專利名稱：一種icus圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種根據(jù)連續(xù)回撤超聲導(dǎo)管獲取的、覆蓋多個(gè)心動(dòng)周期的冠狀動(dòng)脈內(nèi) 超聲(Intracoronary Ultrasound，ICUS)圖像序列定量測(cè)量冠狀動(dòng)脈血管的三維形態(tài)結(jié)構(gòu) 參數(shù)的方法，屬保健技術(shù)領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
X射線冠狀動(dòng)脈造影和冠狀動(dòng)脈內(nèi)超聲(Intracoronary Ultrasound，ICUS)是目 前臨床普遍采用的診斷冠狀動(dòng)脈病變的介入影像手段?？陀^準(zhǔn)確地測(cè)量冠狀動(dòng)脈血管及 可能存在的病變(包括粥樣硬化斑塊和狹窄等)的形態(tài)結(jié)構(gòu)參數(shù)是診斷冠心病的關(guān)鍵，也 是制定介入治療方案的重要依據(jù)。傳統(tǒng)的診斷過程中，醫(yī)生需要利用解剖、病理等專門知 識(shí)和臨床經(jīng)驗(yàn)，根據(jù)X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像想象血管的三維形態(tài)，估計(jì)其形態(tài)和結(jié)構(gòu)參 數(shù)，因此結(jié)果不夠客觀和準(zhǔn)確?；趦蓚€(gè)近似正交角度的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像的血管 H^MM (S. J. Chen, J. D. Carroll. 3Dreconstruction of coronary arterial tree to optimize angiographic visualization. IEEETransactions on Medical Imaging. 2000, vol. 19，no. 4，pp. 318-336)可為醫(yī)生提供形象、直觀的三維血管圖像，同時(shí)還可對(duì)血管的 形態(tài)參數(shù)(如長(zhǎng)度、分支夾角、曲率等)進(jìn)行定量測(cè)量。但是，該重建結(jié)果僅描述了血管 內(nèi)腔的空間位置和形態(tài)，無(wú)法得到血管腔截面的形態(tài)和斑塊的彌漫程度。且重建時(shí)一般 假設(shè)血管腔橫截面為橢圓，事實(shí)上當(dāng)發(fā)生狹窄時(shí)血管腔的形狀復(fù)雜多樣，狹窄多呈偏心型 和不規(guī)則型，因此這種假設(shè)是不準(zhǔn)確的。與造影相比，ICUS可以顯示血管腔的橫斷面、管 壁的形態(tài)結(jié)構(gòu)、斑塊的組織形態(tài)學(xué)特征等。傳統(tǒng)的ICUS圖像序列中血管的三維重建方法 (P.Schoenhagen. 3D Intravascular ultrasound (IVUS) and IVUS-Palpography insights into the mechanical behavior of the coronary vessel wall. The International Journal of Cardiovascular Imaging. 2006，vol. 22，pp. 153-155)是把一系列的血管內(nèi)超 聲圖像按采集順序疊加起來(lái)形成一個(gè)三維直血管段，完全不考慮血管本身的彎曲和扭曲、 導(dǎo)管在回撤過程中的扭曲所造成的圖像旋轉(zhuǎn)、以及由于心臟運(yùn)動(dòng)和搏動(dòng)血流所導(dǎo)致的運(yùn)動(dòng) 偽影，因而此類方法的結(jié)果是不準(zhǔn)確的，進(jìn)而也無(wú)法保證在此基礎(chǔ)上進(jìn)行的定量測(cè)量的精 度。
