专利名称：无相态心脏路线图绘制的制作方法
技术领域：
本发明涉及介入式成像领域。具体而言，本发明涉及一种用于检查研 究对象的心脏路线图绘制检查设备、 一种用于心脏路线图绘制的方法、一 种计算机可读介质、程序单元和图像处理装置。
背景技术：
为了治疗心脏狭窄，可以在导管实验室中使用PTCA (经皮的冠动脉血 管成形术)的成像系统。在下文中，描述了基本介入式过程，可以在[3]中 找到它
"当在入口位点将导管插入血管系统之后，沿着大血管使其行进到需要 治疗的血管结构。经由导管注射造影剂，cathlabx射线设备记录示出了用造 影剂填充时的血管的血管造影序列。可以改变成像仪的几何结构重复诊断 血管造影采集。基于这种诊断造影进行诊断和介入计划编排(......)。在介
入期间，将柔性的、对无线电部分或完全不透明的导丝推进到受影响的血 管结构(例如冠状动脉中的狭窄处、神经血管动脉瘤或动脉-静脉畸形)。荧 光低剂量x射线观测使导丝(......)可视化并允许在推进导丝的同时介入
式治疗师手眼协调。在定位时，导丝充当轨道，以输送介入式装置(例如 用于扩张和支架输送的气囊、用于动脉瘤凝结的可拆线圈)。介入式装置的 输送和部署也是受荧光监测控制的。"
在[3]中，描述了血管造影片和实况图像之间的覆盖技术(称为路线图 绘制)
"在这种过程中，在介入期间血管结构本身不可见，因为它对无线电 是不透明的。因此，导丝和介入式装置的导航和精确定位单调乏味、耗时 很长且需要额外的造影剂爆发(burst)来相对于相关血管搞清装置的位置。 由于散射的原因，在采集诊断血管造影片和介入式荧光检查时，患者和医 务人员都暴露于x射线中。因此，希望有导航支持以减少介入时间并提高定位精度。常规地，将利用类似的成像仪几何构造采集的静态诊断血管造 影片与实况介入式荧光检查相邻显示。对于血管之内导丝和装置的导航， 需要对静态血管造影片和实况荧光检查进行主观视觉融合。 一种改进的富 文本可视化技术可以在导航中给出重要支持。作为一种简单的方法，可以 将预处理的血管造影片覆盖到荧光图像流上，从而在一个屏幕上同时显示 血管和介入式装置。然而，在采集诊断血管造影片和荧光检查之间，时间 已经过去，患者无意且细微的运动导致位置和取向发生变化以及软组织变 形。对于冠状动脉介入，由于心脏搏动和呼吸运动，血管结构也在不断变 化。因此，这种覆盖技术存在着介入式荧光检查和诊断覆盖不匹配的问题 (......)。结果，在血管内部显示不了导丝和介入式装置，感知到的重叠图
像的质量较差。"
因此导航系统可以帮助心病学家，提供与实况荧光检查图片相邻或覆 盖在其上而显示的心脏路线图。理想情况下，这种心脏路线图代表了在血 管造影期间采集的血管网络，与当前的实况图像具有相同的心脏相态。
文献[1]和[2]介绍了一种实现心脏路线图绘制的基本方法。它们依赖于 心脏和呼吸周期的提取，并依赖于在血管造影片图像(填充状态下)和实 况图像之间对这些周期的匹配。
然而，[l]、 [2]中介绍的以周期为中心的方法可能不是完美的。当冠状 动脉内的介入装置不在路线图之内时，可能会表现出很强的误差。对于导 丝尖端而言这是一种典型情况。这种对无线电不透明的短金属部分是介入 装置的头部。为了在路线图绘制支持下正确引导通过血管网络，心脏病专 家实际上可以依赖于根据路线图绘制数据精确定位的导丝尖端。
在[3]中，提出了对[l]、 [2]的细化，包括使导丝尖端与路线图绘制数据 配准。为此，从对应于所考虑实况图像的血管造影片图像计算血管图(例
如，遵循[l]、 [2]的以周期为中心方法建立这种对应关系)，并从实况图像提
取导丝尖端。然后将提取的尖端与血管图配准。这可以帮助改善路线图和
介入式装置之间的正确匹配。
希望在血管造影片序列和寿命序列之间具有改善的配准。 本发明提供了一种用于检查研究对象的心脏路线图绘制的检查设备、
一种图像处理装置、 一种计算机可读介质、 一种程序单元和一种具有根据独立权利要求所述特征的检查研究对象的方法。
应当指出，以下描述的本发明示范性实施例也适用于检查研究对象的 方法、计算机可读介质、图像处理装置和程序单元。
发明内容
