用于灌注比较和量化的数据动态归一化

摘要

本发明涉及X射线成像技术以及图像后期处理。具体而言，本发明涉及通过对灌注图像数据进行绝对或相对归一化，对X射线成像装置采集的灌注图像数据进行后期处理，以就不同采集以及不同患者对图像数据进行优选比较。为了允许对灌注图像数据进行归一化，可能希望知道保留在冠状动脉中的已注入造影剂的量。接下来，可以基于冠状动脉之内已知的造影剂的量对图像参数进行调整或归一化，以对灌注图像数据进行归一化。为了获得注入的造影剂的精确量，可以估计流经血管的界定区域或截面的造影剂的注入体积。于是可以从这个位置处总体积流量的估计，推断出造影剂的所述注入体积。因此，提供了一种方法（10），用于对数据进行动态归一化，以进行灌注比较和量化，包括如下步骤：确定（20）血管中总体积流量或造影剂的量，以及基于所确定的总体积流量或造影剂的量对灌注数据进行归一化（34）。

说明书

技术领域

本发明涉及X射线成像技术以及图像后期处理。

具体而言，本发明涉及针对用于灌注比较和量化的数据动态归一化的 方法和装置、计算机可读介质、程序单元以及处理设备。

具体而言，本发明涉及通过对灌注图像数据进行绝对或相对归一化， 对X射线成像装置采集的灌注图像数据进行后期处理，以就不同采集以及 不同患者对图像数据进行优选比较。

背景技术

当今，所谓的经皮冠状动脉介入或PC I是一种常见的手术程序。在这 种介入期间，将导管插入患者进入部位的血管系统中。相应地沿大血管之 内向需要处置的特定血管结构推进导管。

接下来经由导管注射造影剂，使用X射线成像装置采集血管造影图像 序列，所述血管造影图像序列示出填充造影剂时的血管结构。

通常，例如，通过C型臂X射线成像装置获得二维图像数据。在其他 实施例中，也可以采用三维医学成像模态获得三维血管结构。

将这样获得的血管造影图像数据提供给医生，接下来用于规划介入程 序。不过，医生感兴趣的不仅仅是冠状动脉血管造影照片数据，而且还有 关于心肌灌注的信息。

在这里，将灌注定义为流体通过淋巴系统或血管通向并进入器官或组 织。于是，灌注扫描是一种可以观察、记录并量化灌注的过程。

例如，患有严重心脏病的患者通常会进行心脏导管插入术。在这种程 序期间，可以确定冠状动脉狭窄的程度和/或动脉瘤尺寸。

不过，仅从冠状动脉血管造影照片提供的冠状动脉形状不能获得关于 心肌灌注的信息。例如，这可能是因为一旦发生狭窄症，其余正常的冠状 血管结构可以开始为局部缺血的肌肉提供血液，使得冠状动脉形状和心肌 灌注之间几乎没有关系。

在采集冠状动脉血管造影照片图像数据期间，也可以获得心肌灌注图 像数据。

为了改善心肌灌注图像数据的可见度，例如，可以从采集的图像减去， 例如消除本身不属于冠状动脉血管造影照片或心肌灌注数据的背景特征或 图像部分，从而获得仅可看到被注入的冠状动脉和心肌灌注的图像。

现有技术中这种过程被称为DSA过程。例如，为了检查患者的心脏， 可以在注射造影剂之前采集与一个心搏周期对应的掩模图像，接下来将其 从冠状动脉血管造影照片期间采集的图像数据中减掉。在与相同心搏相位 相关的掩模图像和造影图像之间进行这种减法，由此从减法图像消除由于 心搏导致的图像成分。

US2004/0082846A1描述了一种用于体积心脏计算机断层摄影扫描的 方法和装置，用于估计选定区域中造影剂的密度。

发明内容

本发明的一个目的可以被视为提供用于分析、解释和量化灌注图像数 据的优选模块。

可以由独立权利要求的主题实现这个目的。在从属权利要求中描述了 本发明的优选实施例。

可以认为例如展开程序前后的心脏血管造影术中心肌灌注图像数据的 比较或量化是复杂的，因为难以控制冠状动脉中注射的造影剂量。具体而 言，从冠状动脉泄漏回流到主动脉中的造影剂不能忽略。

