用於四維血管造影和螢光透視的系統和方法
2023-06-13 13:57:31 1
用於四維血管造影和螢光透視的系統和方法
【專利摘要】一種通過將來自2D醫療圖像的時間序列的時間信息輸入到對象的3D圖像來產生該對象的時間分辨的3D醫療圖像的方法。一般來說，通過下述步驟來實現：利用醫療成像系統獲取圖像數據；根據所獲取的圖像數據的至少一部分產生ROI的2D圖像的時間序列；根據所獲取的圖像數據重建基本不具有時間解析度的3D圖像；以及將所述2D圖像的時間序列與所述3D圖像選擇性結合。選擇性結合通常包括：將所述2D圖像的時間序列的幀與所述3D圖像配準；將來自所述2D圖像幀的像素值投影「入」所述3D圖像；以及對於所述2D圖像的時間序列的每個幀，用所述投影的像素值加權所述3D圖像。
【專利說明】用於四維血管造影和螢光透視的系統和方法
[0001]相關申請的交叉引用
[0002]本申請要求2011年6月15日提交的題為「SYSTEM AND METHOD FOR FOURDIMENSIONAL ANGIOGRAPHY AND FLUOROSCOPY」 的第 61/497392 號美國臨時專利申請的權益，該美國臨時專利申請的全部內容以引用的方式併入本文。
[0003]本申請與2010年I月22日提交的題為「SYSTEM AND METHOD FOR FOURDIMENSIONAL ANGIOGRAPHY AND FLUOROSCOPY」 的第 12/692，340 號美國專利申請相關，該第12/692，340號美國專利申請是2009年8月17日提交的題為「SYSTEM AND METHOD OFTIME-RESOLVED, THREE-DIMENSIONAL ANGIOGRAPHY」 的第 12/542，376 號美國專利申請的部分繼續申請,上述各個申請的全部內容以引用的方式併入本文。
[0004]本申請還與2010年8月16日提交的題為「SYSTEM AND METHOD FOR FOURDIMENSIONAL ANGIOGRAPHY AND FLUOROSCOPY」的PCT 申請PCT/US2010/045637相關，該PCT申請的全部內容以引用的方式併入本文。
【背景技術】
[0005]以下描述用於幫助讀者理解。所提供的信息或者引用的參考文獻均不認為是現有技術。
[0006]本公開涉及血管造影，更具體地，本發明涉及用於產生時間分辨的、三維(因此形成四維)血管造影和螢光透視圖像的系統和方法。
[0007]自從Moniz在1927年最初以頸動脈直接穿孔引入血管造影以來，不斷進行各種嘗試以開發提供脈管系統的診斷圖像的血管造影技術而同時減少與該治療相關的侵入。數十年來，圖像的後處理主要局限於使用膠片減影技術。最初的血管造影技術包括直接動脈穿孔並且操作針管，通過該針管注入造影介質。這些做法與大量嚴重併發症的發生有關。允許使用單一導管研究多個動脈區段的經皮技術的發展減少了但是無法消除這些不利情形。在二十世紀七十年代後期，基於實時數字處理設備開發出一種稱為數字減影血管造影(下文稱為「DSA」)的技術。由於數字處理的優勢，最初希望可以始終利用靜脈內(下文稱為「IV」)注射造影介質來執行DSA，由此減少與直接動脈內(下文稱為「IA」)注射相關的不適感和併發症的發生。
[0008]然而，很快發現IV-DSA技術受到欠佳的視角和血管重疊造成的問題的制約，這只能通過重複注射來減輕。儘管如此，這些因素仍然是有問題的，除非能定義出避免相關血管結構重疊的投影。在使用雙平面獲取時，出現了類似的問題。而且，因為與造影介質的IV注射相關的信號數量有限，在充足心輸出量和最小量的患者運動的條件下才能最好地進行IV-DSA。IV-DSA因此被結合了類似數字處理與標準IA血管造影檢查的技術所取代。雖然如此，由於DSA可以顯著減少進行血管造影檢查所需的時間和所需造影介質的數量，所以其有效性使與血管造影相關的不利情形得以顯著減少。由於在硬體和軟體兩方面的穩步發展，DSA現在可以以二維(下文稱為「2D」)和旋轉三維(下文稱為「3D」)兩種形式對脈管系統進行精確的描繪。3D-DSA已經成為對患有各種中樞神經系統血管疾病的患者進行診斷和管理的重要組成部分。
[0009]目前在X射線血管造影設備時間分辨能力方面的限制要求在大約5秒的最少時間內實現旋轉獲取。即使對獲取進行完美的定時以便在旋轉開始時使動脈結構變得完全不透明，但是到旋轉結束幾乎總是存在一些靜脈結構填充。僅能通過閾值處理使得與動脈結構相比包含較低濃度造影介質的靜脈結構不再顯現在圖像中來獲得「純」動脈解剖圖像的顯示。這種限制是使對正常和異常血管結構的尺寸進行精確測量變得極其困難的重要因素。目前基於DSA的技術並不在重建的3D-DSA體積中描繪填充物的時間序列。
[0010]近年來，傳統的DSA的競爭已經以計算X射線斷層攝影術血管造影(下文稱為「CTA」)和磁共振血管造影(下文稱為「MRA」)的形式出現。CTA提供高空間解析度，但它不是時間分辨的，除非成像體積受到嚴格限制。由於顱底骨骼導致的假象和變得不透明的靜脈結構對動脈圖像的汙染，CTA還局限於獨立的診斷方式。此外，CTA不具有引導或監控微創血管內介入的作用。在MRA的空間解析度質量和時間解析度質量兩方面已經取得了顯著的進步。目前，釓增強的時間分辨MRA (下文稱為「TRICKS」)被廣泛認為是用於時間分辨MRA的主要臨床標準。TRICKS能夠實現大約IOmm3的體素尺寸以及大約10秒的時間解析度。諸如違反奈奎斯特定理接近1000倍的HYBRID HYPR MRA技術之類的進步，可以為圖像提供在僅低於I秒的幀時間內的亞毫米的各向同性的解析度。雖然如此，MRA的空間解析度和時間解析度並不適合所有成像情況，並且其成本較高。
[0011]在對顱內脈管系統的小尺寸且卷繞的路線進行成像時，現有血管造影方法的缺點尤為普遍。利用傳統的DSA，難於或者不可能在不重疊相鄰血管的情形下對這些結構進行成像和顯示。當將幾何形狀複雜的異常結構(例如，動脈瘤)可視化時，或者當存在異常快速或慢速的血流(例如,血管畸形或缺血性中風)時,這一問題更加複雜。隨著越來越多地利用微創血管腔內技術治療腦血管疾病，在這種治療依賴於使血管結構可見的成像技術的情形下，開發允許清晰限定出血管解剖結構和流型的成像方法變得更加重要。此類信息正成為治療前的規劃和介入治 療的引導兩者的先決條件。例如，血管疾病的血管內治療可能要求精確引導穿過大腦和脊髓的細小蜿蜒血管。目前，這涉及在通常的治療期間必須「重置」許多次的路線圖的使用。實際上，在給定的治療期間，進行15至20次重置並不罕見。這不僅使用了大量造影介質，而且血栓栓塞併發症的風險也隨著每次注射而升高。
[0012]因此，希望能有一種系統和方法，用於產生脈管系統的時間分辨、3D圖像，相對於現有可能的圖像，其具有改善的空間解析度和時間解析度。該方法將允許動脈脈管系統區別於靜脈脈管系統，進而允許在當前進行IA注射的情況下使用造影介質的IV注射。這也將允許以動態序列方式觀察3D體積，使得對血管疾病的理解得到改善，以及為在介入治療中使用的更精確和通用的路線圖提供基礎。
【發明內容】
[0013]本發明通過提供一種系統和方法來克服上述缺陷，所述系統和方法用於通過將來自單獨獲取的2D圖像的時間序列的時間信息輸入到靜態3D旋轉DSA圖像中或者，在優選實施例中，通過利用2D投影圖像(根據該2D投影圖像形成所述3D旋轉DSA圖像)提供的固有時間信息，產生對象的具有高時間解析度和優異空間解析度的時間分辨的、3D醫療圖像的詳細序列。在優選方法中，利用醫療成像系統和單次造影劑注射獲取來自對象的圖像數據，以產生2D圖像的時間序列，由此，根據所獲取的由2D角度投影組成的圖像數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的3D圖像。所述方法還包括通過將基本不具有時間解析度的3D圖像與2D圖像的時間序列選擇性結合來產生對象的時間分辨的3D圖像序列。所述優選方法可以利用由單一X射線源和檢測器陣列構成的系統來實施。在所述優選方法中，時間序列中每一幅圖像的信噪比基本上與單一的3D圖像的信噪比相同。在所述優選方法中，已經發現成對的投影可以隔開大約60度的角度。除此之外，時間特性(timebehavior)由較早的投影所決定，而第二次投影主要用於去除在乘法處理中可能出現的潛在模糊。在較大角度處的投影中的靜脈信號被調整為零，因為它們不存在於早期的幀中。總體時間幀通常形成為兩個乘積的平方根，所述兩個乘積一第一幀投影和3D體積的乘積和第二投影與3D體積的乘積。
[0014]在一個實施例中，提供了一種方法，用於通過在第一次獲取中從對象感興趣的區域(下文稱為「R0I」)獲取時間分辨的圖像數據，然後根據第一次獲取中獲得的圖像數據產生2D圖像的時間序列，由此產生所述對象的時間分辨的3D圖像，其中所述第一次獲取在造影劑丸經過ROI的時間段內進行。所述方法還包括:在第二次獲取中從ROI獲取圖像數據，根據在所述第二次獲取中獲得的圖像數據重建基本不具有時間解析度的3D圖像，並通過將2D圖像的時間序列與基本不具有時間解析度的3D圖像選擇性結合來產生所述對象的時間分辨的3D圖像。在該方法中，可以利用單一平面或雙平面X射線系統來實施第一次獲取。同樣，所述方法包括將單一 3D圖像的信噪比轉移到單獨的時間幀中。這通過在乘以3D體積之前對投影數據進行卷積來實現。
[0015]在另一實施例中，提供了一種方法，該方法通過利用旋轉獲取在選定時間範圍內獲取對象上感興趣的區域(ROI)的投影視圖，而在所述選定時間段的一部分期間造影劑丸經過所述R0I，由此產生該對象的時間分辨的3D圖像。同樣，所述方法包括根據在造影劑丸經過ROI的部分所述選定時間段期間獲得的投影視圖產生ROI的2D圖像時間序列。所述方法還包括:根據所獲取的基本上全部投影視圖重建所述ROI的基本不具有時間解析度的3D圖像，並通過將所述2D圖像 的時間序列與所述不具有時間解析度的3D圖像選擇性結合來產生對象的時間分辨的3D圖像。
[0016]所述方法還包括在諸如導管和線圈之類的IV設備上進行3D時間分辨的追蹤。該過程包括使用在一個或者優選兩個同時投影中獲得的所述設備的2D投影圖像的減影序列，並將該信息嵌入3D旋轉數據集中，以便所述設備的位置可以在不轉動源或檢測器系統的情形下從任何角度顯示出來。在優選實施過程中，根據來自兩個同時投影視圖的時間導數信息處理前進設備的各區段。使所述信息乘法相關，以便在任意時間點，所述設備的前緣的當前位置可以被識別並且可以區別於它先前的位置。這在設備可能盤繞由此在血管腔中可能佔據多個位置的實例中是重要的。優選方法包括產生所述設備的歷史路徑，該歷史路徑是所述乘法相關處理所識別的全部先前的即時信號的總和。對於在僅具有單一源/單一檢測器系統的系統中的應用，不會在血管腔中導致多個實例的前進設備可以利用單一視圖的、時間依賴的投影來進行描繪，並且在正交視圖中沿著血管的中心線來顯示所述設備。
[0017]另一實施例包括部分濾波反投影重建，其採用一個或多個角度扇區，所述扇區提供加權圖像，該加權圖像乘進靜態3D旋轉血管數據集中。這更好地逼近血管內組織的時間依賴的灌注。對於單一源/單一檢測器系統，利用由若干相鄰投影構成的單一角度扇區產生濾波反投影。對於雙平面系統，可以採用隔開大約90度的兩個扇區。為了消除時間依賴的血管行為的影響，在投影的組織分量與靜態3D數據集的組織分量相乘之前，可以將血管分段。
[0018]在一個方面中，公開了一種方法，其包括利用醫療成像系統從對象獲取圖像數據，根據所獲取的圖像數據的至少一部分產生二維圖像的時間序列，以及根據所獲取的圖像數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的三維圖像。所述方法還包括通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的時間序列選擇性結合來產生該對象的時間分辨的三維圖像。
