本文所提供的示例参考单个时间点处的双平面相干断层成像。然而，本技术可以被扩展为通过处理一序列的3D(2D和时间)图像投影并聚合结果以生成4D(3D和时间)双平面相干断层扫描来产生4D双平面相干断层扫描。
每个投影由血管造影设备获取作为一序列的2D空间图像。可以定位AP投影和横向投影，使得每个投影的SI维度被定位在垂直轴上。根据本技术，通过将一个或多个投影转置/移位到3D空间体积的表面上来创建3D空间体积(例如，如图5所示的立方体)，其中3D空间体积最初为空的。
在各方面，每个图像投影(平面)沿轴以固定间隔复制。例如，沿横向轴复制AP投影，沿AP轴复制横向投影。复制的图像的部分在体积空间中相交，并且本技术允许确定哪些相交是相同的血管并且哪些是不同的血管。对于每个体素，确定相干性值。针对关于SI维度相交的点，针对给定横向坐标位置处的AP投影中的给定像素，其复共轭乘以横向投影中的所有AP位置，并且在每个体素位置处存储乘积，该乘积是复数(相干性度量)。图5示出了沿横向维度复制的示例AP体素。(虽然未示出，也会沿AP维度复制横向像素。)
通过所有SI、AP和横向坐标位置进行迭代会导致由体素填充最初的空的体积。在一些方面，具有小于阈值的相干值的体素被视为透明或丢弃。具有较大相干性值的体素被视为相同的血管，并且可以利用作为亮度的复数幅度和作为相位的色调进行渲染。
处理操作的相关部分如下所示。首先，将数据读入存储器，其中数据包括被处理以生成心搏频率血管造影现象的3D(2D图像投影和时间)。在一些方面，数据可以以HDF 5文件格式或任何其他合适的文件格式存储。
在一些情况下，可能期望将复值数据分开存储为实数和虚数。在该情况下，可以从两个文件中的每个文件读取数据，并逐像素地组合成单个复数：
维度[双平面＝导入[双平面文件名称,{"数据集",{"平面1","平面2"}}]/.关联[规则["Re",r_],规则["Im",i_]]：→复数[r,i]]
在一些方面，可以使用分位数信息来分析数据，以了解数据的频率和幅度方面。该信息可以用于指导3D重建的空间数据的渲染，例如，如果需要，允许使用滤波、缩放或其他归一化技术。
根据需要对图像投影进行转置，以对准SI维度(或其他合适的维度)，并允许AP和横向维度保持正交，如图5所示。一旦对准，每个图像投影将沿其他正交空间维度以预定间隔复制。因此，沿横向轴复制AP图像投影，并且沿AP轴复制横向图像投影。在各方面，用于复制和转置图像投影的命令包括：
维度[vol2＝转置[常数阵列[双平面[[2]],nelem],1<->3]]
在某些情况下，第一投影的SI维度可能不与第二投影的SI维度对准，并且第一位置或第二位置可能需要被移位，使得每个投影的解剖特征对准。如果双平面臂未完美地校准或牢固地固定，则可能发生这种情况。本技术包括确定对准的量度，以及将图像投影移位合适的量以将对准最大化。
为了确定血管是否相交，可以确定相干性的量度。在一些方面，可以设置截止值，诸如阈值(例如，绝对值小于.89)。落入此范围内的体素(低相干性)被设置为0值。在该情况下，可以使用的数学函数为：
维度[cvol＝映射线程[相关复数[#1,#2]&,
{旋转右[vol1/.q_复数/；绝对值[q]<1.→复数[0.,0.],{0,移位,0}],
vol2/.q_复数/；绝对值s[q]<.89→复数[0.,0.]},3]]]＝{128,128,128}其中相关性函数为：
相关复数[a_复数,b_复数]:＝块[{幅度,相位},
幅度＝最大[Dot[ReIm[a],ReIm[b]],0.]；
相位＝Arg[Mean[{a,b}]]；
复数[幅度*Cos[相位],幅度*Sin[相位]]]
在其他方面，可以创建复值图像的3D空间堆叠，其中每个像素具有与心搏频率幅度相对应的亮度和与心搏频率相位相对应的色调。
维度[cimgvol＝复值图像/@(cvol[[10；；110,10；；110,10；；110]])]]＝{101}
图像3D[cimgvol]
输出如图6所示，图6是经重建的双平面血管造影数据的3D渲染。
图7示出了用于基于双平面血管造影数据生成3D重建的高级操作。在操作710处，获取血管造影数据，其中血管造影数据包括在相同时间点处获取的3D对象的两个序列的2D图像投影，其中以比心搏频率更快的频率获取序列。在操作720处，独立地处理每个序列以获取时空心搏频率现象。在操作730处，在逐帧的基础上(时域对准)，将第一投影和第二投影定位在彼此正交的体积空间中。第一序列沿与第二投影正交的第一轴投影，并且第二序列沿与第一投影正交的第二轴投影，其中第一序列和第二序列共享公共第三轴。在操作740处，针对在体积空间中相交的体素，对体素进行滤波，使得具有大于阈值的相干性值的体素被保留。在操作750处，基于经滤波的体素生成时空心搏频率现象的3D重建。