泵送到主动脉中的大量血液实际上创建压差，容易将经由注射导管通 过对应的冠状动脉心门注射的造影剂的一部分吸回主动脉中。必须要考虑 这种自然现象，以能够就不同的图像采集甚至不同患者对灌注图像数据， 进行有意义的比较，甚至在心肌层之内进行量化。

尽管在造影剂注射期间的其他措施是已知的，例如具有受控量、稀释 率和注射速率的ECG门控注射，但是仍然必须要考虑回流到主动脉中的造 影剂影响。在比较灌注情形时，所考虑图像信息的灰度级标定的轻微修改 都可能带来状态评估中的巨大差异。

在比较冠状动脉结构已经变化的灌注情形时，例如在展开程序前后， 由于冠状血管结构变化造成灌注参数大大不同，更会出现这种情况。

可以进一步从下文描述的优选实施例的详细描述推断出本发明的方 面、特征和优点，参考附图对其进行了解释。

可以利用类似的附图标记表示类似元件。

附图不是按比例绘制的，不过可以描绘定性的比例。

附图说明

图1示出了心肌层血管结构的示意图，

图2a-d示出了冠状动脉血管造影照片的示范性实施例，

图3示出了根据本发明用于对灌注数据进行动态归一化以进行比较和 量化的方法的示范性实施例，以及

图4示出了用于对灌注数据进行动态归一化以比较和量化的示范性装 置和X射线成像装置。

附图标记列表：

2    心肌层

4    主动脉

5    分叉点

6    右冠状动脉

7    主要收集部位

8    左冠状动脉

8a   旋动脉

8b   冠状动脉左前降支

9    冠状动脉心门

10   用于动态归一化以进行灌注比较和量化的方法

20   步骤：造影剂体积积分

20a  步骤：体积流量估计

20b  步骤：造影剂测量

20c  步骤：校准

20d  步骤：确定3D血管几何形状/2D采集几何结构

21   步骤：对时间积分

22   步骤：受控采集

24   步骤：受控注射

26   步骤：输入数据采集

28   步骤：注射尖端跟踪

30   步骤：主要收集部位跟踪

32   步骤：心脏DSA过程

34   步骤：数据归一化

36   步骤：量化或比较

40   X射线系统

41   C型臂

42   装置

44   X射线探测器

46   X射线源

48   对象

50   支撑体

51   X辐射

53   注射导管

55   可视化元件

具体实施方式

为了允许对灌注图像数据进行归一化，可能希望知道保留在冠状动脉 中的已注入的造影剂的量。接下来，可以基于冠状动脉之内已知的造影剂 的量来调整图像参数，以对灌注图像数据进行归一化。

为了获得注入的造影剂的精确量，可以估计流经血管的界定区域或截 面的造影剂的注入体积。于是可以从这个位置处总体积流量的估计，推断 出造影剂的所述注入体积。

例如，在血管造影程序期间，可以在实时采集的X射线图像上跟踪注 射导管的尖端。接下来可以将注射导管的尖端引入冠状动脉中，以注射造 影剂。接下来可以在相应冠状动脉的部分中布置注射导管的尖端，所述部 分基本没有分叉点，例如，体现为具有定义几何结构的单一血管。后面将 冠状动脉的所述部分称为主要收集部位，这样例示造影剂被注入的冠状动 脉之内的段或区域。

常规上，不将导管尖端引入冠状动脉中远超过冠状动脉心门之外，使 得造影剂的注射还发生在布置在相应冠状动脉心门附近的主要收集部位 处。

在现在向冠状动脉中注入造影剂时，造影剂的主要部分经由冠状动脉 流向心肌组织结构，而由于回流效应的缘故，少量，但是不能忽略的量的 造影剂可以被视为泄漏回主动脉中。为了精确获得归一化的灌注图像数据， 因而需要精确地知道或估计流经主要收集部位的、保留在相应冠状动脉中 的、因此对采集心肌灌注图像数据有贡献的造影剂部分或量。