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是克服現(xiàn)有技術(shù)的不足、提供一種I⑶S圖像序列中血管的三維形 態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，以提高測(cè)量的精度、為冠心病的診治提供可靠依據(jù)。本發(fā)明所稱問題是以下述技術(shù)方案實(shí)現(xiàn)的一種I⑶S圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，它首先利用連續(xù)回撤超聲 導(dǎo)管獲取的、覆蓋多個(gè)心動(dòng)周期的冠狀動(dòng)脈內(nèi)超聲圖像序列和在超聲導(dǎo)管回撤路徑起點(diǎn)采 集的、兩個(gè)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像之間的交叉信息完成血管的三維重 建，然后采用該三維血管模型，用幾何方法對(duì)臨床需要的血管形態(tài)參數(shù)進(jìn)行測(cè)量和計(jì)算，這些血管形態(tài)參數(shù)是斑塊體積、血管段長(zhǎng)度、血管曲率、血管撓率和血管段容積，具體測(cè)量和 計(jì)算方法如下a、對(duì)原始I⑶S圖像序列和X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像進(jìn)行包括去噪、分割和邊緣提 取的預(yù)處理；b、從在超聲導(dǎo)管回撤路徑起點(diǎn)采集的、一對(duì)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈造 影圖像中三維重建出超聲導(dǎo)管的回撤路徑；C、對(duì)I⑶S圖像序列中存在的由周期性心臟運(yùn)動(dòng)所致的運(yùn)動(dòng)偽影進(jìn)行補(bǔ)償；d、從完成運(yùn)動(dòng)偽影抑制的ICUS圖像序列中選擇出在相同心臟相位處采集的各幀 圖像；e、將分割后的、在相同心臟相位處采集的各幀ICUS圖像按照采集順序沿三維導(dǎo) 管路徑順序排列；f、擬合血管腔的內(nèi)外表面；g、測(cè)量斑塊體積用經(jīng)過血管段上下截面重心連線的平面將血管段分割成多個(gè)六面體網(wǎng)格體元，按 照逆時(shí)針順序分別用W2、\表示六面體網(wǎng)格體元一個(gè)表面的四個(gè)頂點(diǎn)，由此可得兩個(gè) 三角形VtlV1V2和VtlV2V3，則斑塊邊界與外膜邊界之間的第k個(gè)體元的體積Vk為
去[?！?κ,+1)] Vk =
J=I '=I 6
其中，Vu表示坐標(biāo)原點(diǎn)0與第j個(gè)表面上的第i個(gè)三角形的頂點(diǎn)之間的向量，
Ar-I 斑塊體積為:v = ^yk
Ic=O
其中，N是斑塊邊界與外膜邊界之間的六面體網(wǎng)格體元的數(shù)目。 上述ICUS圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，按照采集順序，對(duì)在相同心 臟相位處采集的各幀ICUS圖像中管腔橫截面輪廓重心進(jìn)行B樣條曲線擬合，即可得到三維 管腔軸線，利用B樣條曲線的積分計(jì)算三維管腔軸線的長(zhǎng)度，即得到血管段的長(zhǎng)度。
上述I⑶S圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，設(shè)用B樣條曲線表示的三維 管腔軸線的曲線方程為C(S) = (X(S)，y(s), z(s))(s e
)，則血管曲率κ和血管撓 率τ的計(jì)算公式如下 κ= /(少’之“一+( '-ζ、’) +(工、"一又’’少’)
}
τ ~
(x'2+y'2 + z'2f
χ 丨 乂 ζ'
x" y ζ" χ'" y