根据本发明的第一方面，提供了一种为检查研究对象而进行心脏路线 图绘制的检查设备，所述检査设备包括确定单元，适于根据如下至少一 项进行心脏路线图绘制对所述研究对象的第一图像序列和所述研究对象 的第二图像序列的全局相关性确定，以及基于对所述第一图像和所述第二 图像中第一对象和第二对象的识别，对所述研究对象的第一图像和所述研 究对象的第二图像的相关性确定。
换言之，无需在第一步执行图像选择或配对并随后在第二步进行图像 配准就可以全局地进行整个图像序列的配准。
因此，提供了一种心脏路线图绘制技术，所述技术不依赖于对血管造 影片和生命图像进行以相态为中心的配对的前提。相反，将血管造影片和 生命图像的配对和精确配准都结合在单个操作之内。
这种操作可以包括将生命时间(life-time)逐渐构建的装置图序列与血 管造影片生成期间构建的血管图序列进行全局配准。这种全局运动补偿的 关联过程依赖于图的相似性，但也要求时间的一致。
或者，或此外，心脏路线图绘制基于对象的增强，在这种情况下，在 生命图像和血管造影图像中识别两个或更多对象，以便实现图像配准，即 相关性确定。不需要相态测量。
根据本发明的另一示范性实施例，所述第一图像是从所述研究对象的 血管造影片导出的血管图；并且所述第二图像是生命装置图。
因此，无需涉及额外的配对或相态测量步骤，就可以实现血管图和装 置图的配准。
根据本发明的另一示范性实施例，所述第二图像是二值或多值的，反 映所述第一对象和所述第二对象存在的可能性。
此外，根据本发明的另一示范性实施例，所述研究对象为血管树，其 中所述第一对象是位于所述血管树的枢纽点的导管注射端，所述第二对象
7是插入所述血管树的冠状动脉中的导丝或球囊标记或支架标记。
此外，根据本发明的另一示范性实施例，如果未执行所述第一对象或 所述第二对象的探测，所述检查设备还适于发出警报。
换言之，如果无意中从检查体积，即血管树中移除了两个对象之一， 即注射端或导丝，则发出报警信号以警告用户。
根据本发明的另一示范性实施例，所述第一图像序列为血管图序列， 所述第二图像序列为装置图序列。
根据本发明的另一示范性实施例，所述装置图序列是在所述研究对象 介入期间获得的生命时间序列。
根据本发明的另一示范性实施例，所述全局相关性确定包括定义一类 几何变换。
例如，这一类几何变换可以是属于一定范围的所有平移的类别。此外， 该类别可以包括其他刚性变换，例如旋转或剪切，甚至是非刚性变换。
根据本发明的另一示范性实施例，所述全局相关性确定包括将所述装 置图序列的装置图与所述血管图序列的血管图进行比较，在所述装置图序 列的每个装置图和所述血管图序列的每个血管图之间获得相似性S[Dj， Vj， Tk]。
例如，在变换类别的范围之内，可以经由给定的相似性准则将所有几 何变换的原因装置图与有用的血管造影片部分的所有血管图进行比较。
根据本发明的另一示范性实施例，所述全局相关性确定包括优化测度
函数K[A]，其涉及到相似性。
此外，根据本发明的另一示范性实施例，优化测度函数要求时间一致
性H[A]。
此外，装置图序列可以是原因装置图序列。
根据本发明的另一示范性实施例，血管图序列是从血管造影片数据集 和血管造影片数据集的隔离子集之一生成的，其中血管图序列包括多个血 管像。
此外，根据本发明的另一示范性实施例，基于血管增强图像生成血管 图序列的血管像。
此外，根据本发明的另一示范性实施例，基于血管造影数据集的完全隔离子集计算血管图序列的每个血管像。
根据本发明的另一示范性实施例，根据基于柱形图和基于阈值的过程 的至少一种进行血管造影片数据集的子集隔离。
根据本发明的另一示范性实施例，从生命图像数据集生成装置图序列。
此外，可以基于导丝或标记位置中的至少一个生成装置图序列。
根据本发明的另一示范性实施例，将所述检査设备配置为由材料测试 设备、医疗应用设备和微型CT系统构成的组中的一种。本发明的应用领域 可以是医学成像或行李检查。
根据本发明的另一示范性实施例，将所述检查设备改造为三维计算机 断层成像设备和三维旋转X射线设备之一。