由于主动脉中大量的血流，泄漏回主动脉中的那部分造影剂对于局域 化的灌注图像没有任何贡献，从而可以被完全忽略。

尽管可以在特定精确程度上知道造影剂的注射量，但上述主动脉回流 需要造影剂量的更新确定。

为了获得流经主要收集部位的造影剂的精确量，本发明提出估计流经 主要收集部位的造影剂积分体积。接下来可以使用这种估计，可能是估计 到可以相乘的项，对整个图像轮次上的灌注图像数据进行归一化，允许灌 注图像数据的适当量化或比较。

在已知血管结构的几何参数的情况下，可以获得绝对值，允许绝对的 归一化。在不精确知道血管结构的情况下，至少可以获得造影剂的相对值， 至少允许进行相对归一化。

不过，仅在比较不同患者时，才可能需要绝对值，因为对于相同的患 者，任何相乘项在每次个体采集程序中都表现为相同，从而相对于不同的 图像采集而消除其自身。

即便是实际流经心肌层的造影剂可变时，尤其是由于回流现象，所提 出的方法也能够获得可比较的结果。

不过，在经由注射导管尖端向冠状血管中施予造影剂时，仍然可以考 虑ECG触发和控制的注射。

可以从这个位置处总体积流量的估计，推断出流经主要收集部位的造 影剂的注入体积估计值。

灌注比较的两个阶段之间的另一种可能偏差可能来自那些阶段期间发 生的不同血流速度。例如，在冠状动脉修复（搭支架）前后，由于狭窄位 置处修复的血管形状，血流可能不同。现在，由于通过浑浊化观察灌注， 并且由于更高的血流量意味着由于更高的稀释导致的更少浑浊化，所以任 何流动偏差都可能导致灌注评估偏差。如果在不同速度下注入造影剂，这 同样是适用的。但在两种情况下，在主要收集部位中随时间测量血液体积 使得能够对两种情形进行归一化。

图像采集程序期间的若干考虑可能对于后继归一化程序有益。

尽管基于流经主要收集部位的造影剂注入体积的估计进行归一化能够 消除所述不同造影剂体积或造影剂的量所导致的图像数据中的差异，但可 能有益的是还控制X射线成像系统的采集参数以在不同的图像采集程序之 间，可能甚至在不同患者之间，进行接近的匹配。换言之，特定的采集设 置可能对于灌注量化和/或比较是有用的。例如，可能有益的是，关闭对图 像采集系统的连续自动剂量控制，至少为了获得适当的数字相减图像结果。

而且，在采集不同的灌注数据集期间，采用X射线成像系统的相同或 可比拟的系统设置或图像采集参数，例如用于扩展前/后的比较，可能是有 益的。

此外，为了为后续的造影剂体积估计提供充分的依据，可以精确控制 向主要收集部位中注入造影剂的程序，以进行精细的灌注分析。这样的受 控注射可以包括利用或根据特定的心搏周期来触发注射，即由ECG触发， 并进一步控制注射量、稀释、或总血管体积与造影剂体积之比、以及注射 速度。

为了获得灌注图像数据的有意义结果，可能需要前述掩模，使得仅剩 余具有随后的灌注图像数据的冠状动脉血管造影照片图像数据。换言之， 输入数据（可以是注射血管造影照片）应当包含注射阶段本身和可以用于 掩模目的的注射前阶段。

在注射前阶段期间，可能已经采集ECG触发或依赖于ECG的图像， 接下来可以采用其在所获得的灌注图像数据中实现不相关组织结构的掩模 目的。两个阶段，即注射前阶段和注射阶段本身，应当与后续的心脏DSA 过程兼容，这是本领域中公知的。