(y'z"~y"z')2 +(z'x"-z"x'f +{x'y"-x"y')2 上述I⑶S圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，對(duì)從各幀I⑶S圖像中提取 出的血管壁內(nèi)膜離散輪廓點(diǎn)進(jìn)行B樣條曲線擬合，得到封閉的、用連續(xù)參數(shù)曲線表示的內(nèi) 膜輪廓曲線。以該曲線的重心作為坐標(biāo)原點(diǎn)建立局部坐標(biāo)系，通過在該坐標(biāo)系中進(jìn)行曲線 積分求出該曲線所包圍的面積，就是該幀ICUS圖像中血管壁內(nèi)膜的橫截面積；設(shè)血管段上
5下截面(第i幀和第j幀I⑶S圖像)的法向矢量分別為Iii和~，nQ = ni+nj，上下截面血 管壁內(nèi)膜的橫截面積分別為Gi和Gj,上下截面重心之間的矢量為d，n0和Iii之間的夾角為 μ Pntl和~之間的夾角為Ppntl和d之間的夾角為Φ，則上下截面血管壁內(nèi)膜的橫截面在 矢量nQ方向上的投影面積分別為Gi' =Gi cos=Gj cos μ」；血管段上下截
面之間的距離為h= |d| · cos Φ，該段血管的容積Vi為:V, 二 h· (G1'+ ^JG1 'Gj' + Gj ’ )/3。本發(fā)明在根據(jù)冠狀動(dòng)脈內(nèi)超聲圖像序列重建三維血管模型的基礎(chǔ)上，采用幾何方 法，對(duì)該三維血管模型的具有重要臨床價(jià)值的形態(tài)結(jié)構(gòu)參數(shù)進(jìn)行定量測(cè)量(包括斑塊體 積、血管段長(zhǎng)度、容積、曲率和撓率)，保證了測(cè)量結(jié)果的客觀性和準(zhǔn)確性。與現(xiàn)有的方法相 比，該方法不僅簡(jiǎn)化了圖像采集過程(即無(wú)需ECG門控圖像裝置，而是連續(xù)回撤超聲導(dǎo)管采 集I⑶S圖像)，保證了 I⑶S圖像序列數(shù)據(jù)集合的完整性(無(wú)需拋棄有用幀)，而且抑制了 I⑶S圖像序列中存在的、由周期性心臟運(yùn)動(dòng)所致的運(yùn)動(dòng)偽影，因而重建結(jié)果可全面反映冠 狀動(dòng)脈血管在整個(gè)心動(dòng)周期中的形態(tài)。實(shí)驗(yàn)證明本發(fā)明的測(cè)量結(jié)果較僅采用X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像重建出的血管模 型或傳統(tǒng)的從ICUS圖像序列中三維重建血管的測(cè)量結(jié)果更為精確，從而為冠心病的可視 化診治和對(duì)介入治療效果的評(píng)價(jià)提供了可靠依據(jù)。
下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳述。圖1是本發(fā)明方法的流程圖；圖2是根據(jù)本發(fā)明方法的相鄰幀I⑶S圖像的運(yùn)動(dòng)參數(shù)示意圖；圖3是回撤路徑上各幀I⑶S圖像采集點(diǎn)處的單位切矢；圖4是I⑶S圖像平面垂直于其采集點(diǎn)處的單位切矢；圖5是根據(jù)本發(fā)明方法的血管段上下截面示意圖；圖6是網(wǎng)格化的三維血管段示意圖；圖7是六面體網(wǎng)格體元的構(gòu)造方法示意圖；圖8是六面體網(wǎng)格體元體積計(jì)算方法示意圖。圖中各符號(hào)為Y ρ Y 2、時(shí)刻、和t2的血管壁外膜邊界曲線KpQ、Y i和Y 2的重 心；Δ χ、Δ YX1和C2之間分別在χ和y方向上的位移；Δ α、γ i和γ 2之間的旋轉(zhuǎn)角；(xQ， Y0)、導(dǎo)管中心的坐標(biāo)；c (s)、表示超聲導(dǎo)管三維回撤路徑的B樣條曲線；c (s0)、曲線c (s)上 當(dāng)s = S。時(shí)的點(diǎn)；c (S1)、曲線c (S)上當(dāng)s = S1時(shí)的點(diǎn)；c (s2)、曲線c (S)上當(dāng)s = S2時(shí)的 點(diǎn)；C (Si)、曲線C (S)上當(dāng)S = Si時(shí)的點(diǎn)；(3(&+1)、曲線(^)上當(dāng)S = si+1時(shí)的點(diǎn)；tQ、曲線 C (S)在點(diǎn)C (S0)處的單位切矢量；、、曲線C (S)在點(diǎn)C (S1)處的單位切矢量;t2、曲線C (S) 在點(diǎn)C (S2)處的單位切矢量；ti、曲線C (S)在點(diǎn)C (Si)處的單位切矢量；ti+1、曲線C (S)在點(diǎn) c(si+1)處的單位切矢量；t、曲線C (S)上某幀I⑶S圖像采集點(diǎn)處的單位切矢量；η”η」、血管 段上下截面(即兩幀I⑶S圖像)的法向矢量；d、血管段上下截面(即兩幀I⑶S圖像)重 心之間的矢量；Cu、Q2、血管段上下截面的重心；A、B、C、D、E、F、G、H、六面體網(wǎng)格體元的頂 點(diǎn)Λ、V1, V2, V3、六面體網(wǎng)格體元一個(gè)表面的四個(gè)頂點(diǎn)。文中所用符號(hào)Yl、Y2、時(shí)刻、和、的血管壁外膜邊界曲線AUcpyc^^O^， yc2)、Y1和Y2的重心；Δχ、Ay、(^和C2之間分別在χ和y方向上的位移；Δ α、Y1和Y 2之間的旋轉(zhuǎn)角；(Xo，y。)、導(dǎo)管中心的坐標(biāo)；Δ Xd、Δ X的運(yùn)動(dòng)分量；Δ Xg、Δ X的幾何分量； Ayd, Ay的運(yùn)動(dòng)分量；Δ yg、Δ y的幾何分量；Δ α d、Δ α的運(yùn)動(dòng)分量；Δ α g、Δ α的幾何分 量；Μ、I⑶S圖像序列的總幀數(shù)；(Δ xk，Δ yk)、第k幀和第k+1幀圖像中管腔邊界曲線重心之 間的位移；Δ α k、第k幀和第k+1幀圖像中管腔邊界曲線重心之間的旋轉(zhuǎn)角；AXk、Axk的 幅度譜；Δ Yk、Δ yk的幅度譜；Δ Ak、Δ α k的幅度譜；Δ Xk,d、Δ xk的運(yùn)動(dòng)分量的幅度譜；Δ Yk, d、Ayk的運(yùn)動(dòng)分量的幅度譜；AAk,d、Δ α k的運(yùn)動(dòng)分量的幅度譜；Ik(x，y)、1⑶S圖像序列中 的第k幀圖像；Ik(x' , y')、補(bǔ)償運(yùn)動(dòng)偽影后的第k幀I⑶S圖像；c (s)、表示超聲導(dǎo)管三 維回撤路徑的B樣條曲線；t、曲線C(S)上某幀圖像采集點(diǎn)處的單位切矢量；c' (s)、c(s) 的一階導(dǎo)數(shù)；X(s)、y(s)、z(s)、c(s)分別在x、y和ζ方向上的分量；χ'、χ〃、χ〃 ‘、χ (S) 的一階、二階和三階導(dǎo)數(shù)；y'、y〃、y〃 ‘、y(s)的一階、二階和三階導(dǎo)數(shù)；ζ'、ζ〃、ζ〃 ‘、 Z (s)的一階、二階和三階導(dǎo)數(shù)；Κ、曲率；τ、撓率；GpGj、第i幀和第j幀I⑶S圖像中血管 壁內(nèi)膜的橫截面積；叫、η」、第i幀和第j幀ICUS圖像的法向矢量；η。、血管段的方向矢量； Gi'、G/、第i幀和第j幀I⑶S圖像中的血管壁內(nèi)膜的橫截面在矢量Iitl方向上的投影面 積；μ ” 和Iii之間的夾角；μ j>n0和nj之間的夾角；d、血管段上下截面重心之間的矢量； h、血管段上下截面之間的距離；Φ、 和d之間的夾角A、血管段的體積；Vk、六面體網(wǎng)格體 元的體積；V、目標(biāo)區(qū)域(斑塊)的體積；N、斑塊邊界與外膜邊界之間的六面體網(wǎng)格體元的 數(shù)目；Cu、C『血管段上下截面的重心；A、B、C、D、E、F、G、H、六面體網(wǎng)格體元的頂點(diǎn)八、V1, V2、V3、六面體網(wǎng)格體元一個(gè)表面的四個(gè)頂點(diǎn)；0、坐標(biāo)原點(diǎn)；Vm、坐標(biāo)原點(diǎn)0與第j個(gè)表面上 的第i個(gè)三角形的頂點(diǎn)之間的向量。
