專利名稱：一種融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，屬于醫(yī)學圖像處理及應用技術領域。

背景技術：
在醫(yī)學圖像可視化的運用中，醫(yī)生常常需要透過組織表面看清內部的病變結構和細節(jié)信息，確定腫瘤的相對位置。因此，能透過對象表面，顯示內部的隱含分界面(內部不同介質之間的界面)及其內部細節(jié)的半透明體繪制技術被廣泛應用于醫(yī)學可視化中。
直接體繪制技術直接應用體繪制方程將體數據映射為二維圖像，其實質是一個三維離散數據場的重采樣和圖像合成的過程。光學模型描述三維數據是如何產生、反射、阻擋以及散射光線的?；诟黝惞鈱W模型，可以得到相應的體繪制方程。體繪制方程在重采樣的基礎上，依據光學模型計算出全部采樣點對屏幕像素的貢獻，亦即通過采用不同的方法累積數據屬性來獲得不同的繪制效果。
結合Blinn-Phong面明暗化模型的光線吸收與發(fā)射模型是應用最廣泛的一種體繪制光學模型。盡管該模型能基本描述許多明顯的半透明組織表面，然而，其難以表述半透明組織或者散射占優(yōu)的組織的詳細信息。Nelson Max在論文《Optical models for direct volumerendering》(IEEE Transactions on Visualization and Computer Graphics，1995，1(2)99-108)證明了多重散射對于體繪制的效果顯著，并且給出了計算多散射的方法。然而，龐大的計算量與苛刻的內存要求使得精確的光學模型難以在實時的醫(yī)學工程中得到應用。因此，在實際的體繪制應用中，一些相對容易實現(xiàn)的光學經驗模型被普遍采用。如，蔡文立和彭延軍分別在論文《基于輸運方程的混合式體繪制模型》(計算機學報，1995，18(5)330-338)與論文《體繪制中顯示隱含分界面的一種方法及其實現(xiàn)》(軟件學報，2002，13(9)1887-1892)中提出了在基本的光線吸收與發(fā)射模型中加入直接散射部分，并用非真實感繪制技術加大隱含分界面的顯示效果。此外，Kniss Joe在論文《A model for volumelighting and modeling》(IEEE Transactions on Visualization and Computer Graphics，2003，9(2)150-162)提出了一個適用于高檔硬件實現(xiàn)的體繪制的光學經驗模型。LacrouteP.在論文《Fast Volume Rendering Using a Shear-Warp Factorization of the ViewingTransformation》(Ph.D.dissertation，USA.Stanford University，199529-43)提出的Shear-Warp算法是目前最快的基于CPU的體繪制方法。
目前已申請的有關體繪制方法的發(fā)明中，體繪制的方法(02800260.1)、一種用于虛擬手術的體繪制成像方法(200410018565.9)、具有封閉輪廓多平面重定格式的體繪制數據的可視化(200510065505.7)、采用多圖形處理器加速方格片元過濾的實時體繪制方法(200410086020.1)、CT圖像的快速漸進式直接體繪制三維重建方法(200510042734.7)、滑動紋理的體繪制(200510087829.0)、醫(yī)學圖像中基于GPU硬件加速的體繪制方法(200510110665.9)、基于分形的體繪制可視化方法(200610117049.0)、空腔性臟器內壁快速體繪制方法(200610118894.X)、基于分塊的蒙特卡洛體繪制方法(200610117570.4)，這些發(fā)明都沒有涉及體繪制的本質——光學模型的內容。然而，直接體繪制技術直接應用體繪制方程將體數據映射為二維圖像，其實質是一個三維離散數據場的重采樣和圖像合成的過程。光學模型描述三維數據是如何產生、反射、阻擋以及散射光線的?；诟黝惞鈱W模型，可以得到相應的體繪制方程。因此，光學模型決定著最終的三維重建結果的效果。而使用明暗處理的直接體繪制(200580029305.4)則是用梯度參數對常用的Phong光照模型作了簡單的補充。在三維數據場的半透明體繪制中，為了充分顯示重建對象的內部隱含分界面及內部細節(jié)的詳細信息，除了需要考慮光線的吸收、發(fā)射，還要考慮陰影、直接散射與間接散射等因素。
此外，在醫(yī)學圖像三維可視化中，體繪制所繪制的體數據來自于各類醫(yī)學影像設備采集的多模態(tài)醫(yī)學圖像。電子計算機斷層掃描(Computerized Tomography CT)、核磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging MRI)等解剖圖像以較高的分辯率提供了人體的解剖形態(tài)信息，但無法反映臟器的功能代謝信息；正電子發(fā)射斷層成像(Positron EmissionTomography PET)、單光子發(fā)射計算機斷層成像(Single Photon Emission ComputerizedTomography SPECT)等功能圖像反映了臟器的代謝水平和血流狀況，對腫瘤病變呈現(xiàn)“熱點”，但無法提供臟器的解剖細節(jié)。因此，為了滿足醫(yī)學運用的精確性要求，要求三維數據場融合有解剖與功能成像的信息。
目前已申請的涉及到解剖與功能成像信息融合相關內容的發(fā)明中，容積—容積融合的可視化(03805385.3)提出利用多個容積的方法來融合解剖與功能成像信息的方法；一種多模態(tài)醫(yī)學體數據三維可視化方法則側重于研究配準的方法。上述兩個發(fā)明都沒涉及解剖與功能成像信息融合的融合規(guī)則問題。然而，為了滿足醫(yī)學運用的精確性要求，要求三維數據場融合有解剖與功能成像的信息。而在小波域里，融合解剖與功能成像的信息，需要考慮融合規(guī)則問題。