[0019]本發明的另一方面包括一種方法，所述方法用於通過在第一次獲取中從對象上感興趣的區域(ROI)獲取時間分辨的圖像數據，並根據所述第一次獲取中獲得的圖像數據產生二維圖像的時間序列，由此產生所述對象的時間分辨的三維圖像，所述第一次獲取在造影劑丸經過所述ROI的時間段內執行。所述方法還包括:在第二次獲取中從所述ROI獲取圖像數據，根據在所述第二次獲取中獲得的圖像數據重建基本不具有時間解析度的三維圖像，以及通過將所述二維圖像的時間序列與所述基本不具有時間解析度的三維圖像選擇性結合來產生所述對象的時間分辨的三維圖像。在該方法中，所述第一次獲取可以利用單一平面或雙平面X射線系統來實現。
[0020]在另一方面中，提供了一種方法，所述方法用於通過利用旋轉獲取在選定時間段範圍內獲取對象上感興趣的區域(ROI)的投影視圖，而在該選定時間段的一部分期間造影劑丸經過所述R0I，由此產生所述對象的時間分辨的三維圖像。所述方法還包括:根據在造影劑丸經過ROI的部分所述選定時間段期間獲取的投影視圖產生所述ROI的二維圖像的時間序列。所述方法還包括:根據所獲取的基本上全部投影視圖重建所述ROI的基本不具有時間解析度的三維圖像並且通過將所述二維圖像的時間序列與所述不具有時間解析度的三維圖像結合來產生所述對象的時間分辨的三維圖像。
[0021 ] 在一個方面中，公開了一種用於產生對象的時間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括:在單次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取圖像投影數據，所述醫療成像系統包括單一源/單一檢測器系統；根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分產生二維圖像的時間序列；根據所獲取`的圖像投影數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的三維圖像；以及通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的時間序列結合來產生時間分辨的三維圖像，所述時間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數據的信噪比更高的信噪比。
[0022]在一些實施例中，在單次造影劑注射期間，通過從造影劑到達之後獲取的時間序列的幀中減去造影劑到達前獲取的時間序列的一個時間幀和時間序列的時間幀的平均值中的至少一者，產生減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列。
[0023]一些實施例包括:將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列配準；利用二維圖像空間核對所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列進行卷積；在垂直於所述二維圖像的時間序列的平面的方向上，將所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列中的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應像素的直線進行投影；以及對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述投影的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0024]在一些實施例中，通過對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述投影的值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與成像區域中不希望的血管結構對應的信號調整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列基本上不存在與所述成像區域中不希望的血管結構對應的信號。
[0025]在一些實施例中，與三維圖像相乘以額外的角度重複。在一些實施例中，最終圖像是在η個角度相乘的乘積的η次方根。
[0026]當在投影中發生血管重疊時，使用投影和獨立於時間的3D體積的多個角度相乘得到的最小血管值是有用的。對於每次相乘，通常採用平方根。對於任何體素，在所用的多個(例如，兩個或更多)投影角度處獲得的該平方根的最小值被採用以提供體素值的最佳估計。
[0027]在一些實施例中，最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值。
[0028]在一些實施例中，對於每個時間幀，通過逐個體素確定最小值。在一些實施例中，對於每個時間幀，通過在兩個或更多角度處相乘所獲得的每個圖像估計包括基本不具有時間解析度的三維圖像與在兩個或更多角度中的相應角度處的投影的乘積的平方根。
[0029]一些實施例包括:對於時間分辨的三維圖像，計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線；在 至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及，對於對應於該異常的體素，在多個投影角度上平均體素強度。一些實施例包括將依賴空間的時間濾波器施加到時間分辨的三維圖像。
[0030]一些實施例包括:為所述時間分辨的三維圖像的每個體素確定時間參數，其中所述時間參數是平均通過時間和達部分峰值時間(time-to-fractional peak)中的至少一者。
[0031]在一些實施例中，確定時間參數包括:基於所述時間參數從所述時間分辨的三維圖像中去除陰影假象。
[0032]在一些實施例中，確定時間參數包括:將所述時間參數的顏色編碼的顯示疊加在所述時間分辨的三維圖像和根據所述基本不具有時間解析度的三維圖像產生的血容量圖像中的至少一者上。
[0033]在一些實施例中，在單一源/單一檢測器系統的源檢測器機架的固定位置獲取所述圖像投影數據，直到注射的造影劑在視場中被檢測到並且產生適當的動脈與靜脈對比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對比度的三維旋轉數據集，由此源檢測器機架開始轉動。
[0034]在一些實施例中，在獲取所述三維旋轉數據集的最終角度處獲取額外的時間分辨的流出物投影數據，並且用於產生三維的時間分辨的流出物容量。
[0035]在一些實施例中，所述單次造影劑注射是動脈內注射和靜脈內注射中的一者。
[0036]在一個方面中，公開了一種方法用於產生對象的時間分辨的三維圖像，所述方法包括:在多個源-檢測器方向獲得的多次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取圖像投影數據，所述醫療成像系統包括單一源/單一檢測器陣列；以及在所述多個源-檢測器方向根據所獲取的圖像投影數據產生減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列。
[0037]在一些實施例中，所述圖像投影數據是在所述多次造影劑注射的其中一次注射期間以多個旋轉角度獲取的。
[0038]在一些實施例中，根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分重建基本上不具有時間解析度的三維圖像。
[0039]一些實施例包括:通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列選擇性結合，產生信噪比基本高於所述獲得的圖像投影數據的信噪比的時間分辨的三維圖像。
[0040]在一些實施例中，通過對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的投影值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與成像區域中不希望的血管結構對應的信號調整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列基本上不存在與所述成像區域中不希望的血管結構對應的信號。
[0041]在一些實施例中，與三維圖像相乘在額外的角度重複。在一些實施例中，最終圖像是在η個角度相乘的乘積的η次方根。
[0042]當在投影中發生血管重疊時，使用投影和獨立於時間的3D體積的多個角度相乘得到的最小血管值是有用的。對於每次相乘，通常採用平方根。對於任何體素，在所用的多個(例如，兩個或更多)投影角度處獲得的該平方根的最小值被採用以提供體素值的最佳估計。
[0043]在一些實施例中，最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值。
[0044]在一些實施例中，對於每個時間幀，通過基於逐個體素確定最小值。在一些實施例中，對於每個時間幀，通過在兩個或更多角度處相乘所獲得的每個圖像估計包括基本不具有時間解析度的三維圖像與在兩個或更多角度中的各個角度處的投影的乘積的平方根。
[0045]一些實施例包括:對於時間分辨的三維圖像計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線；在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及，對於對應於該異常的體素，在多個投影角度上平均體素強度。一些實施例包括將依賴空間的時間濾波器施加到時間分辨的三維圖像。
[0046]—些實施例包括:為所述時間分辨的三維圖像的每個體素確定時間參數，其中所述時間參數是平均通過時間和達部分峰值時間中的至少一者。在一些實施例中，確定時間參數包括:基於所述時間參數從所述時間分辨的三維圖像去除陰影假象。在一些實施例中，確定時間參數包括:將所述時間參數的顏色編碼的顯示疊加在所述時間分辨的三維圖像和根據所述基本不具有時間解析度的三維圖像所產生的血容量圖像中的至少一者上。
[0047]在一些實施例中，所述多次造影劑注射是動脈內注射和靜脈內注射中的一者。
[0048]在一個方面中，公開了一種方法，用於產生對象的時間分辨的三維圖像，所述方法包括:在單次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取圖像投影數據，所述醫療成像系統包括具有兩個單獨的源檢測器系統的 雙平面系統；根據以多個角度獲得的來自每個源檢測器系統的所述獲取的圖像投影數據的至少一部分產生減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列；根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的三維圖像；以及通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列選擇性結合，產生時間分辨的三維圖像，所述時間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數據的信噪比更高的信噪比。