这些技术提供了生成3D空间心脏血管造影片的能力，这是使用常规心脏成像技术无法实现的特征。附加地，本技术与双平面血管造影机器兼容。不使用双平面机器来执行常规血管造影(单平面心脏血管造影)，并且本技术提供了心脏血管造影片成像的改进。
本技术提供了在单个2D切片和3D中使生理相干性(包括血管脉搏波)可视化的能力。此外，本技术可以被用于对3D结构(诸如脑室)上以3D维度示出血管脉搏的分布，或示出跳动的心脏的肌肉上的血管脉搏。
参考图8A-图8C，示出了x射线系统28，该x射线系统28可以被用于(诸如经由荧光血管造影)以比心率更快的频率来获取血管造影片。如前所述，在获取血管造影时，将化学造影剂注射到患者体内，从而允许x射线系统捕获图像投影作为二维图像投影。血管造影研究或血管造影数据包括一系列的这些二维投影图像(例如，根据时间)，其中以比心搏频率更快的频率获取血管造影图像帧以允许将心搏频率现象时空重建为，例如，心脏空间血管造影片。
如图8A所示，旋转x射线系统28的特征在于具有C形臂30的机架，该C形臂30在其端部中的一端承载x射线源组件32，并且在该C形臂的另一端承载x射线检测器阵列组件34。机架使得x射线源32和检测器34能够围绕放置在工作台36上的患者以不同的位置和角度定向，同时使得医生能够接近患者。机架包括基座38，该基座38具有在工作台36下方延伸的水平支腿40，以及在水平支腿40的端部朝上延伸的垂直支腿42，该水平支腿40与工作台36隔开。支撑臂44可旋转地固定到垂直支腿42的上端以用于围绕水平枢轴46旋转。
枢轴46与工作台36的中心线对准，并且臂44从枢轴46径向朝外延伸以在其外端上支撑C形臂驱动组件47。C形臂30可滑动地固定到驱动组件47并且与驱动电机(未示出)耦合，该驱动电机使C形臂30滑动以使其围绕C轴48旋转，如箭头50所指示的。枢轴46和C轴48在位于工作台36上方的等中心56处彼此相交，并且彼此垂直。
x射线源组件32安装在C形臂30的一端，检测器阵列组件34安装在其另一端。x射线源32发射指向检测器阵列34的x射线束。组件32和34均径向朝内延伸到枢轴46，使得该光束的中心射线穿过系统等中心56。因此，在从放置在工作台36上的受试者获取x射线衰减数据期间，可以围绕枢轴46或C轴48或两者围绕系统等中心旋转光束的中心射线。
x射线源组件32包含x射线源，该x射线源在通电时发射x射线光束。中心射线穿过系统等中心56，并撞击容纳在检测器组件34中的二维平板数字检测器58。检测器58可以是例如，检测器元件的2048×2048元件二维阵列。每个元件产生表示撞击x射线的强度的电信号，从而表示x射线通过患者时的衰减。在扫描期间，x射线源组件32和检测器阵列组件34围绕系统等中心56旋转，以从不同角度获取x射线衰减投影数据。检测器阵列能够每秒获取至少约50个或更多个投影或视图，这是确定在规定扫描路径和速度下可以获取多少投影或视图的限制因素。
参考图8B，组件32和34的旋转以及x射线源的操作由x射线系统的控制机构60管理。控制机构60包括向x射线源32提供电源和定时信号的x射线控制器62。控制机构60中的数据获取系统(DAS)64从检测器元件采样数据，并将数据传递给图像重建器65。图像重建器65从DAS 64接收数字化x射线数据，并根据本公开的方法执行高速图像重建。重建的图像被用作计算机66的输入，该计算机66将图像存储在大容量存储设备69中或进一步处理对象。
控制机构60还包括机架电机控制器67和C轴电机控制器68。响应于来自计算机66的运动命令，电机控制器67和68向x射线系统中的电机提供电源，该电机产生关于各个枢轴46和C轴48的旋转。计算机66还经由具有键盘和其他可手动操作控制装置的控制台70从操作者接收命令和扫描参数。相关联的显示器72允许操作者观察来自计算机66的重建的图像和其他数据。操作者提供的命令由计算机66在存储程序的指导下使用，以向DAS64、x射线控制器62以及电机控制器67和68提供控制信号和信息。此外，计算机66操作工作台电机控制器74，该工作台电机控制器74控制电动工作台36以相对于系统等中心56来定位患者。