發(fā)明內容
本發(fā)明的目的在于克服現(xiàn)有技術的不足，提供一種能在普通硬件條件下實現(xiàn)的融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法。
本發(fā)明的目的通過如下技術方案實現(xiàn) 一種融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，包括如下步驟 (1)形成融合了解剖與功能成像信息的三維數據場基于小波變換，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合方法進行解剖與功能成像的信息融合；在小波域里，采用區(qū)域標準差和能量作為小波系數的活動性水平測度； (2)應用半透明體繪制的光學模型TVROM對融合解剖與功能成像信息數據場進行半透明體繪制 a、快速再建游程編碼數據結構； b、在錯切空間里，利用光學模型TVROM，合并中間圖像； c、在變形空間里，用紋理映射繪制最終圖像。
所述步驟(1)基于小波變換，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合方法進行解剖與功能成像的信息融合包括如下步驟 ①對CT、PET圖像進行配準； ②選取雙正交濾波器組的Daubechies 9/7雙正交小波分別對配準后的CT和PET進行三層雙正交小波分解； ③分別計算CT和PET圖像中窗口的小波系數平均值； ④在圖像的小波變換域內，對圖像進行融合； ⑤對CT圖像和PET圖像經小波變換之后的逼近系數進行處理； ⑥利用小波系數中的逼近系數進行小波反變換可得融合圖像。
所述快速再建游程編碼數據結構是指，在交互式操作中，當不透明度傳遞函數改變時，在對圖像進行重采樣前，利用不透明度傳遞函數的相關性，和已存在的min-max Octree分類數據結構，對體數據進行加速分類；隨后，利用再分類后的分類編碼數據結構，快速再建游程編碼數據結構。
所述在錯切空間里，利用光學模型TVROM，合并中間圖像包括如下步驟 a)預設置傳遞函數，將其設為查詢表； b)預設置直接散射的權重值； c)合成中間圖像由前向后序次，循環(huán)對每個切片進行處理，合成中間圖像，在處理第k個切片時，依次計算直接散射部分、計算光照累積光亮度、計算間接散射部分；將下一個切片的間接光照緩存數據存放于當前切片的間接光照緩存，并將下一個切片的間接光照緩存都設置為值1；處理下一個切片。
所述用于半透明體繪制的光學模型TVROM為 式中，