[0049]一些實施例包括:將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與以多個角度獲得的所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列配準；利用二維空間核對所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列進行卷積；在垂直於所述二維圖像的時間序列的平面的方向上將所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列中的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應的像素的直線進行投影；以及對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0050]在一些實施例中，通過對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述投影的值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與成像區域中不希望的血管結構對應的信號調整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列基本上不存在與所述成像區域中不希望的血管結構對應的信號。
[0051]在一些實施例中，最終圖像是在η個角度相乘的乘積的η次方根。
[0052]當在投影中發生血管重疊時，使用投影和獨立於時間的3D體積的多個角度相乘得到的最小血管值是有用的。對於每次相乘，通常採用平方根。對於任何體素，在所用的多個(例如，兩個或更多)投影角度處獲得的該平方根的最小值被採用以提供體素值的最佳估計。
[0053]在一些實施例中，最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值。
[0054]在一些實施例中 ,對於每個時間幀,通過基於逐個體素確定最小值。在一些實施例中，對於每個時間幀，通過在兩個或更多角度處相乘所獲得的每個圖像估計包括基本不具有時間解析度的三維圖像與在兩個或更多角度中的各個角度處的投影的乘積的平方根。
[0055]一些實施例包括:對於時間分辨的三維圖像計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線；在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及，對於對應於該異常的體素，在多個投影角度上平均體素強度。一些實施例包括將依賴空間的時間濾波器施加到時間分辨的三維圖像。
[0056]一些實施例包括:為所述時間分辨的三維圖像的每個體素確定時間參數，其中所述時間參數是平均通過時間和達部分峰值時間中的至少一者。
[0057]在一些實施例中，確定時間參數包括:基於所述時間參數從所述時間分辨的三維圖像中去除陰影假象。
[0058]在一些實施例中，確定時間參數包括:將所述時間參數的顏色編碼的顯示疊加在所述時間分辨的三維圖像和根據所述基本不具有時間解析度的三維圖像所產生的血容量圖像中的至少一者上。
[0059]在一些實施例中，在相應的兩個源檢測器系統的兩個源檢測器機架的固定位置獲取圖像投影數據，直到注射的造影劑在視場中被檢測到並且產生適當的動脈和靜脈對比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對比度的三維旋轉數據集，由此所述兩個源檢測器機架中的至少一者開始轉動。
[0060]在一些實施例中，在獲取三維旋轉數據集的最終角度處獲取額外的時間分辨的流出物投影數據，並且用於產生三維的時間分辨的流出物容量。
[0061 ] 在一方面中，公開了一種方法，用於產生對象的時間分辨的三維圖像，所述方法包括:在第一次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取第一圖像投影數據，所述醫療成像系統包括具有兩個單獨的源檢測器系統的雙平面系統；根據來自每個源檢測器系統的所述獲取的第一圖像投影數據的至少一部分產生減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列；在第二次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取第二圖像投影數據；根據所述獲取的第二圖像投影數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的三維圖像；以及通過將基本不具有時間解析度的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列選擇性結合，產生時間分辨的三維圖像，所述時間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的第一圖像投影數據的信噪比更高的信噪比。
[0062]在一個方面中，公開了一種方法，用於產生對象的時間分辨的三維血管數據集圖像，所述方法包括:在單次造影劑注射和多次造影劑注射中的至少一種造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取部分角度濾波反投影圖像數據；在前進受限的角度範圍內根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分產生二維圖像的漸進時間序列；根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分重建基本上不具有時間解析度的三維圖像；以及通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的漸進時間序列選擇性結合，產生時間分辨的三維圖像，所述時間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數據的信噪比更高的信噪比，其中所述二維圖像的漸進時間序列用於加權並乘以所述基本不具有時間解析度的三維圖像，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0063]一些實施例包括:將所述二維圖像的漸進時間序列用於加權並乘以所述基本不具有時間解析度的三維圖像之前，應用閾值消除信號，以去除血管信息。
[0064]在一個方面中，公開了一種方法，用於在單平面螢光透視系統上，產生疊加在由四維DSA時間幀提供的三維血管路線圖上的介入設備的時間分辨的三維螢光透視圖像，所述方法包括:選擇用於血管路線圖的四維DSA時間幀；產生在單一源-檢測器機架角度處獲得的介入設備的螢光透視圖像的減影時間序列；通過將所述螢光透視圖像的減影時間序列乘以三維血管路線圖，將所述螢光透視圖像的減影時間序列結合到三維血管空間中；以及通過形成穿過所述結合的螢光透視圖像和三維血管路線圖的最大強度投影來從任意方向顯示疊加在三維血管路線圖中的螢光透視圖像的當前減影時間序列。在一些實施例中，在相乘射線的方向上，介入設備的位置基本位於接受檢查的對象的血管的中心。
[0065]在一個方面中，公開了一種方法，用於產生對象的時間分辨的三維圖像，所述方法包括下述步驟:a)利用醫療成像系統從所述對象獲取圖像數據；b)根據所獲取的圖像數據的至少一部分產生二維圖像的時間序列；c)根據所獲取的圖像數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的三維圖像；以及d)通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的時間序列選擇性結合，產生所述對象的時間分辨的三維圖像。
[0066]一些實施例包括步驟:d)i)將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與二維圖像的時間序列配準；d) ii)在垂直於所述二維圖像的時間序列的平面的方向上，將所述二維圖像的時間序列中每個像素的值沿著延伸穿過每個相應像素的直線進行投影；以及d)iii)對於所述二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與步驟d) ii)中投影的每個像素的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0067]在一些實施例中，通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與來自所述二維圖像的時間序列的投影的值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與成像區域中不希望的血管結構對應的信號調整為零，所述二維圖像的時間序列基本上不存在與所述成像區域中不希望的血管結構對應的信號。
[0068]一些實施例包括步驟:e)為所述時間分辨的三維圖像的每個體素確定時間參數，其中所述時間參數是平均通過時間(MTT)和達部分峰值時間中的至少一者。在一些實施例中，步驟e)還包括基於所述時間參數從所述時間分辨的三維圖像中去除陰影假象。
[0069]在一些實施例中，步驟e)包括:將所述時間參數的顏色編碼的顯示疊加在所述時間分辨的三維圖像和根據所述基本不具有時間解析度的三維圖像所產生的血容量圖像中的至少一者上。
[0070]一些實施例包括步驟:a) i)在第一角度和基本上與所述第一角度正交的第二角度，利用X射線系統從對象上選定的血管區域獲取圖像數據；b) i)分別根據在第一角度和第二角度獲取的圖像數據產生二維圖像的第一時間序列和第二時間序列，以便所述二維圖像的第一時間序列和第二時間序列基本正交並且基本上不存在與非血管結構對應的信號；d) i)將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的第一時間序列和第二時間序列配準；d)ii)沿著與所述二維圖像的第一時間序列軸線垂直的軸線，將所述二維圖像的第一時間序列的每個像素的值進行投影，以及沿著與所述二維圖像的第二時間序列的軸線垂直的軸線，將所述二維圖像的第二時間序列的每個像素的值進行投影；以及d)
iii)對於所述二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與步驟d) ii)中投影的每個像素的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
`[0071]一些實施例包括步驟:a) ii)利用旋轉X射線系統從所述選定的血管區域獲取三維圖像數據；和c) i)根據所獲取的三維圖像數據重建所述基本不具有時間解析度的三維圖像，其中所述選定的血管區域變得基本不透明，並且，其中所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像基本上不存在與非血管結構對應的信號。
[0072]在一些實施例中，在步驟a)i)中獲取的圖像數據是在第一造影劑丸經過所述選定的血管區域的時間段範圍內進行獲取的，並且在步驟a) ii)中獲取的圖像數據是在第二造影劑丸經過所述選定的血管區域之後進行獲取的。
[0073]在一些實施例中，通過從步驟a)i)中獲取的圖像數據減去在第一造影劑丸經過所述選定的血管區域之前獲取的圖像數據，從步驟b) ii)中產生的圖像中去除與非血管結構對應的信號。
[0074]在一些實施例中，通過從步驟a) ii)獲取的圖像數據減去在第二造影劑丸經過所述感興趣的對象之前獲取的圖像數據，從在步驟c)i)中重建的圖像中去除與非血管結構對應的信號。
[0075]在一些實施例中，利用靜脈內注射和動脈內注射中的至少一者來施用第一造影劑和第二造影劑。