具體實(shí)施例方式如附圖1所示，本發(fā)明方法的步驟包括(1)對(duì)原始X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像和I⑶S圖像進(jìn)行預(yù)處理對(duì)于在超聲導(dǎo)管回撤路徑起點(diǎn)采集的、一對(duì)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈 造影圖像，首先應(yīng)用Top-Hat變換消除圖像中尺寸較大的組織結(jié)構(gòu)噪聲，然后再采用旋 轉(zhuǎn)一維高斯模板法(Xu Zhi, Xie Hongbo, Chen Xiaodong, et al. Detection of vessel boundary in coronary angiogram. Proceedings of SPIE International Conference on Electronic Imaging and Multimedia Technology III.2002, vol.4925, pp. 558-562)對(duì) 圖像進(jìn)行模板匹配增強(qiáng)，消除尺寸較小的噪聲。對(duì)于ICUS 圖像序列，采用 snake 模型(M. Kass，A. Witkin，D. Terzopoulos. Snakes active contour models. International Journal of Computer Vision.1987, vol.1, no. 4，pp. 321-331)法從各幀圖像中提取出血管壁的管腔-斑塊邊界和外膜邊界。(2)從在超聲導(dǎo)管回撤路徑起點(diǎn)采集的、一對(duì)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈 造影圖像中三維重建出超聲導(dǎo)管的回撤路徑本發(fā)明采用國(guó)家發(fā)明專利，一種冠狀動(dòng)脈血管軸線的四維重建方法(專利號(hào) ZL200810055038. 3.)的方法，完成一對(duì)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像中超聲 導(dǎo)管回撤路徑的三維重建。方法的基本原理是運(yùn)用snake模型技術(shù)(M. Kass, A. Witkin, D. Terzopoulos. Snakes :active contour models. International Journal of Computer Vision. 1987，vol. 1，no. 4，pp. 321-331)，表示導(dǎo)管路徑的snake曲線在約束力的作用下直接在三維空間中變形，外部約束力保證曲線在左右成像平面上的投影位于相應(yīng)的導(dǎo)管投 影，內(nèi)部約束力保證曲線的連續(xù)和光滑。通過求解能量函數(shù)的最小化問題，使模型變形，直 接獲得導(dǎo)管路徑的三維坐標(biāo)，結(jié)果是用三次B樣條曲線表示的三維曲線。(3)補(bǔ)償I⑶S圖像序列中存在的由周期性心臟運(yùn)動(dòng)所致的運(yùn)動(dòng)偽影如附圖2所示，相鄰幀ICUS圖像之間血管腔橫截面的平移和旋轉(zhuǎn)可分別用血管壁 外膜邊界曲線的重心的位移和邊界曲線之間的旋轉(zhuǎn)角來(lái)表示。設(shè)時(shí)刻、和t2的外膜邊界 曲線分別為Y1和Y2，其重心分別SC1(Xc^yci) *C2(Xc2，yc2)，Y1和Y2之間的位移為
Ax = XC2 一 Xc1 <Ay = yc2-yc1
①[和￥2之間的旋轉(zhuǎn)角為Δ α，旋轉(zhuǎn)中心為超聲導(dǎo)管中心(Χ(1，％) Δα = arctg(yc2/xc2)_arctg (Yc1Ac1)
② 位移(Δχ，Ay)和旋轉(zhuǎn)角Δ α分別由兩部分組成
Δτ = Axd + Axg
^y = ^yd+^yg
Aa = Aad + Aag
③其中腳標(biāo)d和g分別表示運(yùn)動(dòng)分量和幾何分量。本發(fā)明方法采用譜分析的方法完 成運(yùn)動(dòng)和幾何分量的分離，即對(duì)計(jì)算出的一系列(ΔΧ ，Ayk, Aak) (k = 1，2，. . .，M，M為 I⑶S圖像序列的總幀數(shù))進(jìn)行傅立葉變換，得到其幅度譜AXk、AYk和AAk，則運(yùn)動(dòng)和幾何 分量分別對(duì)應(yīng)于其中的高頻和低頻分量。然后采用高通濾波器分別對(duì)AXk、AYk和AAk進(jìn) 行濾波，濾波器的輸出即是運(yùn)動(dòng)分量的幅度譜AXk,d、AYu* Δ Ak, d，再對(duì)其進(jìn)行逆傅立葉 變換即可得到AXk,d、Ayk,Δ ak,d。