指沿著視線方向

在空間坐標x處的光線強度，

指視線方向，x為體素的空間三維坐標(x，y，z)，s、l表示沿著視線距離，T(s，l)指沿著視線從x(s)到x(l)過程中的衰減，τ指光線衰減系數；x(s)指沿著視線距離s處的三維坐標；SD(s)為直接散射的值，SI(s)為間接散射的值；Lg為光源的光亮，其下角g表示沿著ω′的光線方向，ω′為入射光方向；lg表示沿著光線方向的距離，其下角g表示沿著ω′的光線方向；τi指光線間接衰減系數，Ti(s，l)指沿著光線從x(s)到x(l)過程中的間接衰減， 相對于現(xiàn)有技術本發(fā)明具有如下優(yōu)點和有益效果 1)用于半透明體繪制的光學模型TVROM在光線吸收與發(fā)射模型的基礎上，考慮了陰影、直接散射與間接散射等因素，結合該模型與改進Shear-Warp方法的半透明體繪制技術，能高效率地重建三維醫(yī)學圖像，并能充分顯示內部隱含分界面及內部細節(jié)的詳細信息。
2)能在普通硬件條件下實現(xiàn)的用于半透明體繪制的光學模型TVROM。在醫(yī)學三維可視化中，用本發(fā)明能方便、經濟、高效率地實現(xiàn)融合解剖與功能成像信息的三維數據場的半透明體繪制。
3)采用基于小波變換的融合方法，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合規(guī)則對CT、PET圖像進行融合處理，能有效地保留了多模態(tài)圖像的邊緣和紋理特征，避免了融合圖像出現(xiàn)模糊現(xiàn)象，為PET圖像描述的病變區(qū)域的準確定位提供了解剖信息。



圖1為根據本發(fā)明——一種融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法的流程圖。
圖2a為用本發(fā)明提供的用于半透明體繪制的光學模型TVROM及實現(xiàn)方法對頭部進行半透明體繪制的結果。
圖2b為光學模型TVROM的直接散射部分結果。
圖2c為光學模型TVROM的間接散射部分。
圖2d為用本發(fā)明提供的用于半透明體繪制的光學模型TVROM及實現(xiàn)方法對腦顱進行半透明體繪制的結果。
圖3a為從正面觀察半透明三維顯示的靶區(qū)與病人內部結構的結果。
圖3b為從背面觀察半透明三維顯示的靶區(qū)與病人內部結構的結果。
圖4a為體繪制結果。
圖4b為圖4a白線所指向的橫斷面(融合解剖與功能成像信息數據場的橫斷剖面)。
圖4c為融合解剖與功能成像信息數據場的橫斷剖面所對應的CT圖像。
圖4d為融合解剖與功能成像信息數據場的橫斷剖面所對應的PET圖像。

具體實施例方式 下面結合附圖和實施例對本發(fā)明作進一步的說明，但本發(fā)明要求保護的范圍并不局限于實施例表述的范圍。
本發(fā)明實驗平臺為PentiumIV 3.0G，1G RAM，顯卡為NVIDIA Quadro FX 1400。斷層序列圖像物理設備生成，經PACS系統(tǒng)路由到本實驗平臺。本實驗平臺用本發(fā)明方法對三維數據場數據進行處理，最終圖像在顯存里用紋理繪制方式繪制。
實施例1 用本發(fā)明提供的能在普通硬件條件下(本發(fā)明的實驗平臺為PentiumIV 3.0G，1G RAM，顯卡為NVIDIA Quadro FX 1400)實現(xiàn)的用于半透明體繪制的光學模型TVROM及其實現(xiàn)方法，對醫(yī)學序列CT圖像(512*512*377(12位))進行體繪制。實施例1效果如圖2a、圖2b。
用于半透明體繪制的光學模型TVROM在光線吸收與發(fā)射模型的基礎上，考慮了陰影、直接散射與間接散射等因素，結合該模型與改進Shear-Warp方法的半透明體繪制技術，能高效率地重建三維醫(yī)學圖像，并能充分顯示內部隱含分界面及內部細節(jié)的詳細信息。
用于半透明體繪制的光學模型TVROM如下 式中，