[0076]一些實施例包括步驟a) i)利用旋轉X射線系統在選定時間段範圍內獲取對象上感興趣的區域(ROI)的投影視圖，其中造影劑丸在所述選定時間段的一部分期間經過所述ROI ；b) i)根據在所述造影劑丸經過所述ROI的部分所述選定時間段的期間獲取的投影視圖產生二維圖像的時間序列；以及c) i)根據所獲取的基本上全部投影視圖重建基本不具有時間解析度的三維圖像。
[0077]在一些實施例中，利用靜脈內注射來施用所述造影劑，並且，通過減去在造影劑丸經過所述ROI之前從該ROI獲取的圖像數據，從步驟b) i)中產生的和在步驟c) i)中重建的圖像中去除與非血管結構對應的信號。
[0078]—些實施例包括步驟e)根據對象的時間分辨的三維圖像，為介入治療產生路線圖。在一些實施例中，步驟e)還包括將實時手術設備信息嵌入對象的時間分辨的三維圖像的至少一個選定的時間幀內。在一些實施例中，步驟e)進一步包括將利用雙平面螢光透視系統在第一角度和第二角度獲取的手術設備信息嵌入對象的時間分辨的三維圖像的相應角度中。在一些實施例中，步驟e)進一步包括:將利用單一平面螢光透視系統在第一角度獲取的手術設備信息嵌入所述時間分辨的三維圖像的相應角度中，以產生混合數據集，其中沿著與所述第一角度正交的第二角度，手術設備信息嵌入在所述時間分辨的三維圖像中描繪的血管的中心；以及將穿過所述混合數據集的最大強度投影(MIP)疊加在相應角度處穿過所述對象的時間分辨的三維圖像的MIP上。
[0079]在一些實施方式中，所述手術設備是導管、線圈、血管內支架和導線中的至少一種。
[0080]在一些實施例中，步驟e)還包括將包含手術設備信息並且在選定角度獲取的實時單一平面螢光透視圖像疊加在於相應角度處穿過所述對象的時間分辨三維圖像的MIP上。
[0081]在一些實施例中，步驟d)還包括對所述時間分辨的三維圖像求方根，以補償由於將所述基本不具有時間分 辨率的三維圖像與所述二維圖像的時間序列選擇性結合導致的圖像強度增大。
[0082]在一個方面中，公開了一種方法，用於產生對象的時間分辨的三維圖像，所述方法包括下述步驟:在第一次獲取中從所述對象上感興趣的區域(ROI)獲取時間分辨的圖像數據，所述第一次獲取在造影劑丸經過所述ROI的時間段內執行；根據在第一次獲取中所獲取的圖像數據產生二維圖像的時間序列；在第二次獲取中從所述ROI獲取圖像數據；根據在第二次獲取中所獲取的圖像數據重建基本不具有時間解析度的三維圖像；以及通過將所述二維圖像的時間序列與所述基本不具有時間解析度的三維圖像選擇性結合，產生所述對象的時間分辨的三維圖像。
[0083]在一些實施例中，產生所述對象的時間分辨的三維圖像包括:將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的時間序列配準；在與所述二維圖像的時間序列的平面垂直的方向上，將所述二維圖像的時間序列中的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應像素的直線進行投影；以及對於所述二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的投影的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0084]在一些實施例中，通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與來自所述二維圖像的時間序列的每個像素的投影值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與所述ROI中不希望的結構對應的信號調整為零，所述二維圖像的時間序列基本上不存在與所述ROI中不希望的結構對應的信號。
[0085]在一些實施例中，在第一次獲取中獲取圖像數據包括利用雙平面螢光透視系統在第一角度和正交的第二角度獲取時間分辨的二維圖像數據；產生所述二維圖像的時間序列包括分別根據在第一角度和第二角度獲取的圖像數據重建所述二維圖像的第一時間序列和第二時間序列；以及產生所述時間分辨的三維圖像包括:將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的第一時間序列和第二時間序列配準；在分別與所述二維圖像的第一時間序列和第二時間序列的各自平面垂直的方向上，將所述二維圖像的第一時間序列和第二時間序列中的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應像素的直線進行投影；以及對於所述二維圖像的第一時間序列和第二時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的投影的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0086]在一些實施例中，在利用靜脈內注射和動脈內注射中的至少一者施用造影劑之後，利用旋轉X射線系統執行在第二次獲取中獲取圖像數據。
[0087]在一些實施例中，利用靜脈內注射和動脈內注射中的至少一者來施用在第一次獲取中經過所述ROI的造影劑。
[0088]在一些實施例中，通過從在第一次獲取和第二次獲取中獲取的圖像數據減去造影劑通過之前從所述ROI獲取的圖像數據，去除所述二維圖像的時間序列和所述基本不具有時間解析度的三維圖像中與非血管結構對應的信號。
[0089]一些實施例包括步驟:基於所述對象的時間分辨的三維圖像為介入治療產生路線圖。
[0090]在一些實施例中，產生路線圖還包括:將實時手術設備信息嵌入所述對象的所述時間分辨的三維圖像的至少一個選定的時間幀中。
[0091 ] 在一個方面中，公開了一種方法，用於產生對象的時間分辨的三維圖像，所述方法包括:利用旋轉獲取在選定時間段範圍內獲取所述對象上感興趣的區域(ROI)的投影視圖，其中造影劑丸在所述選定時間段的一部分期間經過所述ROI ;根據在造影劑丸經過所述ROI的部分所述選定時間段期間獲取的投影視圖產生所述ROI的二維圖像的時間序列；根據所獲取的基本上全部投影視圖重建所述ROI的基本不具有時間解析度的三維圖像；以及通過將所述二維圖像的時間序列與所述不具有時間解析度的三維圖像選擇性結合，產生所述對象的時間分辨的三維圖像。
[0092]在一些實施例中，產生所述對象的時間分辨的三維圖像包括:將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的時間序列配準；在與所述二維圖像的時間序列的平面垂直的方向上，將所述二維圖像的時間序列中的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應像素的直線進行投影；以及對於所述二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的投影的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0093]在一些實施例中，通過將所述不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的時間序列相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與所述ROI中不希望的結構對應的信號調整為零，所述二維圖像的時間序列基本上不存在與不希望的血管結構對應的信號。
[0094]在一些實施例中，通過從所獲取的投影視圖中減去在造影劑丸經過所述ROI之前從該ROI獲取的圖像數據，從所述二維圖像的時間序列和所述基本不具有時間解析度的三維圖像中去除與非血管結構對應的信號。
[0095]在一些實施例中，在造影劑丸經過所述ROI的部分所述選定時間段的期間獲取的投影視圖是在所述旋轉獲取的有限角度範圍內進行獲取的。
[0096]在一些實施例中，ROI的圖像的時間分辨的兩個序列的每個幀與該有限角度範圍內的給定角度對應，並且產生所述對象的時間分辨的三維圖像包括:將所述二維圖像的時間序列的每個時間幀與相應角度處的所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像配準；在與所述時間分辨的二維圖像的每個相應時間幀的平面垂直的方向上，將所述二維圖像的時間序列的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應像素的直線進行投影；以及對於所述二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的投影的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像。
[0097]在一些實施例中，利用靜脈內注射和動脈內注射中的至少一者向所述對象施用所述造影劑。
[0098]一些實施例包括步驟:根據所述對象的所述時間分辨的三維圖像為介入治療產生路線圖。
[0099]在一些實施例中，產生路線圖還包括:將手術設備導管信息嵌入所述對象的所述時間分辨的三維圖像的至少一個選定的時間幀中。
[0100]各種實施例可以包括單獨或以任何適當組合的方式在上文描述的方面、特徵、元件、步驟等中的任何一種。
[0101]本發明另外的特徵和優勢將在下文的【具體實施方式】和附圖中描述並且將變得明 顯。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0102]圖1A和圖1B圖示了配置成執行依照本發明的流程的旋轉X射線系統；
[0103]圖2是說明依照本發明產生時間分辨的3D圖像的一般步驟的流程圖；
[0104]圖3是說明依照本發明利用單一平面X射線系統根據獲取用來產生非時間分辨的3D體積的時間分辨的2D投影圖像產生4D-DSA圖像的步驟的流程圖；
[0105]圖4示出了依照本發明相對於C形臂系統轉動的開始，注射的造影劑到達的時序;
[0106]圖5示意性地圖示了依照本發明將3D圖像與利用單一平面X射線系統獲取的2D-DSA圖像幀進行選擇性結合；
[0107]圖6是說明依照本發明，根據利用時間和角度隔開的固有投影所獲取的成對的時間分辨的2D圖像產生4D-DSA圖像的步驟的流程圖；
[0108]圖7是說明依照本發明將3D圖像與利用雙平面X射線系統獲取的兩個正交2D-DSA圖像幀選擇性結合的步驟的流程圖；
[0109]圖8示意性地圖示了依照本發明將根據投影視圖全部集合重建的3D圖像與根據選自所述集合的成對的單個投影視圖所產生的圖像進行選擇性結合；
[0110]圖9示意性地圖示了包括將由雙平面系統產生的來自兩個正交角度的2D投影信息與3D-DSA體積進行結合的相乘過程；
[0111]圖10圖示了產生4D螢光透視圖像所涉及的圖像的結合，所述圖像以時間區分並且用於形成如圖11中的前進中的介入設備的相關區段；
[0112]圖11示出了根據圖10產生的螢光透視圖像，所述圖像以至少一個幀的時間間隔在時間上相減，以產生指示所述設備尖端的最近變化的時間區段，由此在將這些時間區段乘進來自兩個投影角度的3D體積之後，對所述相關區段求和以產生設備路徑；
[0113]圖12示出了圖示有限角度濾波反投影方法的示意圖和流程圖，由此根據使用的是單一平面還是雙平面系統獲取一個或者兩個角度扇區；和
[0114]圖13示出了圖示在相乘之前在有限角度重建中對血管信息進行選擇性去除的示意圖和流程圖，這提高了對組織灌注的靈敏性並且減少了來自更為主要的血管信號的重建
誤差;
[0115]圖14示出由兩個血管導致的血管陰影假象的示意圖；
[0116]圖15A示出由單一血管導致的血管本身陰影假象的示意圖；
[0117]圖15B示出以對應於圖15A中所示的血管本身陰影假象的異常的體素強度與投影角度的繪圖。
【具體實施方式】