由于運(yùn)動(dòng)分量主要由周期性心臟運(yùn)動(dòng)引起，因此本 發(fā)明方法將高通濾波器的通帶截止頻率設(shè)定為病人的心率值(單位次/秒，即Hz)，該值 可以從ICUS圖像序列中估計(jì)出來(lái)，具體方法參見(國(guó)家發(fā)明專利，一種提高冠狀動(dòng)脈內(nèi)超 聲圖像視覺效果的方法.申請(qǐng)?zhí)?200910075133. 4)。估計(jì)出1(舊圖像序列中的第1^幀圖像11;0^，7)& = 2，3，...，1)的(Axk,d，Ayk, d，Δ ak,d)之后，將Ik(x，y)中、基于以導(dǎo)管中心為坐標(biāo)原點(diǎn)的坐標(biāo)系的各像素點(diǎn)的坐標(biāo)先 反向平移，再反向旋轉(zhuǎn)，即得到補(bǔ)償運(yùn)動(dòng)偽影后的圖像Ik(x' ,Y')
cos(-￡A ,JSin(^Aajiy)
ι=2ι=2
k k
-Sini-J^Aal d)cos(-^Aai d)
ι=2
■Σ κ
ι=2
y-Σ^
④(4)從完成運(yùn)動(dòng)偽影抑制的ICUS圖像序列中選擇出在相同心臟相位處采集的各 幀圖像本發(fā)明采用(國(guó)家發(fā)明專利，一種提高冠狀動(dòng)脈內(nèi)超聲圖像視覺效果的方法.申 請(qǐng)?zhí)?200910075133. 4)中的方法，對(duì)于完成運(yùn)動(dòng)偽影抑制的I⑶S圖像序列，找到相鄰心動(dòng) 周期中各幀ICUS圖像之間的對(duì)應(yīng)關(guān)系，并選擇出在相同心臟相位處采集的各幀圖像。方法 的基本原理是首先分析各幀ICUS圖像之間灰度特征的差異度，構(gòu)造ICUS圖像序列的差 異矩陣；然后采用動(dòng)態(tài)規(guī)劃算法(Geiger D，Gupta A，Vlontzos JA, Vlontzos J. Dynamic programming for detecting, tracking and matching deformable contours.IEEETransactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence.1995, vol.17, no. 3, PP. 294-302)，通過在差異矩陣中尋找一條累計(jì)差異度最小的最優(yōu)路徑，為各幀I⑶S圖像 找到其在相鄰心動(dòng)周期中的對(duì)應(yīng)幀。(5)將分割后的、在相同心臟相位處采集的各幀ICUS圖像按照采集順序沿三維導(dǎo) 管路徑順序排列如附圖3所示，設(shè)c (s) (0彡s彡1)是表示超聲導(dǎo)管三維回撤路徑的B樣條曲線， 為了沿C(S)準(zhǔn)確排列在相同心臟相位處采集的各幀ICUS圖像，計(jì)算c (s)上各幀圖像采集 點(diǎn)處的單位切矢量t = c' (s)/|c' (s) I，然后如附圖4所示，在沿導(dǎo)管路徑按照采集順序 依次排列各幀ICUS圖像時(shí)，令各幀圖像平面垂直于其采集點(diǎn)處的單位切矢量即可。(6)擬合血管腔的內(nèi)外表面采用NURBS (非均勻有理B樣條)曲面，對(duì)沿導(dǎo)管路徑排列的管腔橫截面中的血管 壁邊界點(diǎn)進(jìn)行擬合，得到光滑、連續(xù)的三維血管腔內(nèi)外表面。(7)根據(jù)重建出的三維血管模型定量測(cè)量血管的形態(tài)結(jié)構(gòu)參數(shù)，包括血管段長(zhǎng)度、 容積、曲率、撓率和斑塊體積的測(cè)量(7. 1)血管段長(zhǎng)度如附圖4所示，按照采集順序，對(duì)在相同心臟相位處采集的各幀ICUS圖像中管腔 橫截面輪廓重心進(jìn)行B樣條曲線擬合，即可得到三維管腔軸線。利用B樣條曲線的積分計(jì) 算三維管腔軸線的長(zhǎng)度，即得到血管段的長(zhǎng)度。(7. 2)血管段曲率和撓率在得到用B樣條曲線表示的三維管腔軸線之后，利用微分幾何中的相關(guān)公式即可 計(jì)算出管腔軸線上各點(diǎn)處的曲率和撓率。設(shè)曲線方程為C(S) = (x(s),y(s),z(s))(se