指沿著視線方向

在空間坐標x處的光線強度，

指視線方向，x為體素的空間三維坐標(x，y，z)。s、l表示沿著視線距離，T(s，l)指沿著視線從x(s)到x(l)過程中的衰減，τ指光線衰減系數；x(s)指沿著視線距離s處的三維坐標。SD(s)為直接散射的值，SI(s)為間接散射的值。Lg為光源的光亮，其下角g表示沿著ω′的光線方向，ω′為入射光方向。lg表示沿著光線方向的距離，其下角g表示沿著ω′的光線方向。τi指光線間接衰減系數，Ti(s，l)指沿著光線從x(s)到x(l)過程中的間接衰減， 通常，在方向為

空間x處的散射光強度 式中，i(x，ω′)為沿ω′方向入射，到達空間x處的光強度。

為雙向反射分布函數(BRDF bi-directional reflection distribution function)。式(2)為通用的明暗化公式。
在一隨機分布介質空間V，當光線穿過空間V時，由于光線與介質粒子的相互作用，在光的傳播方向上，會發(fā)生吸收和散射的消光現(xiàn)象，因此，在x處的

應該由準直輻射亮度和散射輻射亮度組成。而散射輻射亮度由直接散射項與間接散射項兩部分組成。設x處的一個粒子的雙向反射分布函數 式中，α(x)指該粒子的反射率，

為相函數，表示散射的方向性。
本質上，結合Blinn-Phong面明暗化模型的光線吸收與發(fā)射模型考慮了直接散射的影響。若令

表示直接散射的相函數，則 式中，

為r點的梯度向量，也就是r點隱含分界面的法向量?？紤]到隱含分界面的正反面方向，對

取了絕對值。
若考慮梯度模值高的區(qū)域，則用類似Blinn-Phong面明暗化模型的方法，若在梯度模值較低的區(qū)域，則主要用陰影實現(xiàn)明暗化計算。另外，考慮用非真實感繪制技術加大隱含分界面的顯示效果。例如，給直接散射和間接散射一個權重。
設直接散射為SD(s)。直觀地講，愈接近隱含分界面，面散射亮度愈大，反之，則愈小。因此，這里的權函數本質上式一個邊界檢測函數，可以令該體素的權值wD與梯度模值成正比。則有 式中，wD、w(s)為權值。R(s)為沿著視線距離s處面反射顏色值。
另一方面，考慮間接散射的影響。令間接散射 式中，wI為權值。
式中，ΔΦp，i為通過間接散射影響該體素的相關的n個光子的亮度和，