[0118]參照圖1A，本發明可以採用旋轉X射線系統，該系統專門設計用於與介入治療一同使用。其特徵在於具有C形臂10的機架，所述C形臂在其一端具有X射線源組件12，而在其另一端具有X射線檢測器陣列組件14。所述機架使X射線源12和檢測器14能夠圍繞安置在工作檯16上的患者以不同的位置和角度進行取向，同時允許醫生接近患者。
[0119]所述機架包括L形基架18，所述基架具有在工作檯16下方延伸的水平支腿20和在與工作檯16隔開的水平支腿20的端部向上延伸的豎直支腿22。支撐臂24可旋轉地固定至豎直支腿22的上端，用於圍繞水平樞軸線26旋轉。
[0120]樞軸線26與工作檯16的中心線對齊，並且臂24從樞軸線26向外徑向延伸以在其外端支撐C形臂驅動組件27。C形臂10可滑動地固定至驅動組件27並且連接到驅動馬達(未示出)，所述驅動馬達使C形臂10滑動以使其圍繞C軸線28旋轉，如箭頭30所示。樞軸線26和C軸線28在位於工作檯16上的等角點36處彼此相交，並且彼此垂直。
[0121]X射線源組件12安裝在C形臂10的一端，而檢測器陣列組件14安裝在其另一端。X射線源12發射X射線束，該X射線束指向檢測器陣列14。組件12和組件14兩者朝著樞軸線26向內徑向延伸，以使所述射線束的中心射線穿過系統等角點36。在從安置在工作檯16上的對象獲取X射線衰減數據期間，所述射線束的中心射線可以關於系統等角點圍繞樞軸線26或者C軸線28或者這兩者旋轉。
[0122]X射線源組件12包含X射線源，所述X射線源在受到激勵時發射X射線束。中心射線穿過系統等角點36並且撞擊在容納於檢測器組件14內的二維平板數字檢測器上。檢測器38是2048X2048個檢測器元件的二維陣列，其尺寸為41cmX41cm。每個元件產生表示撞擊的X射線強度並由此表示該X射線穿過患者後的衰減的電信號。在掃描期間，X射線源組件12和檢測器陣列組件14圍繞系統等角點36旋轉，以獲取來自不同角度的X射線衰減投影數據。檢測器陣列每秒能獲取30個投影或視圖，對於指定的掃描路徑和速度，這是決定能獲取多少幅視圖的限制因素。
[0123]參照圖1B，組件12和組件14的轉動以及X射線源的操作由X射線系統的控制機構40來控制。控制機構40包括X射線控制器42，所述X射線控制器向X射線源32提供電能和定時信號。控制機構40中的數據獲取系統(DAS)44採樣來自檢測器元件38的數據並且將所述數據傳送給圖像重建器45。圖像重建器45接收來自DAS44的數位化的X射線數據並且根據本發明的方法執行高速圖像重建。重建的圖像作為輸入應用於計算機46，所述計算機將所述圖像存儲在大容量存儲設備49中，或者處理所述圖像以進一步根據本發明的教導產生參數化圖像。已經設想了計算機46可以為數字血管圖像處理器(DVIP)系統或者包括該系統的部件。
[0124]控制機構40還包括機架馬達控制器47和C軸線馬達控制器48。響應來自計算機46的運動指令，馬達控制器47和馬達控制器48向X射線系統中的馬達提供電能，產生圍繞相應的樞軸線26和C軸線28的轉動。如下文將要討論，由計算機46執行的程序為馬達驅動件47和馬達驅動件48產生運動指令，以沿著指定的掃描路徑移動組件12和組件14。
[0125]計算機46還通過控制臺50從操作者接收指令和掃描參數，所述控制臺具有鍵盤和其他可手動操作的控制器。相關聯的陰極射線管顯示器52允許操作者觀察來自計算機46的重建的圖像和其他數據。操作者提供的指令由計算機46在存儲的程序的指導下進行使用，以向DAS44、X射線控制器42以及馬達控制器47和馬達控制器48提供控制信號和信息。此外，計算機46操作工作檯馬達控制器54，所述工作檯馬達控制器控制機動化的工作檯16，以相對於系統等角點36定位患者。
[0126]雖然傳統的重建方法通常要求獲取根據奈奎斯特定理確定的最少數量的投影，但是本發明提供了一種基本全新的方法，用於將來自2D圖像的時間序列的時間解析度輸入到3D圖像體積以建立時間分辨的3D醫療圖像。除了別的以外，這允許產生具有精緻細節和高時間解析度的3D血管造影照片。可以利用種類繁多的醫療成像系統單獨地或者結合地執行所述方法，例如CT系統、螢光透視系統以及上文討論的旋轉X射線系統。因此，在進入本方法更為具體的實施方式和展開本方法之前，本發明首先介紹一種產生時間分辨的3D圖像的一般性方法。
[0127]現在參照圖2，用於產生時間分辨的3D圖像的一般性方法在流程方框100處開始，在流程方框100，利用諸如CT系統或者單平面、雙平面或旋轉X射線系統之類的醫療成像系統從對象上感興趣的區域(ROI)獲取圖像數據。在流程方框102，根據所獲取的圖像數據的至少一部分產生2D圖像的時間序列。雖然2D圖像的時間序列具有高時間和空間解析度，並且可能包括圍繞所述對象從不同角度獲取的圖像，但是它們通常無法提供該對象的複雜的3D描繪。2D圖像的時間序列的產生可以利用卷積核進行卷積，以便提供具有期望權重的局部空間覆蓋。例如，這些加權的圖像可以提供詳細描述在給定時刻存在多少血管樹的信息。已經設想到，當利用3X3卷積核時，相對於由原始時間序列像素提供的SNR，本方法將SNR增大了 3倍。在流程方框104，根據所獲取的圖像數據重建對象的3D圖像。雖然用於重建該3D圖像的單個投影可能本身傳達某種程度的時間信息，但是所述重建的3D圖像本身基本不存在時間解析度。 為了簡便起見，將所述基本不具有時間解析度的3D圖像和2D圖像的時間序列可以分別簡單地稱為「3D圖像」和「2D圖像」。應當指出的是，上述圖像數據集的獲取和重建可以根據約束重建技術(例如，高度約束反投影重建(HYPR))來實現，以改善SNR並且使潛在的輻射和造影劑劑量得以減少。
[0128]在流程方框106，將2D圖像的時間序列與靜態3D圖像選擇性結合，以便於將包含在2D圖像中的時間信息輸入到3D圖像中。這將導致產生對象的具有高時間和空間解析度的時間分辨的3D圖像。雖然選擇性結合的處理根據所使用的醫療成像系統以及所獲取的圖像數據的性質會發生變化，但是通常包括下述步驟:(I)將2D圖像與3D圖像配準；(2)將2D圖像中像素的衰減值投影到3D圖像中；以及(3)對於2D圖像的時間序列的每個單獨幀，利用所述投影的值對3D圖像進行加權。已經設想了步驟(3)中的時間加權通常包括將所述投影的像素值與3D圖像相乘。這三個步驟可以稱為「乘法投影處理」(MPP)，它們可以附加另外的步驟以改善圖像質量或者減少誤差和假象的發生率。例如，在流程方框102和104處產生的2D圖像和3D圖像中的像素和體素的強度值可以量化對象中給定位置的X射線衰減水平。在將3D圖像與投影的像素值相乘的時候，可能無法保留這些衰減水平。因此，通過求時間分辨的3D圖像中每個體素處的強度值的方根，例如，通過在使用(η-1)組不同的2D圖像來對3D圖像加權的情況下求η次方根，以恢復所述衰減水平的更加精確的表示。在流程方框108顯示時間分辨的3D圖像之前，可以執行其他的處理步驟。
[0129]在流程方框102和104處產生的2D圖像和3D圖像分別可以利用DSA技術來產生。即，可以通過重建在造影劑丸經過ROI的時候獲取的圖像數據並且減去施用造影劑之前獲取的造影前或「蒙片(mask)」圖像，產生描繪對象的脈管系統的2D圖像。同樣，可以通過重建在造影劑佔據ROI時獲取的圖像數據並減去蒙片圖像以去除與非血管結構相關聯的信號，產生該相同脈管系統的3D圖像。正如以下將討論的，取決於成像條件，可以根據利用單一醫療成像系統和造影劑注射獲取的圖像數據或者根據利用不同的醫療成像系統和造影劑注射分別獲取的不同圖像數據集來產生2D-DSA圖像的時間序列和3D-DSA圖像。在任意一種情況下，通過結合DSA圖像產生的時間分辨的3D圖像以優異的空間和時間解析度對對象的脈管系統進行描繪，並且因此可稱為4D-DSA圖像。此外，4D-DSA圖像可以顯示為「純」動脈圖像、純靜脈圖像或者複合動脈和靜脈的圖像，並且在脈管系統的各種填充狀態期間可以完全轉動該4D-DSA圖像，由此能夠大大簡化對血管動力學的解釋。在大約每秒30幀的情況下，這些4D-DSA圖像的空間解析度約為5123像素。這表示相對於傳統3D-DSA幀速提高了 150倍至600倍，而且沒有帶來任何顯著的圖像質量損失。
[0130]對比度增強的圖像數據的獲取可以在通過IV或IA注射向對象施用造影劑之後執行。當掃描局部區域時，IA注射可獲得高的圖像質量和時間解析度以及可使造影劑劑量得以減少。然而，IV注射通常更`適合於掃描較大的區域，否則在該較大的區域要求在不同位置和不同動脈中進行多次IA注射。例如，存在許多臨床案例，其中執行了多次3D-DSA獲取，每次獲取使用不同的IA注射，以產生能合併成高質量的較大的血管樹的多個單獨的觀察結果。當存在多個、單獨的IA3D-DSA觀察結果時，雖然單獨的IA獲取可以用於產生被本發明用於時間加權的2D圖像的時間序列，但是為了該目的而使用IV注射提供了一種對將時間信息輸入到實施例中存在的全部先前獲取的解剖位置進行同時同步的機制。這種處理降低了與IA造影劑注射有關的併發症的可能性並且提高了掃描效率。此外，在利用IV造影劑注射而非IA造影劑注射進行的掃描中，向動脈和靜脈填充相同濃度的造影介質，從而允許在相同的閾值使靜脈和動脈結構可見。
[0131]圖3示出了允許利用單次注射記錄完全的時間依賴性和3D-DSA或CTA信息的獲取方法。在流程方框110，固定機架角度並且獲取2D螢光透視圖像，直到觀察到造影劑到達(如在流程方框112中所示)以及血管不透明度足夠均勻以允許獲取旋轉數據集(如在流程方框114中所示)。獲取旋轉數據之後，如在流程方框116中所示，機架角度保持固定並且獲取額外的投影，直到造影劑被清洗出血管。隨後，如在流程方框118中所示，重建3D體積。投影數據為通過在每個角度從造影前的投影中減去造影后的投影而形成的2D-DSA圖像。這些2D-DSA圖像不存在非血管信號。如在流程方框120所示，對所述減影的投影進行卷積並且乘進3D數據集以形成4D-DSA時間幀，如在流程方框122所示，隨即利用最大強度投影(MIP)算法以預先選定的投影角度對所述4D-DSA時間幀進行顯示。在判斷方框124中，如果一些幀還有待處理，則在流程方框125中，所述處理轉到2D-DSA圖像的時間序列的下一幀，並且重複所述選擇性結合過程120。該循環持續下去，直到在判斷方框124確定出對於全部相關時間幀已經產生了 4D-DSA圖像為止。
[0132]圖4示出了數據獲取的時序。在注射造影劑後，在區域126中，檢測動脈血管不透明度並且以固定的機架角度獲取投影圖像。當血管不透明度變得足夠均勻以支持旋轉DSA獲取時，在區域128中，機架角度在通常200度的角度範圍內擺動並且獲取投影。當機架擺動結束時，在區域129中，獲取附加的投影以描繪造影劑的洗出。獲取的全部2D投影數據用於產生當前4D-DSA時間幀體積。
[0133]現在同時參照圖3和圖5，截至目前產生的圖像現在可以利用以118至120所大致示出的步驟進行選擇性結合，以產生具有3D-DSA圖像的詳細3D解析度和時間序列2D-DSA圖像的時間解析度的4D-DSA圖像。在圖5提供的選擇性結合的示例性說明中，2D-DSA圖像的時間序列的單一幀130包括兩個具有動脈信號132的圖像區域，而3D-DSA圖像134包括動脈信號136、靜脈信號138和靜脈信號139。在流程方框120中，將一幀2D-DSA圖像在選定的角度與3D-DSA圖像配準，並且在與該2D-DSA幀的平面垂直的方向上將該2D-DSA幀中像素的值沿著穿過每個相應像素的直線進行投影。在140處大致示出了將帶有動脈信號132的像素投影到3D-DSA圖像 。為了簡化，沒有示出不具有對比度的2D-DSA幀中像素的投影。在流程方框120處，利用來自2D-DSA幀的投影的值對3D-DSA圖像118進行加權以產生4D-DSA圖像122。通常，這包括將所述投影的值與它們所相交的3D圖像的體素相乘。加權處理導致在4D-DSA圖像142中的動脈信號136得以保留和不希望的靜脈信號139被排除或者「歸零清除(zeroed-out)」。此外，2D-DSA幀中動脈信號132的強度值被輸入到3D動脈信號體積136中，由此允許通過2D-DSA圖像捕捉到的動脈信號隨著時間的變化表徵在4D-DSA 圖像 142 中。