此外，根据本发明的另一示范性实施例，提供了一种利用检查设备为 检查研究对象而进行心脏路线图绘制的方法，其中基于如下至少一项进行 心脏路线图绘制对所述研究对象的第一图像序列和所述研究对象的第二 图像序列的全局相关性确定，以及基于对所述第一图像和所述第二图像中 第一对象和第二对象的识别对所述研究对象的第一图像和所述研究对象的 第二图像的相关性确定。
这可以实现不以相态为中心的配准方法。
根据本发明的另一示范性实施例，提供了一种为检查研究对象而进行 心脏路线图绘制的图像处理装置，所述图像处理装置包括用于存储研究对 象数据集的存储器并且适于执行上述方法的步骤。
根据本发明的另一示范性实施例，提供了一种计算机可读介质，其中 存储用于心脏路线图绘制的计算机程序，在被处理器执行时，所述计算机 程序令处理器执行上述方法的步骤。
此外，根据本发明的另一示范性实施例，提供了一种为检查研究对象 而进行心脏路线图绘制的程序单元，在被处理器执行时，所述程序单元令 处理器执行上述方法的步骤。
本领域的技术人员将容易认识到，检查研究对象的方法可以实现为计 算机程序，即由软件实现，或者可以利用一个或多个特殊电子优化电路， 即在硬件中实现，或者可以将该方法实现为混合形式，即借助软件部件和 硬件部件实现。
9可以优选地将根据本发明示范性实施例的程序单元加载到数据处理器 的工作存储器中。于是可以装备数据处理器以执行本发明的方法的示范性 实施例。计算机程序可以用任何适当的程序设计语言，例如C十+写成，且 可以存储于诸如CD-ROM的计算机可读介质上。而且，可以从诸如万维网 的网络上得到该计算机程序，可以从网络上将该计算机程序下载到图像处 理单元或处理器或任何适当的计算机中。
可以将以下特征视为本发明示范性实施例的要点无需额外的配对或 图像选择步骤来进行关于血管造影数据集的图像和关于生命时间数据集的 图像的配准。不必进行心脏或呼吸相态的识别。因此，不需要心电图或肺 监测设备。
参考下文所述的实施例，本发明的这些和其他方面将变得显见且得到 阐述。
现在将在下文中参考以下附图描述本发明的示范性实施例。
图1示出了根据本发明示范性实施例的C臂旋转x射线检查设备的简 化示意图2示出了根据本发明示范性实施例用于配准的血管造影序列和生命
序列的示意图3示出了根据本发明的方法的示范性实施例的流程图4示出了根据本发明的方法的另一示范性实施例的流程图5示出了根据本发明的图像处理装置的示范性实施例，用于执行根
据本发明的方法的示范性实施例。
具体实施例方式
附图中的图示是示意性的。在不同附图中，类似或相同的元件拥有相 同的附图标记。
图1示出了可以在其中实施根据本发明的方法的示范性旋转X射线扫 描机的示意图。将X射线源100和具有大灵敏面积的平面探测器101安装 到C臂102的末端。C臂102由弯轨，即"套筒"103保持。C臂可以在套筒103中滑动，由此绕C臂的轴进行"滚动运动"。套筒103通过旋转关节附着 到L臂104，能够绕该关节的轴做"螺旋桨运动"。L臂104通过另一旋转关 节附着到顶棚，且能够绕该关节的轴进行旋转。由伺服电机实现各种旋转 运动。三个旋转运动的轴和锥形束的轴始终在单个固定点，即旋转X射线 扫描机的"等中心点"105汇合。在沿着源轨迹的所有锥形束投射的等中心点 周围有一定的体积。该"投射体积"(VOP)的形状和大小取决于探测器的形 状和大小以及源的轨迹。在图1中，球IIO表示匹配到VOP中的最大等中 心球。将要成像的对象(例如患者或一件行李)放在台111上，使得对象 的VOI填充VOP。如果对象充分小，它将完全匹配到VOP中；否则就不 是。因此VOP限制着VOI的大小。
各种旋转运动受到控制单元112的控制。C臂角度、套筒角度和L臂 角度的每个三元组都定义了 X射线源的位置。通过随时间改变这些角度， 可以使源沿着预定源轨迹运动。C臂另一端的探测器做对应的运动。
图2示出了根据本发明示范性实施例用于配准的血管造影序列图像201 和生命序列图像202的示意图。图像201示出了血管树203，在介入期间获 得的图像202示出了插入血管树203中的导丝204。
如[3]中提出的，用于重叠血管造影片和生命图像的方案可能受到限制， 因为它是以单个介入式装置，即导丝尖端为目标的。通过反复使用单数在 通篇中明确了提取装置的唯一性
-在2.中提取血管和一个装置或一个导丝...