為包含這n個的光子的最小球形體積。
實施過程如下 步驟一、預設置傳遞函數，將其設為查詢表。
T(s，l)指沿著視線從x(s)到x(l)過程中的衰減，定義α為這段距離的不透明度，則α＝1-T(s，l)。同理，定義αi為這段距離的間接不透明度，則αi＝1-Ti(s，l)。可以近似表示為 式中，ti＝exp(-τ(i·Δx)·Δx)可以看作是沿光線方向上第i個區(qū)段的間接透明度。
為快速實現(xiàn)光學模型算法，先預設置Δx＝1的間接不透明度值αi的查詢表。同理，預設置Δx＝1的不透明度值α的查詢表。
步驟二、預設置直接散射的權重值 直觀地講，愈接近隱含分界面，直接散射亮度愈大，反之則愈小。因此，這里的權函數本質上是一個邊界檢測函數，因此，直接散射的權重wD與梯度模值成正比。另外，若考慮到式(6)的影響，則可設置間接散射的權重wI與體素值成正比。
步驟三、合成中間圖像 本發(fā)明基于改進的Shear-Warp體繪制的方法實現(xiàn)。本發(fā)明提供的光學模型將在錯切變換時合成中間圖像的過程中應用。三維空間離散數據場的觀察方向常常式由用戶任意給定的，因而使得由物體空間到圖像空間的變換也是任意的。在本發(fā)明的實現(xiàn)過程中，將三維離散數據場變換到一個中間坐標系，在這個中間坐標系中，觀察方向與坐標系的一個軸并行。光源的方向是任意的，為敘述和執(zhí)行方便，不妨將光源設于與視點處于同一側的位置(是否在同一側以夾角是否大于90°為依據)。若光源方向在另外一側，只需要更改光線合成次序則可。
在本發(fā)明提供的光學模型TVROM的實現(xiàn)過程中，除了原來需要的緩存外，還需要新開辟三個緩存當前切片的直接光照緩存、間接光照緩存以及下一個切片的間接光照緩存，緩存大小均為中間圖像大小。該半透明體繪制方法也是按由前向后序次，循環(huán)對每個切片進行處理，合成中間圖像。在處理第k個切片時，過程如下 ①計算直接散射部分。
式中，CpreD為計算直接散射部分之前的中間圖像，在當前某一位置的RGB中的R分量的值；CpostD為計算直接散射部分之后的中間圖像，在當前同一位置的RGB中的R分量的值；OpreD為計算直接散射部分之前的中間圖像當前位置的不透明度值；IpreD為計算直接散射部分之前的中間圖像當前位置的直接光照累積光亮度；αnowD為當前體素重采樣不透明度；CnowD為當前體素重采樣的R分量值。這些變量的上標D表示計算直接散射部分。
式中，OpostD為計算直接散射部分之后的中間圖像當前位置pos的不透明度值。
由于光的合成順序由后至前，有 式中，IpostD為計算直接散射部分之后的中間圖像當前位置的直接光照累積光亮度。
中間圖像的RGB中的G、B分量的直接散射部分的值可以用同樣的方法求得。
②計算光照累積光亮度。
由光的合成順序由后至前，有 式中，IpreI為計算間接散射部分之前的中間圖像當前位置的間接光照累積光亮度；IpostI為計算直接散射部分后的中間圖像當前位置的間接光照累積光亮度；αnowI為當前體素重采樣的間接不透明度值。這些變量的上標I表示計算間接散射部分。
③計算間接散射部分。
式中，CpreI為添加間接散射部分前的中間圖像當前位置的RGB中的R分量的值；CpostI為添加間接散射部分后的中間圖像當前位置的RGB中的R分量的值；CnowI為當前體素在計算間接散射部分時重采樣的R分量值。
式(13)中，IaI取六個像素點(下一個切片的間接光照緩存在pos位置的像素點、當前切片的間接光照緩存在pos位置的像素點以及其相鄰四個像素點)的平均值。這里，IaI實質上是式(7)中的近似值。中間圖像的RGB中的G、B分量的間接散射部分的值同理求得。
④將下一個切片的間接光照緩存數據存放于當前切片的間接光照緩存，并將下一個切片的間接光照緩存都設置為值1。
⑤處理下一個切片。
實施效果 處理結果如圖2所示。三維數據場的半透明體繪制速度一幀2.87秒。
圖2a為用本發(fā)明提供的用于半透明體繪制的光學模型TVROM及實現(xiàn)方法對頭部進行半透明體繪制的結果。圖2b為光學模型TVROM的直接散射部分結果。圖2c為光學模型TVROM的間接散射部分。圖2d為用本發(fā)明提供的用于半透明體繪制的光學模型TVROM及實現(xiàn)方法對腦顱進行半透明體繪制的結果。由圖2可見，本發(fā)明的方法能充分顯示重建對象的內部隱含分界面及內部細節(jié)的詳細信息。