[0134]當僅利用在單一角度獲取的2D圖像的單一時間序列產生4D圖像時，保留在4D-DSA圖像142中的靜脈信號138說明了一個潛在的問題。來自希望的結構的信號(例如，動脈信號132)可能不經意地沉積在表示不希望的結構(例如，靜脈區域138)的3D體素中。因此，當所述不希望的結構的信號在由2D圖像的時間序列不適當地表徵的維度上沿著希望的結構的所述投影的值展開時，所述不希望的結構可作為「陰影假像」保留在4D圖像中。這可能導致，例如，在4D-DSA圖像中，對於一些時間幀，希望的動脈結構被不希望的靜脈結構所遮擋。然而，對於該靜脈而言，這將導致在對比度與時間的曲線上出現時間異常。如果分析4D-DSA圖像的時間幀，則所述異常可被認為與靜脈的一般波形不符，由此該靜脈在投影的動脈信號強烈的時間幀中可被抑制。因此，可以為每個體素計算出時間參數，例如平均通過時間(MTT)或者達部分峰值時間，並且該信息可用於清除陰影假象。為了協助操作者識別陰影假象和時間不規則性，可以對時間參數進行顏色編碼並且疊加在流程方框122處顯示的4D-DSA圖像中。時間參數也可以用來在缺乏來自軟組織信號的直接灌注信息的情況下推斷與潛在的擴散異常相關的信息。
[0135]參照圖6，用於產生不易受陰影假象影響的4D-DSA圖像的方法在流程方框144處開始，在流程方框144中，以第一角度獲取圖像數據和以通常與第一角度相隔60度的第二角度146獲取數據。該數據優選作為用於形成如圖4所示的3D-DSA體積的相同數據集的一部分進行獲取，但是可以從利用單獨注射獲取的2D-DSA圖像序列中獲取。在流程方框148中，對以第一角度獲取的2D數據進行卷積並且乘以3D-DSA數據以形成乘積I。在流程方框150中，對第二角度投影進行卷積並且乘以3D-DSA數據集以形成乘積2。在流程方框152，算出乘積I和乘積2的乘積的平方根，以形成當前4D-DSA的時間幀，在流程方框154，對該4D-DSA時間幀進行顯示。在判斷方框156，檢查全部幀是否已經重建。如果一些幀還有待處理，則在流程方框157，所述處理轉到下一幀，並且在流程方框146重建另外的幀。
[0136]隨著第一角度的前進，配對的角度優選保持在大約60度的角度間隔。隨著第一角度增大，當第一角度進入在旋轉擺動中獲得的60度最終角度範圍內時，第二角度和第一角度的可用角度間隔逐漸減小。最終，對於最後的時間幀，角度間隔減小到零並且這兩個角度減小陰影假象的附加好處逐漸減小。但是，這通常在已經觀察到動脈相的最感興趣的填充動力學之後很久才發生。
[0137]現在參照圖7，當使用雙平面系統時，投影圖像之間的用來消除陰影假象的角度間隔可得以保持。優選利用這樣的系統來獲得角度投影，在該系統中使用兩個源檢測器對來獲取旋轉數據。在這種情況下，用來將時間依賴性嵌入3D旋轉數據集的投影發生在相同的時間點，並且總是相隔90度。可替選地，如果僅一個源檢測器用於3D旋轉獲取並且使用單獨的注射來產生隨後可用於乘3D數據集的正交2D投影，則雙平面獲取仍然具有優勢。
[0138]在圖7中，在流程方框158，獲取角度投影。在流程方框160，將對於當前時間幀以最小的角度獲取的數據進行卷 積並且乘進3D數據集，以產生乘積I。在流程方框162，將對於當前時間幀以較大角度獲取的數據進行卷積並且乘進3D數據集，以產生乘積2。在流程方框164，產生乘積I與乘積2的積的平方根，以產生當前4D-DSA時間幀。在流程方框166，顯示該4D-DSA時間幀。在判斷方框168，執行察看全部幀是否已經進行了重建的檢查處理。如果一些幀還有待處理，則在流程方框169，所述處理轉到下一幀，並且在流程方框160對另外的幀進行重建。在雙平面實施方式中，對於所有時間幀，大角度間隔的優勢得以保持。
[0139]圖8示出了使用兩個角度來去除陰影假象。其示意性地圖示了通過將兩個配準的投影圖像222和投影圖像224與不具有時間依賴性的3D-DSA圖像226選擇性結合以形成4D-DSA圖像幀220。來自投影圖像222和224的投影的動脈信號228對3D-DSA圖像226中的動脈體素230進行加權，而來自不具有對比度的像素232的投影信號消除3D-DSA圖像226中的靜脈體素234。從而，產生的4D-DSA圖像幀220包括加權的動脈信號236，但不包括不希望的靜脈信號，儘管對於其中一幅投影圖像存在3D-DSA圖像的靜脈體素234和動脈體素230對齊的事實。
[0140]在圖9中，該過程被示出用於雙平面獲取的情形。在278處一般性地表示動脈信號276(8卩，具有對比度的像素)的投影。來自兩幅正交2D-DSA幀的投影的值用於對3D-DSA圖像進行加權並且因此產生4D-DSA幀280。由於在與3D-DSA圖像272配準的2D投影圖像270或274中的任意一者中不存在靜脈信號，靜脈信號284和286被歸零清除，導致282中的動脈信號被清晰地隔離出來。同樣，在向對象施用造影劑的時候，同時獲取3D-DSA和正交2D-DSA圖像，並且與非血管結構對應的信號通過減去蒙片圖像而被去除。
[0141]在一些實施例中，可以採用替選的方法減少陰影假象。如圖14中所示，當以不同的角度獲得投影時，一些投影(如示出的，投影I)可能經歷血管重疊，而其他投影(如示出的，投影2)沒有血管重疊。在投影I中，如在位置A和位置B處的血管顯示的，發生重疊。在投影I中，該重疊使信號等於來自A和B的作用的總和。當該投影被乘進獨立於時間的3D體積時，由於重疊，故在A和B處的各個血管信號被高估。對比而言，在以不同角度獲得的投影2中，在A和B處不受到血管的任何重疊的影響。當投影2被乘進獨立於時間的3D體積時，對於對應於在位置A和位置B處的血管的體素，獲得正確的體素強度。
[0142]值得注意的是，該類型的陰影假象通常總是導致血管信號的高估。如果用於在兩個或更多個角度處獲得的血管信號的最小值被用來表示在給定體素處的血管，存在極大的如下可能性:如果在任何投影中不存在重疊，則將獲得正確的答案。
[0143]因此，上文所述的方法可以改變為，不是將在給定體素處的血管信號計算為3D體積與在η個角度處的投影的相乘的乘積的η次方根，而是通過採用3D體積與在各個角度處的單一投影的相乘的平方根來計算血管信號，以產生一組結果值。該最小結果值被選擇作為用於最終圖像的體素強度值。通過在所有的時間幀上基於逐個體素的重複，對於在時間分辨的3D圖像序列中的各個圖像可以減少或消除陰影假象。
[0144]應該注意，對於上文描述的重疊減少方案，通過使用用於每個時間幀的大量的投影角度可以獲得較好的假象減少(由此增大至少一個投影將不重疊的概率)。然而，增大角度的數量通常導致在減少的時間解析度上的折中。在多個實施方式中，可以使用適當數量的角度，例如，至少2個 角度、至少3個角度、至少4個角度、至少5個角度等。如本文所述，所述角度可以落在任何合適的範圍內，其可以彼此偏離任何適當的值。
[0145]如上文所述，兩個不同的血管的重疊可以導致血管衰減信號的錯誤估計。在僅包括來自各個血管的一個體素的簡單情形下，通過採用根據角度變化的最小值可以獲取正確的答案。
[0146]然而，如圖15Α中所示，對於沿著血管的路線導向的投影方向，在相同血管內，由於體素的重疊，也可以發生異常信號。如示出的，採用標號1、2、3和4標記穿過血管的四個投影。投影1、2和4垂直於血管取向，從而不經歷自陰影類型的重疊。然而，投影4沿著血管的一部分長度延伸，造成自陰影重疊，從而導致血管衰減信號的高估。
[0147]圖15Β是在包括圖15Α中所示的投影I至4的角度的前進處做出的估計的體素強度的繪圖。對應於投影3的信號中的異常擾動可以被識別為曲線中的尖峰。在發生該類型效果的任一體素中，通過在多個投影角度上的時間平均體素值可以減小該效果。例如，對於產生在圖15Β中所示的異常曲線的體素，可以對於投影I至4在角度上平均體素值。本領域的技術人員可以看出，這對應於施加依賴空間的時間濾波器。
[0148]對於沒有發生異常(例如，強度曲線根據投影角度是平滑的)的體素，可以認為沒有發生重疊且可以顯示全時間分辨。在觀測到根據角度的體素曲線中的明顯異常的區域中，可以通過在多個角度上平均化來及時地使值平滑。
[0149]應該注意，在一些實施例中，在體素強度曲線中的異常可以通過在該異常上插值來糾正，而不是在多個角度上平均化。可以使用在現有技術中已知的任何適合的插值算法。[0150]使用本領域中已知的任何合適的技術可以識別在體素強度與投影角度曲線中的異常。例如，根據投影角度的曲線的第一導數可以進行數值計算，並且當根據角度的強度的變化率超過閾值時所識別的異常在符號改變的附近超過閾值，等。在其他實施例中，峰值檢測或其他曲線擬合算法可以用來識別異常。
[0151]根據本發明所產生的時間分辨3D圖像，相對於利用傳統方法產生的圖像，其空間解析度和時間解析度得以顯著改善。因此，根據本發明產生的時間分辨3D圖像在複雜血管條件的診斷、治療前的規劃和治療後的評估方面非常實用。此外，這些圖像使用於微創介入治療的時間分辨的真實3D路線圖得以實施，從而有利於改善在複雜脈管系統中操作手術設備。具體而言，本發明允許利用結合了從4D-DSA圖像獲得的空間和時間可選的路線圖的手術設備運動的實時序列來實現4D螢光透視。例如，通過單一平面或雙平面螢光透視獲得的導管信息可以嵌入4D-DSA血管時間幀中，以允許在任意角度進行觀察而無需進一步移動機架。當調整機架角度時，通過實時的單一投影減影的螢光透視獲得的導管信息同樣可以疊加在配準的4D-DSA時間幀上。
[0152]參照圖10，在形成螢光透視圖像的過程中，重要的是保持手術設備的空間解析度。這可能不同於形成4D-DSA時間幀，在形成4D-DSA時間幀的過程中對時間分辨的2D-DSA時間幀進行卷積並且所述時間分辨的2D-DSA時間幀用於獲得時間權重的局部空間估計。較佳的是提供手術設備信息的未卷積且孤立的描繪，以便保持解析度，然而應當指出的是卷積處理的缺少要求更精確的圖像配準。在圖10中示出了適合於適當放大且在移動的手術設備、導管與4D-DSA圖像幀之間進行配準的圖像的形成。在導管大部分位於現場(FOV)之外的情況下，在造影劑注射之前和之後分別獲取螢光透視圖像340和342。這些圖像相減以限定出螢光透視圖像序列中的血管位置的圖像344。然後，導管前進以獲取圖像346，從340減去圖像346以形成僅有導管的圖像348，圖像348添加到選定的4D-DSA幀350以形成4D螢光透視圖像352。為了比較 ，在傳統螢光透視中，通過從注射造影劑之後獲得的螢光透視圖像342中減去描繪前進的導管的圖像346來形成螢光透視圖像354。
[0153]當通過雙平面螢光透視獲得的手術設備信息嵌入4D-DSA圖像中時，以正交成對地獲得螢光透視圖像，並且可以對兩個圖像執行上述處理。在這種情況下，產生的4D螢光透視圖像352中的目標與單一投影的雙平面圖像340-346配準。一般來說，配準過程的第一步是以可變的放大率和位置應用塊匹配，以在側視圖和冠狀視圖中配準圖像344和圖像350。然後，將導管圖像348加進來以形成4D螢光透視圖像352，利用塊匹配將該圖像352與傳統螢光透視圖像354配準。通常在配準過程中搜索水平放大率和垂直放大率的範圍。對於每個放大率，空間位移塊搜索(spacially displaced block search)可以用於使4D-DSA時間幀與已位移的螢光透視時間幀之間的絕對差之和最小化，可選擇使該和最小化的放大率和平移量以配準圖像。為了加速螢光透視劑量減小算法中的搜索過程，可以採用迭代塊匹配(iterative block matching)技術,其首先使用大塊,然後再開始較小的塊。