-在3.2中在实时处理期间， 一个相关对象...
-在6.中这种方法(提取血管和一个装置，然后匹配这些对象)...
如今，在PTCA介入中，仅有导丝的尖端对无线电充分不透明，以至 于能够被似真地提取出来(与整条线相比)。因此，与填充式血管造影中的血 管宽度相比，目标装置具有非常有限的宽度。事实上，这还适用于其他可 能的介入式装置，例如球囊标记(曾在[3]中提到)或造影剂从其流入冠状 动脉的导管注射端(在[3]中未提到导管作为可能的目标装置)。
令人遗憾的是，血管造影图像中血管宽度和对应实况图像中分割对象 的宽度之间的不一致可能必然会导致配准的高度不精确性。例如，如果尖 端相当直(这种情况非常常见)，可以将其适度地匹配到表现出相同取向的任何直血管部分中(假定简单的基于平移的配准过程)。这当然可能导致高
度地无法识别的情况，容易出现相当大的配准错误。
本发明可以改善这种状况，可以抑制[3]中所述方法的高度不精确性。 根据本发明的一方面，同时提供和探测(或增强)若干介入对象。这
可以在心脏路线图绘制期间改善路线图和实况图像的配准。
具体而言，本发明提出在血管造影片和实况图像中都加强导管注射端
的存在，并将注射端的探测与诸如导丝尖端和/或球囊/支架标记的另一介入 装置的探测组合。
注射端在血管网络解剖结构的枢纽点处的优先位置结合诸如导丝尖端 位置的更远端装置位置，是血管造影血管图和多装置图的鲁棒性的关键要 素。
在常规使用的PTCA规程中，注射端未必存在于血管造影片和实况图
像两者中。根据本发明的示范性实施例，稍微修改介入规程以加强在血管 造影片和实况图像中的该存在连同实况图像中第二介入装置的存在。这可 以改善血管到装置的配准操作。
除了规程变化之外，本发明提出的探测和配准方法与[3]的不同之处在
于，所涉及对象的明确本质可以在探测阶段实现更高的特异性以及在配准 阶段实现更低的复杂性(见下文)。
本发明既提出了介入式规程约束，又提出了用于心脏路线图绘制的探 测/配准方法。
规程约束
本发明的一方面提出，两个不同装置应当存在于实况图像中，而它们 相应的解剖学位置应该在血管造影图像中可见。 作为示范性实施例，本发明提出
-导管造影剂注射端应该在血管造影图像和对应的实况图像中都是可 见的。可以使用快门，甚至在血管造影片和实况相态之间位移，条件是注 射端在两个相态中都可见。
-至少第二介入式装置(通常为导丝尖端或支架/球囊标记)应当存在 于实况图像中，且其解剖学位置在血管造影图像中可见。
图3示出了根据本发明的探测/配准方法的示范性实施例的流程图。步骤l:血管图生成
该方法依赖于血管图的构造，血管图可以简单地为血管分割图像或针 对每个像素提供血管存在可能性的图。根据本发明的优选实施例，导管注 射端应当是该血管图的一部分。
步骤2:多装置图的生成
将第二步骤应用于实况图像。其包括建立考虑到至少两个不同介入式 装置的存在的装置图。那些装置是特定的，这种图生成方法可以利用这种 特异性。对于每种装置属性，可能涉及专门的技术。例如，可能考虑到装 置的尺度、预期的宽度和位置。具体而言，要在图像边缘附近或快门边缘 附近寻找注射端。在使用对象特异性技术时，可以独立生成若干装置图， 然后最终合并成考虑到所有目标装置的单个多装置图中。
合成装置图可以是二值的，或者如在血管的情况下为多值的，反映存 在每个目标装置的可能性。
步骤3:血管图与装置图的配准
然后可以应用配准过程。其包括(在预先限定类别的可能变换中)找 到使血管和多装置路线图之间的相似性最大化的几何变换的步骤。可以考 虑若干种相似性度量。
与[3]相反，可能不需要依靠血管图的距离变换。在[3]中，这种方法是 必需的，因为由于装置图的宽度有限导致配准不确定。利用多装置图方法， 可以涉及到更简单的方法，例如通常的相关方法。
可以提供本发明该方面的若干其他实施例，例如
-在多装置图中必需要考虑至少两个不同装置，但上述第一实施例未必 指定这些装置的属性。
-第一装置例如可以是导管注射端。
-第二装置例如可以是导丝尖端或球囊/支架标记。
-还可以将本发明应用于同一种装置的多处存在。例如，可以使用若干 导丝尖端。