實施例2 用本發(fā)明——一種融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法對源于懷疑肺癌的某女性病人的CT、PET序列斷層圖像進行處理。CT、PET的序列斷層圖像各266張，用GE公司的Discovery ST PET-CT對此懷疑肺癌的某女性病人進行掃描得到，CT原始分辨率為512×512，PET原始分辨率為128×128。
如圖1為對照融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法的流程圖，實施過程如下 步驟一、形成融合解剖與功能成像信息的三維數據場。在此過程中，基于小波變換，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合規(guī)則進行解剖與功能成像信息融合。
在圖像的小波變換域內，對已經配準的解剖與功能成像進行信息融合。
在臨床應用中，醫(yī)生主要關心病變的位置特征。解剖圖像以豐富的紋理清晰地描繪了人體組織的形態(tài)結構。圖像融合的目的是為功能圖像描繪的病變區(qū)域提供定位參考。因此，選用的活動性水平測度應能反映紋理模式。
紋理是一種視覺感知的圖像局部特征的綜合。紋理特征提取的目的是獲得每一個像素點的特征向量。紋理特征描述一般使用能量、方差、加權平均、標準差和最大概率等。圖像某一位置的紋理特征與這一位置周圍的灰度變化規(guī)律密切相關。圖像平滑區(qū)域包含的象素灰度彼此接近，而粗糙區(qū)域的象素灰度有較大變化。因而，可以采用區(qū)域標準差作為系數的活動性水平測度。此外，局部能量可以反映圖像信號變化的絕對強度，而信號變化強度大的點反映了圖像的顯著特征，因此，依據局部能量可以給出圖像特征的統(tǒng)一描述，同時反映圖像的清晰度?；谏鲜鲈?，本發(fā)明采用區(qū)域標準差和能量作為系數的活動性水平測度。
a、基于區(qū)域標準差的活動性水平測度AX為 式中，X＝CT，PET。DCT(i，j)、DPET(i，j)分別表示CT和PET圖像中窗口的小波系數平均值，(i，j)表示窗口中心所處位置，k為分解層數(k＝1，2，3)，l為頻帶(水平、垂直或對角)，(s，t)表示以(i，j)為中心的窗中的位置，ω(s，t)為以(i，j)為中心的窗中(s，t)處系數的權重，離窗中心越遠權重越小，且S、T分別為窗的水平、垂直指標，一般取3×3或5×5。。
令δCT，δPET表示基于局域標準差的活動性水平測度分配給CT、PET的權重， 式中，α為可調節(jié)參數。當α＞0時，活動性水平測度大的所占權重大；反之，活動性水平測度小的所占權重大。
b、基于區(qū)域能量的活動性水平測度BX為 令εCT，εPET為基于區(qū)域能量活動性水平測度分配給CT、PET的權重， c、結合局部標準差活動性水平測度和區(qū)域能量活動性水平測度，得到融合后圖像的小波系數DF為 DF(i，j)＝[δCTDCT(i，j)+δPETDPET(i，j)]×λ+[εCTDCT(i，j)+εPETDPET(i，j)]×μ(18) 式中，λ、μ為可調節(jié)參數，λ+μ＝1，隨著μ增大圖像亮度增強，隨著λ增大圖像邊緣增強，適當調整λ、μ，可以盡量避免喪失邊緣信息，同時消除圖像模糊。
步驟一的實現(xiàn)過程有 ①對CT、PET圖像進行配準。
②選取雙正交濾波器組的Daubechies 9/7雙正交小波分別對配準后的CT和PET進行三層雙正交小波分解。
③分別計算CT和PET圖像中窗口的小波系數平均值DCT(i，j)和DPET(i，j)。
④在圖像的小波變換域內，對圖像進行融合。本發(fā)明采用區(qū)域標準差和能量作為系數的活動性水平測度?；趨^(qū)域標準差的活動性水平測度AX如式(14)，基于局域標準差的活動性水平測度分配給CT、PET的權重δCT、δPET如式(15)，這里，α取值為1.8。基于區(qū)域能量的活動性水平測度BX如式(16)，基于區(qū)域能量活動性水平測度分配給CT、PET的權重εCT，εPET如式(17)。結合局部標準差活動性水平測度和區(qū)域能量活動性水平測度，得到融合后圖像的小波系數DF如式(18)。
⑤對CT圖像和PET圖像經小波變換之后的逼近系數CJCT和CJPET進行處理。由于圖像模糊表示其細節(jié)信息(或高頻信息)丟失較多，相比之下，其整體信息(或低頻信息)保持較好，因此兩幅圖像經小波分解后其逼近系數之間的差異要遠小于小波系數之間的差異，故融合之后的逼近系數可