[0154]由於來自兩幅雙平面時間分辨的圖像的噪聲的乘法結合，導管圖像(例如，圖像348)的形成可能帶有噪聲。因此，在將導管圖像與4D-DSA時間幀結合之前，可以執行降噪方案。例如，可以使用空間自適應線性濾波器，以使在圖像子區域矩陣的每個單元上，當尺寸類似於導管的測試目標通過塊轉動時，導管的方向通過計算該塊內的像素值之和來確定。因此，當測試目標與導管具有相同方向時，獲得最小和值，並且可以沿著該方向應用線性卷積濾波器以減少由所獲取的雙平面圖像中的噪聲導致的導管不連續性。根據圖像質量和處理速度要求，可以使用不同的網格尺寸、測試目標旋轉角度以及平移進度。線性卷積核的大小也可以變化，以在噪聲、不連續性消減和導管尖端定位中潛在的誤差之間達成希望的平衡。在應用這種空間自適應線性濾波器之後，也可以使用螢光透視圖像幀的運動自適應積分來減少噪聲。可選地，還可以使用空間自適應濾波器來改善導管圖像的可理解性。例如，另一種方法是逐點掃描初始導管圖像，並且關注沿其出現一些像素的最大線性和的方向。然後，所述線性濾波器可以沿這個方向運行，因為它對應於導管的局部取向。根據卷積核的大小，搜索網格可以調整，並且可以執行同一導管區段的多次卷積。
[0155]在比較螢光透視和DSA應用的相對噪聲特性時，應該考慮區別。在產生4D-DSA幀的情況下，由3D圖像(例如，通過旋轉DSA檢查獲取的3D圖像)來提供解剖細節，並且所述獲取的單獨的投影或者獨立獲取的2D-DSA圖像提供每個時間點存在多少脈管系統的局部空間平均估計。這種空間平均減少了噪聲，並且不要求保持時間依賴的幀的空間信息。相反，保持描繪導管的螢光透視圖像的空間解析度是有利的，這樣，除了由上述濾波器施加的噪聲之外不存在固有噪聲平均值。還應當指出，用於產生4D-DSA幀和產生4D螢光透視圖像的計算時間可顯著不同。不需要實時重建4D-DSA圖像，但是螢光透視圖像應該經歷延遲最小的實時配準和噪聲平均算法。
[0156]利用雙平面螢光透視系統，來自正交時間分辨的圖像序列的手術設備信息通常乘進二值化形式的3D旋轉DSA體素中。從一個維度投影之後，在3D旋轉DSA體素中描繪的脈管系統上存在均勻布置的手術設備信號。該信號與來自正交視圖的相應信號相交，刻畫出3D導管體素。單一平面系統無法獲取這種額外的正交視圖。但是，另一種選擇是將全部導管信號布置在二進位的旋轉DSA顯示中所描繪的血管的中心。在任意時間點穿過該數據集的最大強度投影(MIP)於是可以疊加在穿過相應的4D-DSA時間幀的MIP上，因此，使得與利用雙平面方法產生的圖像大致相當的圖像良好地表示出手術設備的前進。較之傳統螢光透視視圖而言，在所述傳統螢光透視視圖中導管在一個方向上的位置不可知，這種在未被單一平面獲取所捕獲的方向上將導管約束在血管中心的方法不具有任何顯著的缺陷。
[0157]對於不具有雙平面能力的系統，由4D-DSA時間幀額外提供的路線圖選擇的靈活性可以通過將單一平面螢光透視疊加在以給定機架角度獲取的4D-DSA時間幀的MIP上而進行使用。這包括對於每個機架角`度僅在當前投影進行配準。因為不需要正交手術設備視圖相交以形成3D空間導管體積，配準就不太重要，並且實時螢光透視的完整圖像質量得到基本保持。已經設想了這種機架旋轉模式提供改善的SNR，因為它不包括如上文所述的在將雙平面手術設備信息嵌入4D-DSA圖像以在不轉動機架的情況下建立4D螢光透視體積時發生的乘性噪聲效應。
[0158]對於血管腔中可能存在介入設備的多個位置的螢光透視應用中，可能發生當前信息和與該設備軌跡的過去歷史相關的信息的模糊交叉。因此，在圖10中的352處產生的螢光透視圖像序列利用至少一個幀間隔依次相減，以便隔離出設備位置的最近變化。雙平面視圖中的微分信號在時間上良好相關，並且，在乘以3D數據集時，可靠地隔離出設備尖端的當前位置。這在圖11中示出，其中在時間tl至t4示出了當前設備尖端。通過利用簡單求和或者遞歸濾波器將過去的導管位置信號相加，形成設備路徑的顯示。這種顯示可以由操作者重置以重新開始整合。[0159]圖12示出了利用部分角度濾波反投影(FBP)圖像加權3D-DSA體積中的信息以形成4D-DSA時間幀的方法。如356和358中所示，部分角度扇區數據作為時間的函數進行獲取。角度扇區隨著時間的推移而前進。對於單一平面系統，對每一個時間幀獲取投影角度的單一扇區。對於採用兩個源檢測器組的系統，扇區的數量增至兩個，使重建得以改善。在所述方法的流程圖360中，在流程方框362處，FBP圖像形成，並且，在流程方框364處用於加權3D體積數據以形成4D-DSA時間幀，在流程方框366，顯示所述4D-DSA時間幀。在判斷方框368，針對重建新幀的需求做出決定，在需要重建新幀的情形下，所述處理返回到362。
[0160]在希望產生描繪組織灌注的時間依賴的3D體積時，從加權圖像中去除血管信息是可取的。這可以通過應用高於用戶自定義水平的閾值消除信號來實現。如圖13所示，在流程方框364中加權3D體積之前，這個步驟可以合併到「擴展的」處理步驟362中。這種處理減少了血管重建中可能與組織灌注信號競爭的誤差的影響。
[0161]本文所述的一個或多個技術或其任何部分可以在計算機硬體或軟體或者兩者的組合中執行。按照本文描述的方法和附圖，使用標準編程技術可以在電腦程式中執行所述方法。應用程式代碼以輸入數據來執行本文所描述的功能並且產生輸出信息。輸出信息被應用到一個或多個輸出設備，例如，顯示屏。各個程序以高級程序語言或者面向對象的程式語言來實施以與計算機系統通信。然而，如果需要，則程序可以以彙編語言或機器語言執行。在任何情況下，該語言可以是編譯語言或解釋語言。此外，程序可以在為了該目的而編程的專用集成電路中運行。
[0162]當通過計算機讀取存儲介質或設備以執行上文所描述的過程時，各種這樣的電腦程式優選地被存儲在通過通用或專用的可編程的計算機可讀取的存儲介質或設備(例如，ROM或磁碟)上，用於配置和操作計算機。在程序執行期間，電腦程式也可以存在於高速緩存存儲器或主存儲器。本文所描述的分析、預處理和其他方法也可以實施成計算機可讀的存儲介質，其配 置有電腦程式，其中如此配置的存儲介質使計算機以特定和預設的方式操作以執行本文描述的功能。在一些實施例中，計算機可讀介質是有形的並且實質上基本是永久的，例如，使得所記錄的信息以僅除了傳播信號以外的形式被記錄。
[0163]可以理解，任何信號和信號處理技術實質上可以是數字或模擬，或者其組合。
[0164]本發明不限於該申請中所描述的具體實施例的術語。本領域的技術人員將理解，可以做出多種改動和變型而不違背其精神和範圍。從上文的描述，本領域的技術人員將理解，除了本文列舉的方法和設備外，功能上等同的方法和設備在本發明的範圍內。這樣的改動和變型將落在所附的權利要求書的範圍內。本發明將僅限於所附的權利要求書的術語，以及這樣的權利要求所賦予的全部等同範圍。可以理解，該發明不限於特定的方法步驟、實施等，當然它們可以變化。還可以理解，本文所用的術語僅用於描述具體實施例，並且不旨在限制。
[0165]此外，以馬庫什組描述了本發明的特徵或方面，本領域的技術人員將理解，本發明由此描述了任何單獨的成員或者馬庫什組的子成員。
[0166]本領域的技術人員將可以理解，為了任何目的或所有目的，尤其是在提供書面的描述方面，本文所公開的所有範圍還包括任何和所有可能的子範圍和其子範圍的組合。任何所列舉的範圍可以容易地看作足以描述和能夠將該範圍分解成至少二等分、三等分、四等分、五等分、十等分等。作為非限制性示例，本文所討論的各個範圍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。
[0167]本領域的技術人員將可以理解，諸如「達」、「至少」、「大於」、「小於」等的所有這些表述包括所引用的數值並且是指可以隨後分解成如上文所討論的子範圍的範圍。最後，本領域的技術人員將可以理解，範圍包括各個單獨的項。因此，例如，具有I個至3個顆粒的組是指具有I個、2個或3個顆粒的組。類似地，具有I個至5個顆粒的組是指具有I個、2個、3個、4個或5個顆粒的組，諸如此類。
[0168]雖然本文已經公開了多個方面和實施例，然而其他方面和實施例對於本領域的技術人員是明顯的。本文所公開的多個方面和實施例是為了說明的目的並且不旨在限制通過所附的權利要求書指出的真正的範圍和精神。
[0169]，為了所有目的，如同各個單獨的公布文獻、專利或專利申請為了所有目的而專門和單獨地以全文引用的方式被併入一樣的程度，本文引用所有的參考文獻以全文引用的方式被併入。
[0170]雖然已經參照具體實施例對本發明進行了描述，但是本領域的技術人員將會認識到，在不脫離所附權利要求書 提出的本發明的精神和範圍的前提下，可以進行改變。
【權利要求】
1.一種用於產生對象的時間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括: 在單次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取圖像投影數據，所述醫療成像系統包括單一源/單一檢測器系統； 根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分產生二維圖像的時間序列； 根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的三維圖像；以及 通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述二維圖像的時間序列選擇性結合來產生時間分辨的三維圖像，所述時間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數據的信噪比更高的信噪比； 其中，在單次造影劑注射期間，通過從造影劑到達之後獲取的時間序列的幀中減去造影劑到達之前獲取的時間序列的一個時間幀和時間序列的時間幀的平均值中的至少一者，產生減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列； 所述方法還包括: 將所重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列配準；利用二維圖像空間核對所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列進行卷積；在與所述二維圖像的時間序列的平面垂直的方向上，將所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列中的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應像素的直線進行投影；以及對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述投影的值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像； 其中，通過對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述投影的值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與成像區域中不希望的血管結構對應的信號調整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列基本上不存在與所述成像區域中不希望的血管結構對應的信號；其中，與三維圖像相乘以額外的角度重複； 其中: i)最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值；或者 ii)所述方法還包括: 對於所述時間分辨的三維圖像，計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線.在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及， 對於對應於所述異常的體素，在多個投影角度上平均體素強度。