参考图8C，示出了具有两个x射线探测器阵列组件34和两个x射线源组件32的双平面血管造影设备。该设备可以与本文引用的双平面血管造影片设备的实施例一起使用。该设备可以以与图8A和图8B中的设备类似的方式操作。在一些方面，双平面血管造影设备可以在相同时间点处沿不同轴获取图像。
现在参考图9，示出了根据本发明的实施例的可以与图8A-图8C的旋转x射线系统28一起使用的计算机系统或信息处理设备80的框图，该计算机系统或信息处理设备80用于提取心搏频率现象并使用心搏频率处的血管造影相干性来将重建的时空心搏频率现象的分开的投影同步和/或从重建的时空心搏频率现象的多个较低维度同步投影重建时空心搏频率现象的较高维度影像表示。
图9是根据本公开中的技术所编程的通用计算机系统80或用于本文所提供的实施例的特定信息处理设备的图示，并且并不旨在限制本文所公开的主题的范围。本领域的普通技术人员将认识到仍在本公开的范围和等效物内的计算机系统80的其他变型、修改和替代方案。
在一个实施例中，计算机系统80包括监视器82、计算机84(其包括(多个)处理器86、总线子系统88、存储器子系统90和盘子系统92)、用户输出设备94、用户输入设备96和通信接口98。监视器82可以包括被配置为生成信息的可视表示或显示的硬件和/或软件元件。监视器82的一些示例可以包括熟悉的显示设备，诸如电视监视器、阴极射线管(CRT)、液晶显示器(LCD)等。在一些实施例中，监视器82可以提供输入接口，诸如结合触摸屏技术。
计算机84可以包括熟悉的计算机部件，诸如一个或多个中央处理单元(CPU)、存储器或存储设备、图形处理单元(GPU)、通信系统、接口卡等。如图9所示，计算机84可以包括一个或多个处理器86，该一个或多个处理器86经由总线子系统88与多个外围设备通信。(多个)处理器86可以包括市售的中央处理单元等。总线子系统88可以包括用于使计算机84的各种部件和子系统彼此按照预期通信的机构。尽管总线子系统88示意性地示出为单个总线，但总线子系统的替代实施例可以利用多个总线子系统。与(多个)处理器86通信的外围设备可以包括存储器子系统90、盘子系统92、用户输出设备94、用户输入设备96、通信接口98等。
存储器子系统90和盘子系统92是被配置为存储数据的物理存储介质的示例。存储器子系统90可以包括多个存储器，该多个存储器包括用于在程序执行期间对程序代码、指令和数据进行易失性存储的随机存取存储器(RAM)，以及存储固定程序代码、指令和数据的只读存储器(ROM)。盘子系统92可以包括为程序和数据提供永久(非易失性)存储的多个文件存储系统。其他类型的物理存储介质包括软盘、移动硬盘、光学存储介质(诸如CD-ROM、DVD和条形码)、半导体存储器，诸如闪存、只读存储器(ROM)、电池支持的易失性存储器、网络存储设备等。
存储器子系统90和盘子系统92可以被配置为存储提供本文所讨论的技术的功能或特征的编程和数据构造。当由(多个)处理器86执行时实现或以其他方式提供功能的软件代码模块和/或处理器指令可以存储在存储器子系统90和盘子系统92中。
用户输入设备94可以包括被配置为接收来自用户的输入以供计算机系统80的部件进行处理的硬件和/或软件元件。用户输入设备可以包括用于向计算机系统84输入信息的所有可能类型的设备和机构。这些可以包括键盘、小键盘、触摸屏、并入显示器的触摸界面、音频输入设备(诸如麦克风和语音识别系统)以及其他类型的输入设备。在各种实施例中，用户输入设备94可以被实现为计算机鼠标、轨迹球、跟踪板、操纵杆、无线遥控器、绘图板、语音命令系统、眼睛跟踪系统等。在一些实施例中，用户输入设备94被配置为允许用户经由命令、动作或手势(诸如点击按钮等)选择监视器82上可能出现的对象、图标、文本等或以其他方式与监视器82上可能出现的对象、图标、文本等交互。
用户输出设备96可以包括被配置为从计算机系统80的部件向用户输出信息的硬件和/或软件元件。用户输出设备可以包括用于从计算机84输出信息的所有可能类型的设备和机构。这些可以包括显示器(例如，监视器82)、打印机、触摸或力反馈设备、音频输出设备等。
通信接口98可以包括被配置为提供与其他设备的单向或双向通信的硬件和/或软件元件。例如，通信接口98可以(诸如经由互联网连接)提供计算机84与其他通信网络和设备之间的接口。
图9表示能够体现本发明的实施例的计算机系统。对于本领域的普通技术人员显而易见的是，许多其他硬件和软件配置适合与本发明一起使用。例如，计算机可以是台式、便携式、机架安装或平板电脑配置。附加地，计算机可以是一系列联网计算机。在其他实施例中，上述技术可以在芯片或辅助处理板上实现。