由如下式確定 ⑥利用以上得到的全部小波系數DF以及

中的逼近系數進行小波反變換可得融合圖像F。
步驟二、用實現(xiàn)的用于半透明體繪制的光學模型TVROM及其實現(xiàn)方法對融合解剖與功能成像信息數據場進行半透明體繪制。光學模型TVROM的半透明體繪制方法如圖1的虛線框圖內部分所示。
對于在普通硬件條件下實現(xiàn)光學模型TVROM的實時實現(xiàn)問題的解決。本發(fā)明解決的方法主要利用不透明度傳遞函數的相關性，以及min-max Octree數據結構，實現(xiàn)對體數據的快速分類編碼，并在此基礎上，快速再建游程編碼RLE數據結構，以滿足在不透明度傳遞函數和觀察角度頻繁改變時，也能實現(xiàn)快速重建。
實現(xiàn)過程如下 ①快速再建游程編碼(RLE)數據結構。
首先，在交互式操作中，當不透明度傳遞函數改變時，在對圖像進行重采樣前，可以利用不透明度傳遞函數的相關性，以及已存在的min-max Octree分類數據結構，對體數據進行加速分類。即，利用不透明度傳遞函數的相關性，對原有的min-max Octree進行再利用，不需要更改圖中所有結點的數據屬性，而僅僅更改某些結點的數據屬性，從而提高效率。
接著，利用再分類后的分類編碼數據結構，快速再建游程編碼(RLE)數據結構。RLE數據結構是以掃描行為基本單位的，當重新建立RLE數據結構時，可以不再重新完全地遍歷整個原始數據，也無需對原RLE數據結構完全進行更改，而只是對需要的部分掃描行(依據分類編碼數據結構判斷)進行遍歷處理即可。
而后，利用新的RLE數據結構實現(xiàn)任意角度的三維重建。
②在錯切空間里，利用光學模型TVROM，合并中間圖像。該部分的實現(xiàn)過程與實施例1的實現(xiàn)過程相同。包括a)預設置傳遞函數，將其設為查詢表；b)預設置直接散射的權重值；c)合成中間圖像，在處理第k個切片時，主要包括計算直接散射部分、計算光照累積光亮度、計算間接散射部分幾個部分。
③在變形空間里，用紋理映射繪制最終圖像。
實施效果 處理結果如圖3a、圖3b、圖4a～圖4d所示。融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制速度一幀1.97秒。
圖3a、圖3b為半透明三維顯示的靶區(qū)與病人內部結構的結果。圖3a為從正面觀察的結果，圖3b為從背面觀察的結果。由此可以確定靶區(qū)的空間位置。
圖4a為體繪制結果，圖4b為圖4a白線所指向的橫斷面(融合解剖與功能成像信息數據場的橫斷剖面)，圖4c為融合解剖與功能成像信息數據場的橫斷剖面所對應的CT圖像，圖4d為融合解剖與功能成像信息數據場的橫斷剖面所對應的PET圖像。圖4b、圖4c、圖4d十字的交點指向病人的同一位置。從圖4c可以看出，右肺下葉背段有一結節(jié)影；圖4d的左下部有一亮斑，顯示有一顯像藥物的高吸收區(qū)，但病灶區(qū)的解剖細節(jié)不清晰；圖4b則清楚地顯示了CT圖像中的節(jié)影區(qū)與PET圖像中的癌滲透區(qū)的對應關系。由此可見，采用基于小波變換的融合方法，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合規(guī)則對CT、PET圖像進行融合處理后，有效地保留了多模態(tài)圖像的邊緣和紋理特征，避免了融合圖像出現(xiàn)模糊現(xiàn)象，為PET圖像描述的病變區(qū)域的準確定位提供了解剖信息。
由三維顯示的病人三維圖像(融合解剖與功能成像信息數據場)可見右肺下葉背段見一結節(jié)狀軟組織密度影，大小約2.4×2.5cm，出現(xiàn)異常放射性濃聚。由此，得出結論右肺下葉背段占位(2.4×2.5cm)，糖代謝增高——肺癌。
權利要求
1.一種融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，其特征在于包括如下步驟
(1)形成融合了解剖與功能成像信息的三維數據場基于小波變換，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合方法進行解剖與功能成像的信息融合；在小波域里，采用區(qū)域標準差和能量作為小波系數的活動性水平測度；