2.根據權利要求1所述的方法，其中: 所述最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值。
3.根據權利要求2所述的方法，其中，對於每個時間幀，通過基於逐個體素確定所述最小值。
4.根據權利要求3所述的方法，其中，對於每個時間幀，通過在兩個或更多角度處相乘所獲得的每個圖像估計包括所述基本不具有時間解析度的三維圖像與在兩個或更多角度中的各個角度處的投影的乘積的平方根。
5.根據權利要求5所述的方法，其中，所述方法還包括: 對於所述時間分辨的三維圖像，計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線.在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及， 對於對應於所述異常的體素，在多個投影角度上平均所述體素強度。
6.根據權利要求5所述的方法，包括將依賴空間的時間濾波器施加到所述時間分辨的三維圖像。
7.根據權利要求1所述的方法，還包括:為所述時間分辨的三維圖像的每個體素確定時間參數，其中所述時間參數是平均通過時間和達部分峰值時間中的至少一者。
8.根據權利要求7所述的方法，其中確定時間參數包括:基於所述時間參數從所述時間分辨的三維圖像去除陰影假象。
9.根據權利要求7所述的方法，其中確定時間參數包括:將所述時間參數的顏色編碼的顯示疊加在所述時間分辨的三維圖像和根據所述基本不具有時間解析度的三維圖像所產生的血容量圖像中的至少一者上。
10.根據權利要求1所述的方法，其中，在單一源/單一檢測器系統的源檢測器機架的固定位置獲取所述圖像投影數據，直到注射的造影劑在視場中被檢測到並且產生適當的動脈與靜脈對比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對比度的三維旋轉數據集，由此所述源檢測器機架開始轉動。
11.根據權利要求10所述的方法，其中，在獲取所述三維旋轉數據集的最終角度處獲取額外的時間分辨的流出物投影數據，並且所述流出物投影數據用於產生三維的時間分辨的流出物容量。
12.根據權利要求1所述的方法，其中，所述單次造影劑注射是動脈內注射和靜脈內注射中的一者。
13.一種用於產生對象的時間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括: 在多個源-檢測器方向獲得的多次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取圖像投影數據，所述醫療成像系統包括單一源/單一檢測器陣列；以及 在所述多個源-檢測器方向根據所獲取的圖像投影數據產生減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列； 其中，所述圖像投影數據是在所述多次造影劑注射的其中一次注射期間以多個旋轉角度獲取的； 其中，根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分重建基本上不具有時間解析度的三維圖像； 所述方法還包括: 通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列選擇性結合，產生信噪比基本高於所述獲得的圖像投影數據的信噪比的時間分辨的三維圖像； 其中，通過對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的投影值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與成像區域中不希望的血管結構對應的信號調整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列基本上不存在與所述成像區域中不希望的血管結構對應的信號； 其中，與三維圖像相乘在額外的角度重複；以及其中: i)最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值；或者 ii)所述方法還包括: 對於所述時間分辨的三維圖像，計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線.在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及， 對於對應於所述異常的體素，在多個投影角度上平均體素強度。
14.根據權利要求13所述的方法，其中，所述最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值。
15.根據權利要求14所述的方法，其中，對於每個時間幀，通過基於逐個體素確定所述最小值。
16.根據權利要求15所述的方法，其中，對於每個時間幀，通過在兩個或更多角度處相乘所獲得的每個圖像估計包括所述基本不具有時間解析度的三維圖像與在兩個或更多角度中的各個角度處的投影的乘積的平方根。
17.根據權利要求13所述的方法，所述方法還包括: 對於所述時間分辨的三維圖像，計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲 線.在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及， 對於對應於所述異常的體素，在多個投影角度上平均所述體素強度。
18.根據權利要求17所述的方法，包括將依賴空間的時間濾波器施加到所述時間分辨的三維圖像。
19.根據權利要求13所述的方法，還包括:為所述時間分辨的三維圖像的每個體素確定時間參數，其中所述時間參數是平均通過時間和達部分峰值時間中的至少一者。
20.根據權利要求13所述的方法，其中確定時間參數包括:基於所述時間參數從所述時間分辨的三維圖像去除陰影假象。
21.根據權利要求20所述的方法，其中確定時間參數包括:將所述時間參數的顏色編碼的顯示疊加在所述時間分辨的三維圖像和根據所述基本不具有時間解析度的三維圖像所產生的血容量圖像中的至少一者上。
22.根據權利要求13所述的方法，其中，所述多次造影劑注射是動脈內注射和靜脈內注射中的一者。
23.一種用於產生對象的時間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括: 在單次造影劑注射期間，利用醫療成像系統從所述對象獲取圖像投影數據，所述醫療成像系統包括具有兩個單獨的源檢測器系統的雙平面系統； 根據以多個角度獲得的來自每個源檢測器系統的所述獲取的圖像投影數據的至少一部分產生減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列； 根據所獲取的圖像投影數據的至少一部分重建基本不具有時間解析度的三維圖像； 通過將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列選擇性結合，產生時間分辨的三維圖像，所述時間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數據的信噪比更高的信噪比； 將所述重建的基本不具有時間解析度的三維圖像與以多個角度獲得的所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列配準； 利用二維空間核對所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列進行卷積； 在與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的平面垂直的方向上將所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列中的每個像素的值沿著延伸穿過每個相應的像素的直線進行投影；以及 對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述值相乘，以產生所述時間分辨的三維圖像； 其中，通過對於所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列的每個時間幀，將所述基本不具有時間解析度的三維圖像與每個像素的所述投影的值相乘，使得所述時間分辨的三維圖像上與成像區域中不希望的血管結構對應的信號調整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時間序列基本上不存在與所述成像區域中不希望的血管結構對應的信號；以及 其中: i)最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值；或者 ii)所述方法還包括: 對於所述時間分辨的三維圖像，計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線.在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及， 對於對應於所述異常的體素，在多個投影角度上平均體素強度。
24.根據權利要求23所述的方法，其中，所述最終的圖像源自通過在兩個或更多角度處相乘獲得的圖像估計產生的最小值。
25.根據權利要求24所述的方法，其中，對於每個時間幀，通過基於逐個體素確定最小值。
26.根據權利要求25所述的方法，其中，對於每個時間幀，通過在兩個或更多角度處相乘所獲得的每個圖像估計包括基本不具有時間解析度的三維圖像與在兩個或更多角度中的各個角度處的投影的乘積的平方根。
27.根據權利要求23所述的方法，所述方法還包括: 對於時間分辨的三維圖像，計算隨著多個投影角度變化的一個或多個體素強度曲線； 在至少一個體素強度曲線中識別至少一個異常；以及 對於對應於該異常的體素，在多個投影角度上平均體素強度。
28.根據權利要求27所述的方法，包括將依賴空間的時間濾波器施加到時間分辨的三維圖像。
29.根據權利要求23所述的方法，還包括:為所述時間分辨的三維圖像的每個體素確定時間參數，其中所述時間參數是平均通過時間和達部分峰值時間中的至少一者。
30.根據權利要求29所述的方法，其中確定時間參數包括:基於所述時間參數從所述時間分辨的三維圖像中去除陰影假象。
31.根據權利要求30所述的方法，其中確定時間參數包括:將所述時間參數的顏色編碼的顯示疊加在所述時間分辨的三維圖像和根據所述基本不具有時間解析度的三維圖像所產生的血容量圖像中的至少一者上。
32.根據權利要求23所述的方法，其中，在相應的兩個源檢測器系統的兩個源檢測器機架的固定位置獲取圖像投影數據，直到注射的造影劑在視場中被檢測到並且產生適當的動脈和靜脈對比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對比度的三維旋轉數據集，由此所述兩個源檢測器機架中的至少一者開始轉動。
33.根據權利要求32所述的方法，其中，在獲取三維旋轉數據集的最終角度處獲取額外的時間分辨的流出物投影數據，並且所述流出物投影數據用於產生三維的時間分辨的流出 物容量。
【文檔編號】G06T1/00GK103619237SQ201280014231
【公開日】2014年3月5日 申請日期:2012年6月14日 優先權日:2011年6月15日
【發明者】查爾斯·A·米斯特雷塔, 查爾斯·M·斯特羅瑟 申請人:米斯特雷塔醫療有限公司, Cms醫療有限公司