由此可见，在从前面的描述中显而易见的那些对象中，上文阐述的对象是有效获得的并且因为在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以在实施上述方法和(多个)构造中进行某些改变，旨在将上述描述中包含的以及附图中示出的所有内容解释为说明性的，而不是限制性的。
以下权利要求旨在涵盖本文所描述的本发明的对象的所有通用和特定特征，并且其范围的作为语言问题的所有陈述可以说介于两者之间。

Claims (18)

1.一种用于从重建的时空心搏频率现象的多个较低维度同步投影重建时空心搏频率现象的较高维度影像表示的方法，使用血管造影现象的时空重建中的心搏频率的生理相干性和用于对所述投影操作的复值方法执行所述重建。
2.一种用于从使用血管造影获取的多个较低维度的图像投影重建时空心搏频率现象的较高维度的空间表示的方法，包括：
以比心搏频率更快的频率获取对象的多个序列的图像投影；
独立地处理所述多个序列中的每个序列以获取与心搏频率血管造影现象相对应的多个序列；
使用生理相干性使与心搏频率血管造影现象相对应的所述多个序列同步；以及
利用复值方法处理经同步的多个序列，以生成所述心搏频率血管造影现象的较高级的空间重建。
3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述复值方法是逆彭罗斯(Penrose)变换。
4.如权利要求2所述的方法，其特征在于，所述序列包括稀疏数据。
5.如权利要求4所述的方法，其特征在于，插值用于增强所述稀疏数据的处理。
6.如权利要求2所述的方法，其特征在于，血管造影的类型包括平行光束几何、扇形光束几何或锥形光束几何。
7.如权利要求2所述的方法，其特征在于，关于索引源获取所述多个序列。
8.如权利要求7所述的方法，其特征在于，所述索引源是从生理标记、脉搏血氧计、心电图或颅内压波形获取的。
9.如权利要求2所述的方法，其特征在于：
从多个2D图像投影生成3D重建，或
从多个1D图像投影生成2D重建。
10.一种用于使在每个分开的投影中的移动血管脉搏波同步的方法，所述方法包括使用心搏频率的血管造影相干性来使经重建的时空心搏频率现象的分开的投影同步。
11.一种用于从双平面数据重建心搏频率血管造影现象的较高维度表示的方法，包括：
获取血管造影数据，其中所述血管造影数据包括在相同时间点处获取的3D对象的两个序列的2D图像投影，其中以比心搏频率更快的频率获取所述序列；
独立处理每个序列以获取时空心搏频率现象；
在逐帧的基础上，在体积空间中彼此正交地定位第一投影和第二投影，并且沿第一轴投影所述第一投影并沿第二轴投影所述第二投影；
对于相交的体素，对所述体素进行滤波，使得具有大于阈值的相干性值的体素被保留；
基于经滤波的体素生成所述时空心搏频率现象的3D重建。
12.如权利要求11所述的方法，包括：使第一序列移位以相对于SI维度将所述第一序列与第二序列对准。
13.如权利要求11所述的方法，其特征在于，滤波进一步包括丢弃具有小于阈值的相干性值的体素。
14.如权利要求11所述的方法，包括：将第一序列的图像投影或/和第二序列的图像投影转置，以便在3D空间中使所述第一序列和所述第二序列对准。
15.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述相干值设置在指示相交体素对应于相同血管的阈值处。
16.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述第一轴和所述第二轴彼此正交。
17.一种用于血管造影的计算机系统，包括：
一个或多个计算机处理器；
一个或多个计算机可读存储介质；
存储在所述一个或多个计算机可读存储介质上的程序指令，所述程序指令用于由所述一个或多个计算机处理器中的至少一个处理器执行，所述程序指令包括可执行指令以执行如权利要求1-16中任一项或多项所述的方法。
18.一种用于血管造影的计算机程序产品，包括计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质具有利用所述计算机可读存储介质体现的程序指令，所述程序指令能够由计算机执行，以使得所述计算机处理指令以执行如权利要求1-16中任一项或多项所述的方法。
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