)，曲率K和撓率τ的計(jì)算公式如下
權(quán)利要求
一種ICUS圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，其特征是，首先利用連續(xù)回撤超聲導(dǎo)管獲取的、覆蓋多個(gè)心動(dòng)周期的冠狀動(dòng)脈內(nèi)超聲圖像序列和在超聲導(dǎo)管回撤路徑起點(diǎn)采集的、兩個(gè)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像之間的交叉信息完成血管的三維重建，然后采用該三維血管模型，用幾何方法對(duì)臨床需要的血管形態(tài)參數(shù)進(jìn)行測(cè)量和計(jì)算，這些形態(tài)參數(shù)是斑塊體積、血管段長(zhǎng)度、血管曲率、血管撓率和血管段容積，具體測(cè)量和計(jì)算方法如下a、對(duì)原始ICUS圖像序列和X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像進(jìn)行去噪、分割和邊緣提取的預(yù)處理；b、從在超聲導(dǎo)管回撤路徑起點(diǎn)采集的、一對(duì)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像中三維重建出超聲導(dǎo)管的回撤路徑；c、對(duì)ICUS圖像序列中存在的由周期性心臟運(yùn)動(dòng)所致的運(yùn)動(dòng)偽影進(jìn)行補(bǔ)償；d、從完成運(yùn)動(dòng)偽影抑制的ICUS圖像序列中選擇出在相同心臟相位處采集的各幀圖像；e、將分割后的、在相同心臟相位處采集的各幀ICUS圖像按照采集順序沿三維導(dǎo)管路徑順序排列；f、擬合血管腔的內(nèi)外表面；g、測(cè)量斑塊體積用經(jīng)過血管段上下截面重心連線的平面將血管段分割成多個(gè)六面體網(wǎng)格體元，按照逆時(shí)針順序分別用V0、V1、V2、V3表示六面體體元一個(gè)表面的四個(gè)頂點(diǎn)，由此可得兩個(gè)三角形V0V1V2和V0V2V3，則斑塊邊界與外膜邊界之間的第k個(gè)體元的體積Vk為 <mrow><msub> <mi>V</mi> <mi>k</mi></msub><mo>=</mo><mo>|</mo><munderover> <mi>Σ</mi> <mrow><mi>j</mi><mo>=</mo><mn>1</mn> </mrow> <mn>6</mn></munderover><munderover> <mi>Σ</mi> <mrow><mi>i</mi><mo>=</mo><mn>1</mn> </mrow> <mn>2</mn></munderover><mfrac> <mn>1</mn> <mn>6</mn></mfrac><mo>[</mo><msub> <mi>V</mi> <mrow><mi>j</mi><mo>,</mo><mn>0</mn> </mrow></msub><mo>·</mo><mrow> <mo>(</mo> <msub><mi>V</mi><mrow> <mi>j</mi> <mo>,</mo> <mi>i</mi></mrow> </msub> <mo>×</mo> <msub><mi>V</mi><mrow> <mi>j</mi> <mo>,</mo> <mi>i</mi> <mo>+</mo> <mn>1</mn></mrow> </msub> <mo>)</mo></mrow><mo>]</mo><mo>|</mo> </mrow>其中，Vj，i表示坐標(biāo)原點(diǎn)O與第j個(gè)表面上的第i個(gè)三角形的頂點(diǎn)之間的向量，斑塊體積為 <mrow><mi>V</mi><mo>=</mo><munderover> <mi>Σ</mi> <mrow><mi>k</mi><mo>=</mo><mn>0</mn> </mrow> <mrow><mi>N</mi><mo>-</mo><mn>1</mn> </mrow></munderover><msub> <mi>V</mi> <mi>k</mi></msub> </mrow>其中，N是斑塊邊界與外膜邊界之間的六面體網(wǎng)格體元的數(shù)目。