-每种图(血管图和多装置图)可以是二值的(探测的情况)或多值的 (增强型情况)。
-可以涉及到特异性强的考虑，例如注射端应当与图像边界(或快门边界)相交，以便为多装置图修剪掉不需要的寄生对象。
-由于在寻找非常特定的介入装置，在探测方法未能在多装置图生成期 间识别至少两个目标装置时，可以向心脏病专家发出警报。这可以是实施 心脏路线图绘制的适当规程的方法。
-在第一实施例中未描述建立给定实况图像及其血管造影片对应物之 间的对应关系的方法。可以使用如[l]、 [2]所述的若干特定方法。
在结合文献[l]、 [2]、 [3]描述的所有方法中，第一步包括当前实况图像 与给定血管造影图像的配对，这种配对得益于它们心脏相态的匹配(可能 此外它们呼吸相态的匹配)。
不过，这种配对可以依赖于ECG信号或基于图像的心脏相态确定(这
常常被称为记波图方法)。
应当指出，在依赖于这种以相态为中心的方法时，可能会遇到如下问
题
-已知ECG信号基本不可靠。具体而言，可以将ECG直接连接到电活 动，这不能完美地预测机械性肌肉活动(产生我们希望补偿的运动)。 -基于图像的心脏相态确定方法也可能非常容易出错。 -由于各种心率失调，可能无法始终很好地确定心脏相态，且心脏相态 可能非常不规则。
-在血管造影片和实况相态之间心律可能会有显著变化。具体而言，心 律可能受到造影剂注射的显著影响。
-关于呼吸相态，可能有相同的问题。可能难以识别呼吸相态。它们可 能是不规则的。
-如心动周期那样，在注射造影剂期间，呼吸步调常常与在介入的实况 相态中观察到的步调不同。更甚者，不仅是步调，而且呼吸"深度"也常会在 血管造影片和实况时间之间变化，从而导致意外的运动偏差。
出于所有这些原因，强烈依赖于血管造影片和介入的实况部分之间的 心脏/呼吸相态相关性的任何方法都自然可能遇到各种鲁棒性问题。
如上所述，因此可能希望有一种不以相态为中心的方法。
根据本发明的另一方面，提供了一种心脏路线图绘制技术，这种技术 不依赖于对血管造影片和实况图像进行以相态为中心的配对的前提。相反，
14将血管造影片和实况图像的配对和精确配准都结合在单个操作之内。这种 操作包括将在实况时间逐渐构建的(原因)装置图序列与血管造影片生成 期间构建的血管图序列进行全局配准。这种全局运动补偿的关联过程依赖 于图的相似性，但也要求时间的一致。
因此，可能不再需要对心脏(和呼吸)相态的了解。具体而言，本发 明可以无需任何ECG信号或其基于图像的替代品(记波图)帮助而产生心 脏路线图。
本发明还实现了更为鲁棒的心脏路线图绘制，能够应对心率失调、心 律不稳以及呼吸周期或深度的变化。
图4示出了根据本发明的方法的另一示范性实施例的流程图。 步骤l:确定血管造影片的有用部分
第一步包括从总的血管造影片序列中隔离出包含充分多量的造影剂的 连续图像的子集，从而相对于背景刻画出血管集的良好对比度。可以使用 用于血管增强(例如在[4]之后进行增强)血管造影图像的简单的基于柱形 图或阈值技术来计算这一子集隔离。
步骤2:从有用的血管造影片部分生成血管图序列
血管像指像素值表示该像素处存在血管的可能性的图像。值可以 是二值的(指定存在或不存在的确定性)或者它们可以在一定范围内变化， 从而度量存在可能性的程度。
典型地，可以利用例如[4]中所述的方法从血管增强图像构建血管 像。但很多其他技术也是可能的。
典型地，如上所述，血管图序列可以简单地由血管像构成。
然而，也可能是如下情况，即使用完全的输入序列(有用的血管造影 片部分)来计算序列的每个单元血管像。在使用运动信息在血管和非 血管结构之间进行区分时，通常是这种情况。
而且，例如，利用距离变换，可以用血管邻近的可能性来取代或增强 血管存在可能性。
步骤3:生成原因实况装置图序列，直到当前时间
如血管图序列那样，构建原因装置图序列。所考虑的装置例如可以是， 但并不排他地，导丝尖端或球囊/支架标记。术语"原因"仅仅表示装置图序列构建到当前时间而没有更多时间。当 然，可以从计算到t-l的装置图构建直到时间t的装置图序列，并利用时间 t的装置图进行增强。不过，未必一定是这种情况。
如在血管图的论述中那样，概念
-存在装置的可能性，
-装置增强技术，
-运动辨别力，