为了在主要收集部位中进行造影剂的优选施予，可以沿输入序列，例 如通过实时X射线图像，跟踪导管尖端或注射尖端，直到正确定位。可以 采用已知的图像处理分割和跟踪工具，辅助注射尖端跟踪过程。注射尖端 的容易识别的特性，例如已知的一段有造影剂管，可以使这个任选步骤简 单，这显著方便了主要收集部位的跟踪。

在这里，跟踪主要血管收集部位，即位于注射尖端输出处，恰在心门 之后的血管段或区域。对于主要血管收集部位，可以仅需要短段。这个血 管段不应该包含相当大的分叉点。对于冠状动脉而言，对于左冠状动脉树， 收集部位可以是所谓的“左主干”。对于右冠状动脉树，主要血管收集部位 可以例如是主动脉从其出现的血管桩（vessel stump）。

可以由注射尖端跟踪步骤的结果大大促进这个步骤，因为可以认为主 要收集部位与注射导管对准。

神经学介入是可以应用本发明的另一种情形。在注射造影剂之后在大 脑中评估灌注。同样，为了进行适当的灌注比较，在注射点处或在本地观 测的区域上游任一点处随时间测量血液体积流量可能是必要的。甚至可以 应用相同的原理对动脉瘤之内的造影剂活动测量值进行归一化，通常在流 动转向器植入前后。尽管动脉瘤腔中的造影剂活动精确地讲不是灌注效果， 但是从更宽的角度而言，可以应用相同原理。可以将灌注的概念扩展到远 离馈送点的区域中造影剂浑浊化的研究中。

在图像采集程序的这一点，可能已经采集了注射前阶段的图像，具体 而言是依赖于ECG的图像。现在，可以开始造影剂的注射。

可以在所谓的心脏DSA过程中处理注射造影剂之后采集的血管造影图 像。在这个步骤中，实现心脏DSA。可以将所述心脏DSA过程视为相当于 针对每个当前注射帧或图像从注射前阶段图像发现非注射帧，可以采用其 进行相减，以便消除背景图像信息，仅留下造影剂贡献。在非心脏情况下， 例如在神经学中，DSA常常简单地相当于仅在无造影剂图像（掩模）和当 前注射造影剂的图像系列之间进行相减。可能需要对未注射图像进行几何 学翘曲，以针对优选的减法和背景图像信号的消除进行可能的运动补偿。 于是，除了相应冠状动脉中的造影剂贡献之外，运动诱发的伪影可能保留 在DSA已处理图像中。

接下来，作为本发明的中心方面，进行对时间积分的造影剂体积估计 或造影剂的量估计，实际上在几个步骤中实现。更一般地，通过随时间估 计总体积流量来进行归一化。

首先，进行总体积流量估计。主要收集部位之内的总体积流量涉及总 流体（既有血液又有造影剂）的体积流量。在DSA图像中的主要收集部位 的界定精细剖面或截面上估计所述总流体流量。

对于总体积流量估计，本领域已知几种方法（例如，J.Waechter，J. Bredno，PMJ Rongen，J.Weese，D.C.Barratt，D.J.Hawkes：“Model-based  blood flow quantification from rotational angiography”；Medical Image  Analysis，卷12，第5期，第586-602页（2008年10月），在此通过引用 将其公开并入）。

而且，可以通过在主要收集部位本地布置的流量计估计或确定总体积 流量。

总体积流量估计可以是绝对估计，或可以将体积流量至少估计到相乘 因数。在后一种情况下，可以不必知道或估计主要收集部位的透视缩短和 直径，即血管结构的几何特征。

这一总体积流量估计可以提供总绝对体积流量q_T(t)或相对总体积流 量q'_T(t)它们根据方程1彼此相关。

方程1

接下来，作为下一步，在投影中看到的主要收集部位的同一精细截面 上并在单位时间样本上测量造影剂流量。接下来将这个值称为时间t处的 C(t)。为了获得C(t)，考虑注射的造影剂的体积流量。注射的造影剂仅 仅指保留在相应血管中且未泄漏回主动脉中的造影剂部分，即流经主要收 集部位的部分。