(2)應用半透明體繪制的光學模型TVROM對融合解剖與功能成像信息數據場進行半透明體繪制
a、快速再建游程編碼數據結構；
b、在錯切空間里，利用光學模型TVROM，合并中間圖像；
c、在變形空間里，用紋理映射繪制最終圖像。
2.根據權利要求1所述的融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，其特征在于，所述步驟(1)基于小波變換，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合方法進行解剖與功能成像的信息融合包括如下步驟
①對CT、PET圖像進行配準；
②選取雙正交濾波器組的Daubechies 9/7雙正交小波分別對配準后的CT和PET進行三層雙正交小波分解；
③分別計算CT和PET圖像中窗口的小波系數平均值；
④在圖像的小波變換域內，對圖像進行融合；
⑤對CT圖像和PET圖像經小波變換之后的逼近系數進行處理；
⑥利用小波系數中的逼近系數進行小波反變換可得融合圖像。
3.根據權利要求1所述的融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，其特征在于，所述快速再建游程編碼數據結構是指，在交互式操作中，當不透明度傳遞函數改變時，在對圖像進行重采樣前，利用不透明度傳遞函數的相關性，和已存在的min-maxOctree分類數據結構，對體數據進行加速分類；隨后，利用再分類后的分類編碼數據結構，快速再建游程編碼數據結構。
4.根據權利要求1所述的融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，其特征在于，所述在錯切空間里，利用光學模型TVROM，合并中間圖像包括如下步驟
a)預設置傳遞函數，將其設為查詢表；
b)預設置直接散射的權重值；
c)合成中間圖像由前向后序次，循環(huán)對每個切片進行處理，合成中間圖像，在處理第k個切片時，依次計算直接散射部分、計算光照累積光亮度、計算間接散射部分；將下一個切片的間接光照緩存數據存放于當前切片的間接光照緩存，并將下一個切片的間接光照緩存都設置為值1；處理下一個切片。
5.根據權利要求1所述的融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，其特征在于，所述用于半透明體繪制的光學模型TVROM為
式中，
指沿著視線方向
在空間坐標x處的光線強度，
指視線方向，x為體素的空間三維坐標(x，y，z)，s、l表示沿著視線距離，T(s，l)指沿著視線從x(s)到x(l)過程中的衰減，τ指光線衰減系數；x(s)指沿著視線距離s處的三維坐標；SD(s)為直接散射的值，SI(s)為間接散射的值；Lg為光源的光亮，其下角g表示沿著ω′的光線方向，ω′為入射光方向；lg表示沿著光線方向的距離，其下角g表示沿著ω′的光線方向；τi指光線間接衰減系數，Ti(s，l)指沿著光線從x(s)到x(l)過程中的間接衰減，
全文摘要
本發(fā)明公開了一種融合解剖與功能成像信息數據場的半透明體繪制方法，該方法包括用于半透明體繪制的光學模型TVROM及其實現(xiàn)方法，以及基于小波變換，以區(qū)域標準差與區(qū)域能量相結合的融合規(guī)則進行解剖與功能成像信息融合的方法。用于半透明體繪制的光學模型TVROM在光線吸收與發(fā)射模型的基礎上，考慮了陰影、直接散射與間接散射等因素。在醫(yī)學三維可視化中，用本發(fā)明能方便、經濟、高效率地實現(xiàn)融合解剖與功能成像信息的三維數據場的半透明體繪制，并能充分顯示重建對象的內部隱含分界面及內部細節(jié)的詳細信息，從而滿足醫(yī)學運用的精確性要求。
文檔編號G06T15/00GK101178814SQ20071003185
公開日2008年5月14日 申請日期2007年11月30日 優(yōu)先權日2007年11月30日
發(fā)明者彬 李, 田聯(lián)房, 毛宗源 申請人:華南理工大學