-装置邻近的可能性，
也可以应用于装置图序列的情况。
步骤4:原因装置图和血管图序列的全局相关性
根据本发明的该示范性实施例，这最后一部分可能是最重要的步骤。 首先定义特定类别的几何变换。例如，这可以是属于特定范围的所有
平移的类别。但这也可以包含其他刚性变换(旋转、剪切等)，甚至非刚性变换。
如今，在变换类别的范围之内，可以通过给定的相似性准则将所有几 何变换的原因装置图与有用血管造影片部分的血管图(现在简单称为血管 造影片)进行比较。
对于变换71而言(假设由单维系数k索引可接受的变换)装置图A和
血管图k之间的相似性被称为57—A， ^ 7/。
然后可以通过如下级数表示直到时间t的血管图和装置图之间的可能
关联A:
J = (jo, k0),…(ju, ku), ....(jt, kt)
其中下标U表示与系数ju的血管图相关联的装置图的系数，所述系数 ju由变换ku变换而来，以拟合到装置图U。系数t表示当前时间。
应当指出，ju=f (U)和kfg (U)是使给定装置图与血管图和变换相关 的两个单元关联函数。
现在，目的是找到使测度函数K[A]最优的关联A，这象征性地取决于 两项C[A]和H[A]。典型地
k[a] = c[a] + h[a;i
C[A]项度量装置图和变换的血管图之间的总休相似性。对于
中的u，它是相似值的函数S/D"，P^，r^7 。例如
c[李Zs[D"力，r、]
H[A]项要求关联A在整个间隔[O， t]上是时间一致的。这一项的目的是 捕捉图像获取过程和涉及到的呼吸和心脏运动的连续属性。 例如
-在U和U+1之间，ju和juw必需要指向紧密靠在一起的血管图。可以 通过血管造影片系数之间的距离来简单估计这种靠近性^^1^' ，人+7人其 中^对考虑到血管造影片的最后一幅和第一幅图像(未必纯粹是循环的) 之间存在的不连续性。但也可以通过所考虑的血管图之间的相似性来估计 这种靠近性。范例^^71^' ，厶+"=^^7 ， 0 +/，似7其中/"指恒等变换。
-在U和U+l之间，用于配准装置和血管图的两个相应对的变换应该 紧密靠在一起。通过距离^^7m 7U来估计这种靠近性。例如，如果
Tk直接指平移矢量，^^7rr&， n" = ii r^" -卩。
作为典型范例，最佳的全局关联可以如下计算 X * [r] = Ag Max》["",。 , 7\〗+ a吼，。 +1,似]- 1|71 +1 - 7\ |
项a和p为简单的归一化常数，P之前的负号简单地解释了寻找高的图 相似值但低的变换间距离值这一事实。
最后，如果直到时间t的最佳全局关联为
A*[t] = ( (P(O), g*(0))，... (f , g*(u))，，…(P(t), g*(t》)
那么，用于实况图像的最佳匹配路线图为11* (t):
R*(t) = Tg*
在最后这个方程中，显然可以看出，同时推导出实况图像(由t索引) 和血管造影图像(如其血管图那样，由P (t)索引)之间的关联，作为最 佳配准变换(Tg* (t))。该过程的唯一性是本发明该示范性实施例的关键要 素。
可以提供若干其他实施例，例如
-歩骤a)任选
-可以提供计算步骤b)的若干方式 -可以提供计算步骤c)的若干方式
17-在步骤d)中，装置图未必是原因
-在步骤d)中，相似性S[Di， Vj， Tk]可以具有若干定义。具体而言， 可以对图Di施加变化，使它们匹配图Vj (而不是相反)。在这种情况下， 需要逆变换来最终计算出路线图。甚至可以将变换分成两个变换Tlk和 T2k， 一个用于Di，另一个用于Tk，使得两个变换的结果表现出良好的匹 配。在这种情况下，利用T2k的构成和Tlk的倒数计算最终路线图。
-在步骤d)中，可以省略时间一致项。
-在步骤d)中，总测度函数K[A]不必是两项之和C[A]+H[A]，但是取
决于血管/装置图之间的单元相似性且可能取决于单元时间一致项的单元项 组合。
-在步骤d)中，K[A]可以限于时间t的项。
-在步骤d)中，可以描绘在全局关联过程中要求时间一致性的若干其 他范例。
-在步骤d)中，可以指定优化函数K[A]的若干方式。