最优地，校准图像采集系统，以获得常量或相乘因子α，将观察的对比 度，即观察的图像对比度与比吸收水平相关。常量α也可以取决于所用造 影剂的性质及它的适当稀释。

因此，考虑α，观察到的与特定吸收水平相关的图像对比度允许接下来 确定注入到主要收集部位中的造影剂的体积流量。于是，可以通过方程2 确定观察到的图像对比度C(t)o

$C\left(t\right)=\alpha ·\frac{q_I\left(t\right)}{q_T\left(t\right)}$

方程2

q_I(t)与主要收集部位中注射造影剂的体积流量相关，而比例与造影剂的稀释相关，因此，直接与图像中观察到的吸收水平相关。

从系统校准和造影剂类型确定α。系统校准简单地表示定义的物理吸收 可能与之相关的定义的灰度级。假设可以仅通过相乘因数来实现这个目的， 但偏移也可能干预。可以利用已知的吸收体模或测试模式精确的执行这样 的校准。

C(t)是观察到的对比度，或等价地，已消除背景的DSA图像中观察 到的灰度级值，其根据注射物和总流量的比例随时间变化。例如，如果总 流量突然相对于注射流量增长10倍，那么观察到的对比度将简单地减小10 倍。于是，该比值是血液中造影剂的稀释倍数。

接下来，通过从开始注射时间t₀到当前时间t进行造影剂体积积分，随 时间确定心肌层中注射造影剂的量。随时间的估计值特别重要，因为在整 个序列中需要它来进行归一化。

可以获得体积，从而获得该量，要么到相乘项，因此得到Q'_I(t)，要 么获得绝对值Q_I(t)。相应的确定采用的是方程3a或3b。

$Q_I\left(t\right)={\int }_{t_0}^t{q}_I\left(t\right)\mathrm{dt}=\frac{1}{\alpha }·{\int }_{t_0}^t{q}_T\left(t\right)·C\left(t\right)\mathrm{dt}$

方程3a

${Q^{\text{'}}}_I\left(t\right)={\int }_{t_0}^t{q^{\text{'}}}_T\left(t\right)·C\left(t\right)\mathrm{dt}$

方程3b

在获得造影剂体积积分信息，从而获得注射造影剂的量之后，执行数 据归一化过程。在这里，可以采用量Q_I(t)或Q'_I(t)以对应于时间t的DSA 图像信息的当前图像数据D(t)进行归一化。

可以通过方程4A和4B实现两个数据集D₁(t)和D₂(t)之间的相对归一 化，例如，用于比较搭支架前的情形与搭支架后的情形，从而获得可比的 图像信息。

$\frac{D_1\left(t\right)}{{Q^{\prime }}_{I1}\left(t\right)}$可比于$\frac{D_2\left(t\right)}{{Q^{\prime }}_{I2}\left(t\right)}$

方程4a,b

在考虑同一患者时，用于比较的一致相对归一化可以是足够的。

为了考虑和比较不同患者或者为了进行实际量化，可能需要根据方程5 进行绝对归一化。

$\frac{D\left(t\right)}{Q_I\left(t\right)}$

方程5

在实践中，D(t)通常指峰值浑浊化（POP），通常可以将其用于灌注评 估。在每个像素x处，在所考虑的采样时间t上估计对比度。例如，在心脏 应用中，通常针对给定的心脏时相定义每次心跳一个样本，而在神经应用 中，可以定义采样速率，尤其是对应于实际帧速率。这定义了对比度图像 序列C(x,t)，并根据方程6定义峰值浑浊化图像。

$\mathrm{POP}\left(x\right)=\underset{t}{\max }C(x,t)$

方程6

现在，可以考虑归一化方案包括归一化因数的并入，可以认为其独立 于像素，因为仅在主要收集部位层次上定义，通过采用方程7进入这一最 大计算。

$\mathrm{NormPOP}\left(x\right)=\underset{t}{\max }\frac{C(x,t)}{Q_I\left(t\right)}$