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述ICUS圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，其特征是，按 照采集順序，對(duì)在相同心臟相位處采集的各幀ICUS圖像中管腔橫截面輪廓重心進(jìn)行B樣條 曲線擬合，即可得到三維管腔軸線。利用B樣條曲線的積分計(jì)算三維管腔軸線的長(zhǎng)度，即得 到血管段的長(zhǎng)度。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述ICUS圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，其特征 是，設(shè)用B樣條曲線表示的三維管腔軸線的曲線方程為C(S) = (x(s),y(s),z(s))(se
)，則血管曲率κ和血管撓率τ的計(jì)算公式如下κ = 去[”，?！?廠"χ 廠"+1)]J=\ !=1 0斑塊體積為(y' z"- yn ζ')2 +(ζ' χ"- ζ" xf +(x' y"-x" y') (xa + ya + z'2f
4.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述ICUS圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，其特征 是，對(duì)從各幀ICUS圖像中提取出的血管壁內(nèi)膜離散輪廓點(diǎn)進(jìn)行B樣條曲線擬合，得到封閉 的、用連續(xù)參數(shù)曲線表示的內(nèi)膜輪廓曲線。以該曲線的重心作為坐標(biāo)原點(diǎn)建立局部坐標(biāo)系， 通過在該坐標(biāo)系中進(jìn)行曲線積分求出該曲線所包圍的面積，就是該幀ICUS圖像中血管壁 內(nèi)膜的橫截面積；設(shè)血管段上下截面(第i幀和第j幀ICUS圖像)的法向矢量分別為Iii 和η」，n0 = ni+nj，上下截面血管壁內(nèi)膜的橫截面積分別為Gi和Gj，上下截面重心之間的矢 量為d，n0和Iii之間的夾角為μ t，n0和η」之間的夾角為μ」，η0和d之間的夾角為Φ，則 上下截面血管壁內(nèi)膜的橫截面在矢量Iitl方向上的投影面積分別為Gi' =Gi cos Pi* G/ = Gj cos 血管段上下截面之間的距離為h= |d卜coscK該段血管的容積\為
全文摘要
一種ICUS圖像序列中血管的三維形態(tài)參數(shù)測(cè)量方法，用于提高冠狀動(dòng)脈血管形態(tài)參數(shù)的測(cè)量精度。其技術(shù)方案是首先利用連續(xù)回撤超聲導(dǎo)管獲取的、覆蓋多個(gè)心動(dòng)周期的冠狀動(dòng)脈內(nèi)超聲圖像序列和在超聲導(dǎo)管回撤路徑起點(diǎn)采集的、兩個(gè)近似垂直方位上的X射線冠狀動(dòng)脈造影圖像之間的交叉信息完成血管的三維重建，然后采用該三維血管模型，用幾何方法對(duì)臨床重要的血管形態(tài)參數(shù)進(jìn)行測(cè)量和計(jì)算。實(shí)驗(yàn)證明，本發(fā)明對(duì)血管形態(tài)參數(shù)的測(cè)量結(jié)果比傳統(tǒng)方法更為精確，從而為冠心病的可視化診治和對(duì)介入治療效果的評(píng)價(jià)提供了可靠依據(jù)。
文檔編號(hào)G06T17/00GK101953696SQ201010297280
公開日2011年1月26日 申請(qǐng)日期2010年9月30日 優(yōu)先權(quán)日2010年9月30日
發(fā)明者丁偉榮, 孫正, 康元元, 田美影, 郭曉帥 申請(qǐng)人:華北電力大學(xué)(保定)