-在步骤d)中，实际用于与实况图像叠加的路线图可以不必与最佳变 换的血管图相同。它也可以源自于应用于与相同变换(Tg* (t))配准的对 应血管造影片的滤波/提取操作。
图5示出了根据本发明的数据处理装置500的示范性实施例，用于执 行根据本发明的方法的示范性实施例。
图5所示的数据处理装置500包括连接到存储器502的中央处理单元 (CPU)或图像处理器501，存储器502用于存储描绘研究对象，例如患者 心脏或一件行李的图像。中央处理单元502可以包括根据本发明的一方面 的确定单元(图5未示出)。
数据处理器501可以连接到多个输入/输出网络或诊断装置，例如计算 机断层摄影扫描机。数据处理器501还可以连接到显示装置503，例如计算 机监视器，用于显示数据处理器501中计算或修改的信息或图像。操作者 或用户可以经由键盘504和/或其他图5中未示出的输入或输出装置与数据 处理器501交互。
此外，通过总线系统505，也可以将图像处理和控制处理器501连接到 例如运动监视器，运动监视器监测研究对象的运动。例如，在对患者的肺部成像的情况下，运动传感器可以是呼出气体传感器。在对心脏成像的情 况下，运动传感器可以是心电图。不过，根据本发明的一方面，这种ECG 或呼出数据不是必要的。
根据本发明的心脏路线图绘制被认为可能是一次突破，因为它为心脏
病专家提供了一种新颖的实现PTCA介入的方法，其造影剂更少、计量更
小、时间更少且安全性更高。
根据本发明的另一方面，全局相关性确定包括优化与相似性相关的测
度函数K[A]。
根据本发明的另一方面，优化测度函数要求时间一致性H[A]。 根据本发明的另一方面，装置图序列是原因装置图序列。 根据本发明的另一方面，血管图序列是从血管造影片数据集和血管造
影片数据集的隔离子集之一生成的，其中血管图序列包括多个血管像。 根据本发明的另一方面，血管图序列的血管像是基于血管增强图
像生成的。
根据本发明的另一方面，基于血管造影片数据集的完整隔离子集计算 血管图序列的每个血管像。
根据本发明的另一方面，根据基于柱形图和基于阈值的过程的至少一 种进行血管造影片数据集的子集隔离。
根据本发明的另一方面，从生命图像数据集生成装置图序列。
根据本发明的另一方面，基于导丝位置或标记位置中的至少一个生成 装置图序列。
根据本发明的另一方面，研究对象为血管树。
应当指出，"包括"一词并不排除其他元件或步骤，"一"并不排除多个。 而且可以组合结合不同实施例描述的元件。
还应当指出，权利要求中的附图标记不应被解释为限制权利要求的范围。参考文献"Associating stored images with current images", K. Eck, G. Gijsbers, S. Mollus专利WO 2004034329 A2,
公开日期2004年12月2日。"Device and method for providing an angiographic image", K. Eck， J. Bredno， P. Rongen专利WO 2005039253 Al,
公开日期2005年4月28日。"Algorithmic Solutions for Live Device隱to-Vessel Match". J. Bredno, B. Martin-Leung & K. Eck.在Proceedings of SPIE —第5370巻-Medical Imaging 2004: Image Processing, J. Michael Fitzpatrick, Milan Sonka， Editors, 2004年5月，pp. 1486-1497。"Multiscale Vessel Enhancement and Filtering", A. Fmngi， W. Niessen, K. Vincken, M. Viergever, Lecture Notes in Computer Science,第1496期,pp 130-137, 1998。
权利要求