方程7

峰值浑浊化指标可能不是评估灌注的唯一手段，但通常可以将相同种 类的推理应用于灌注归一化。

可以通过采用通常的量化或比较手段，例如基于并排颜色的有色表示 （blush representation），来进行后续的可视化、比较或量化。对于绝对归一 化而言，可以计算并显示绝对量化数字/值，无论精确的注射条件如何。

通过结合对数据进行动态归一化以进行灌注比较和量化的方法、装置、 计算机可读介质、程序单元、处理设备以及用于操作设备的方法描述的特 征描述了本发明。不过，应该理解，不应认为特征仅仅涉及特定范畴，而 是可互换的，甚至可以用于用于对数据进行动态归一化以进行灌注比较和 量化的方法、装置、计算机可读介质、程序单元、处理设备以及用于操作 设备的方法的每一相应种类中。

现在参考图1，示出了心肌层的血管结构示意图。

图1示出了心肌层2的示意图。示出了主动脉4，右冠状动脉6以及左 冠状动脉8从其延伸出来。相应的冠状动脉6，8在从主动脉4进入相应冠 状动脉6，8的进口处具有冠状动脉心门9。左冠状动脉8接下来分成旋动 脉8a和冠状动脉左前降支8b。

可以将每个心门9和相应第一分叉点5之间的相应冠状动脉6、8的段 落称为主冠状动脉收集部位7。从所述冠状动脉收集部位7，仅将小的界定 截面用于根据本发明的方法，尤其是总体积流量估计。

在血管造影程序期间，通常在任一时刻仅对冠状动脉6、8之一成像， 因为在特定时间仅可以在冠状动脉6、8之一中注射造影剂。在DSA过程 之后，只有相应冠状动脉6、8的血管结构保留在灌注图像中，因为DSA 过程应确保从图像中消除不相关信息，例如心肌组织以及主动脉。

现在参考图2a到d，示出了冠状动脉灌注图像的示范性实施例。这些 图对应于给定心脏阶段的峰值浑浊化（POP）可视化。

图2a到d例示了不采用标准程序时的困难。

对于图2a、b，两幅图都涉及基本相同的本情况，甚至可能是相同的图 像数据，不过图2a和2b是以不同的比例或不同的参考峰浑浊化值示出的， 因此导致相同解剖情形的显著不同描绘。实际上，被成像的左冠状动脉8 未被绘示到与图2a、b相同的程度。于是，没有归一化，图2a和2b之间的 有意义比较因而是不可行的。

对于图2c和2d，图2c示出了搭支架前的灌注情形，而图2d示出了相 应的相关联的搭支架后的情形。

可以关于图2c和2d手动地调节参考值或比例，因此允许对解剖情形 搭支架前后进行有意义的比较。

通过采用根据本发明的归一化方法，可能不再需要比例的手动调节。 相反，可以获得直接可比较的图像信息或心脏灌注图像数据。示范性地， 图2a到2d示出了左冠状动脉的情形。

现在参考图3，示出了根据本发明的用于动态归一化以进行心脏灌注比 较和量化的方法的示范性实施例。

图3中示出了用于动态归一化以进行灌注比较和量化的核心方法10， 嵌入于进一步的步骤中。

如前所述，造影剂的受控采集22以及受控注射24都允许采集有意义 的输入数据或冠状动脉血管造影照片数据。

任选的注射尖端跟踪28以及主要收集部位跟踪30都允许后续的造影 剂积分步骤20。具体而言，主要收集部位跟踪30便于确定和监测要估计并 关于时间跟踪体积流量的位置。

后续心脏DSA过程32允许最终获得灌注图像信息。

根据本发明的方法10包括造影剂体积积分步骤20以及后续的数据归 一化步骤34，得到有意义的图像信息，以进行灌注图像信息的比较或甚至 量化。

造影剂体积积分步骤20包括在主要收集部位20a中确定或估计总体积 流量的个体子步骤。此外，执行造影剂流量测量20b，从而提供所有所需的 参数，用于在时间上进行后续积分21。

为估计相对归一化Q'_I(t),校准步骤20c是必要的。不过，为了确定绝 对的归一化Q_I(t),需要来自校准的α和绝对总体积流量q_T(t)。为了获得绝 对归一化Q_I(t),还需要3D血管几何形状和采集几何结构，即关于3D血管 以及该血管投影到2D平面上的方式的知识。没有这些值，仅可以估计 q'_T(t),因此仅估计Q'_I(t)。

可以从3D数据采集、介入前或附近，并从3D中的血管分割，获得血 管几何形状。可以从该系统采集到采集几何结构。此外，为了以绝对的方 式分析DSA中观察到的造影剂，可能需要将3D数据对准到考虑的2D投 影。典型范例是在空间中倾斜并在血管造影照片图像中以一定程度的透视 缩小投影的血管段。3D血管几何形状提供了血管的直径及其在空间中的倾 斜角。接下来假设这个血管段是精确的馈送点（即，主要收集部位）。如果 与血管造影照片正确对准，在血管造影照片中观察到的这一主要收集部位 可以与3D血管段相关。知道了2D采集几何结构，可以推断出3D和2D 之间的透视缩短比例。

现在，因为透视缩短小成更多吸收，因为更多造影剂被通过倾斜血管 的X射线束通过，并因为相比于3D实际血管长度，2D投影中的血管段长 度减小，所以应当引入若干校正以将2D中观察到的体积流量转换成3D中 的实际体积流量。通常，对于这样的校正而言，仅仅透视缩小比例β就足 够了，该比例是3D血管段和图像平面之间角度的余弦倒数。实际上，要将 观察到的长度乘以β以获得实际3D长度，这意味着在2D中估计的流量速 度也应乘以β以获得3D中对应的速度。对于观察到的血管截面，相同种类 的推理通常是成立的。

在观察到的2D和3D血管截面之间还有近似β因子。不过，在有3D 时，可以直接从3D中的估计速度直接确定体积流量，即2D中估计的速度 的β倍，乘以实际的3D截面积。

换言之，为了获得绝对总血液体积流量或绝对归一化，需要校准步骤 20c（对于α）和步骤20d（对于β）,它们涉及到确定3D血管几何形状、 确定2D采集几何结构以及确定它们之间的关系。于是，步骤20c的输出可 以被视为是α,而步骤20d的输出可以被视为是。

现在参考图4，示出了一种示范性的X射线成像装置，用于对图像数 据进行动态归一化，以进行灌注比较和量化，尤其是心脏灌注成像。

图4示出了X射线成像系统40，包括用于对数据进行动态归一化以进 行灌注比较和量化的装置42。

X射线成像系统40示范性地包括悬挂式C形弧41，其具有X射线源 46和X射线探测器44。对象48位于支撑体50上，可以布置于X辐射51 的路径中，X辐射51从X射线源发出、穿透对象48，接下来到达X射线 探测器44，以采集对象48内部结构的X射线图像。

仅示意性地示出了注射导管系统53，其用于在PCI程序期间应用造影 剂，用于获得冠状动脉血管造影照片并接下来获得心肌灌注图像数据。

装置42可以采用事先采集的血管造影照片图像数据进行归一化，或者 可以采用从X射线系统40实时采集的X射线图像信息。

装置42适于执行如图3所示的方法，尤其是心脏DSA过程32的步骤， 具有一些或全部相关联的步骤20a、b、c、21的造影剂体积积分20以及数 据归一化34。

为了进行可视化、比较或量化，可以利用可视化元件55向用户显示图 像信息。例如，可以利用可视化元件55进行搭支架前后图像数据的并排比 较。

装置42也可以向用户提供从归一化的灌注图像信息导出的绝对量化数 据。