1、一种用于检查研究对象的心脏路线图绘制检查设备，所述检查设备包括确定单元，适于根据如下至少一项进行心脏路线图绘制对所述研究对象的第一图像序列和所述研究对象的第二图像序列的全局相关性确定，以及基于对所述第一图像和所述第二图像中第一对象和第二对象的识别，对所述研究对象的第一图像和所述研究对象的第二图像的相关性确定。
2、 根据权利要求1所述的检査设备，其中，所述第一图像是从所述研究对象的血管造影片导出的血管图；并且其中，所述第二图像是生命装置图。
3、 根据权利要求1所述的检査设备，其中，所述第二图像是二值或多值的，反映所述第一对象和所述第二 对象存在的可能性。
4、 根据权利要求1所述的检査设备， 其中，所述研究对象为血管树；其中，所述第一对象是位于所述血管树的枢纽点的导管注射端，所述 第二对象是插入所述血管树的冠状动脉中的导丝或球囊标记或支架标记。
5、 根据权利要求1所述的检查设备，其中，如果未执行所述第一对象或所述第二对象的探测，所述检査设 备还适于发出警报。
6、 根据权利要求1所述的检查设备，其中，所述第一图像序列为血管 图序列，所述第二图像序列为装置图序列。
7、 根据权利要求1所述的检查设备， 研究对象介入期间获取的生命时间序列。
8、 根据权利要求1所述的检査设备， 定义一类几何变换。权利要求书第2/3页 其中，所述装置图序列是在所述其中，所述全局相关性确定包括
9、 根据权利要求1所述的检查设备，其中，所述全局相关性确定包括 将所述装置图序列的装置图与所述血管图序列的血管图进行比较，在所述 装置图序列的每个装置图和所述血管图序列的每个血管图之间得到相似性S[Di， Vj， Tk]。
10、 根据权利要求1所述的检查设备，将所述检查设备(100)配置为由材料测试设备、医疗应用设备和微型 CT系统构成的组中的一种。
11、 根据权利要求1所述的检查设备(100)，将所述检査设备(100) 改造为3D计算机断层成像设备和3D旋转X射线设备之一。
12、 一种利用检查设备(100)检査研究对象(107)的心脏路线图绘 制方法，所述方法包括如下步骤基于如下至少一项进行心脏路线图绘制对所述研究对象的第一图像序列和所述研究对象的第二图像序列 的全局相关性确定，以及基于对所述第一图像和所述第二图像中第一对象和第二对象的识 别，对所述研究对象的第一图像和所述研究对象的第二图像的相关性确定。
13、 一种计算机可读介质(402)，其中存储了为检査研究对象进行心 脏路线图绘制的计算机程序，在处理器(401)执行所述计算机程序时，令 所述处理器执行如下步骤基于如下至少一项进行心脏路线图绘制对所述研究对象的第一图像序列和所述研究对象的第二图像序列 的全局相关性确定，以及基于对所述第一图像和所述第二图像中第一对象和第二对象的识 别，对所述研究对象的第一图像和所述研究对象的第二图像的相关性确定。
14、 一种为检查研究对象(107)进行心脏路线图绘制的程序单元，在 由处理器(401)执行时，所述程序单元令所述处理器执行如下步骤基于如下至少一项进行心脏路线图绘制对所述研究对象的第一图像序列和所述研究对象的第二图像序列 的全局相关性确定，以及基于对所述第一图像和所述第二图像中第一对象和第二对象的识 别，对所述研究对象的第一图像和所述研究对象的第二图像的相关性确定。
15、 一种为检査研究对象(107)进行心脏路线图绘制的图像处理装置， 所述图像处理装置包括基于如下至少一项进行心脏路线图绘制对所述研究对象的第一图像序列和所述研究对象的第二图像序列 的全局相关性确定，以及基于对所述第一图像和所述第二图像中第一对象和第二对象的识 别，对所述研究对象的第一图像和所述研究对象的第二图像的相关性确定。
全文摘要
根据本发明的示范性实施例，提供了一种心脏路线图绘制技术，所述技术不依赖于对血管造影片和生命图像进行以相态为中心的配对的前提。相反，例如使用多装置图将图像的配对和精确配准都结合在单一操作之内。这可以实现鲁棒而精确的心脏路线图绘制。
文档编号A61B6/00GK101621965SQ200880006414
公开日2010年1月6日 申请日期2008年2月25日 优先权日2007年2月28日
发明者R·弗洛朗, S·瓦朗特 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司