專利名稱：血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的系統(tǒng)與方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于超聲診斷設(shè)備技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種集血管及其周 圍組織生物力學特性的超分辨成像與血流動力學參數(shù)檢測于一體的 系統(tǒng)和方法。
背景技術(shù)：
血流動力學，如動脈管壁的力學特性、血液的流速流量、湍流特
性及剪切率(Shear Rate)等，與血管系統(tǒng)生理病理狀況密切相關(guān)。在 不同的生理與病理條件下(例如動脈粥樣硬化斑塊)，血管的力學特 性與血液的動力學參數(shù)會發(fā)生變化。血管壁力學特性，特別是彈性的 檢測與估計，可分為離體與在體兩大類。離體彈性估計的主要缺陷在 于創(chuàng)傷性和在體條件的差異性。在體檢測與估計的主要的檢測方法 有脈搏波波速估計、動脈特征阻抗估、壓力-容積關(guān)系估計等等。 但上述方法存在三方面的缺陷(l)它們都是在系統(tǒng)與器官層次上進 行血管力學參數(shù)估計，使血管力學研究與應(yīng)用未能進入到組織這一層 次，因而不能反映血管局部微區(qū)域力學特性的改變；(2)缺乏直接性， 精度難以進一步提高；(3)血管力學特性在體間接檢測估計方法在非 線性彈性條件下受到限制。
由于以上方法的局限性，從生物力學的角度提出一種精確并且可在體無創(chuàng)測量的血管力學與血流動力學參數(shù)的檢測方法是非常必要 的。
血管及其周圍組織力學特性的分析主要是通過彈性成像來實現(xiàn) 的。彈性成像中組織形變的獲取分成兩種處理方式 一種采用基于超 聲視頻信號的運動估計算法來得到代表組織彈性的形變信息。但是， 視頻圖像信號由于在檢波過程中信息損失，圖像的分辨率較低。以視 頻序列為基礎(chǔ)的應(yīng)變估計和彈性成像的精度會受到影響，使應(yīng)變圖像 的分辨率較低。 一種是對組織形變前后超聲換能器接受到的視頻信號 進行處理，得到組織的彈性圖像。但是，隨著導(dǎo)管探頭的不斷改進及 中心頻率提高，使得射頻信號的解相關(guān)性變大，造成相關(guān)計算偽峰， 降低了估計精度。此外，從現(xiàn)有的臨床成像系統(tǒng)中也無法直接獲得射 頻信號。
在血管的分割及壓縮前后橫截面積比(Transverse Area Ratio, TAR)方面，加拿大的哥倫比亞大學機器和控制實驗室利用血管可壓 縮性質(zhì)實現(xiàn)了自動跟蹤血管和實時的血管三維模型重建技術(shù)，降低了 超聲檢查中存在的人為依賴性，但是在計算血管面積存在誤差，導(dǎo)致 通過壓縮前后面積比得到的橫向面積比(Transverse Area Ratio, TAR)參數(shù)失去一定的客觀性。
血流的多參數(shù)檢測主要包括血流剪切率、血管壁剪切率(Shear rate)以及血流流速分布。血管壁剪切率(Shear rate)與血流流速 分布的估計是建立在血流的估計之上。中國發(fā)明專利《基于彩色多普 勒超聲的腦血管血液動力學檢測裝置》ZL200620078158. 1 (授權(quán)公告日2007年11月28日，授權(quán)公開號200980680Y),給出了一種基于 彩色多普勒超聲的腦血管血液動力學檢測裝置，但是它的發(fā)明主要應(yīng) 用于顱內(nèi)血管檢測，也沒有相關(guān)的血管力學特性檢測。中國發(fā)明專利 《血流動力學監(jiān)測》ZL02822277. 6 (授權(quán)
公開日2005年03月09日， 授權(quán)公開號CN1592595)，給出了一種測量肺動脈壓、平均肺毛細血 管壓以及心臟指數(shù)的裝置，但是該發(fā)明只是檢測了肺部血流的動力學 參數(shù)，沒有從生物力學的角度來分析血管的力學特性。

發(fā)明內(nèi)容
針對現(xiàn)有技術(shù)的圖像分辨率低，估計誤差大以及未從生物力學角 度分析的不足，本發(fā)明的目的在于，提出一種基于超聲的血管及其周 圍組織力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的系統(tǒng)與方法。本發(fā)明在超 聲基礎(chǔ)上進行血管分割與彈性成像，區(qū)分血管和背景組織，達到檢測 血管力學特性的目的。同時，重構(gòu)血管速度分布，計算血管剪切率。 形成一套廉價，客觀，無創(chuàng)的能夠分析血管力學特性和血液動力學參 數(shù)的綜合分析系統(tǒng)與方法。
為了實現(xiàn)上述任務(wù)，本發(fā)明給出如下的技術(shù)解決方案
一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的系統(tǒng)，其特征在 于該系統(tǒng)包括三個子系統(tǒng)
一個血管及周圍組織力學特性超分辨成像子系統(tǒng)，由集成探頭， 全數(shù)字化B超儀，視頻數(shù)據(jù)輸出口，高分辨率圖像采集卡，主控PC 機，壓力傳感器，壓力控制裝置，位置控制裝置以及位置定標器組成， 用以對血管內(nèi)部在外力作用下的形變情況進行成像，得到亞像素水平 的血管應(yīng)變圖像；一個血管壓縮前后橫截面積比計算子系統(tǒng)，用以檢測血管的變化情況，得到血管橫截面積隨時間變化的曲線，包括配有集成探頭的全數(shù)字化彩色B超，用于提供B超圖像；全數(shù)字化B超與視頻數(shù)據(jù)輸出接口相連接，視頻數(shù)據(jù)輸出口上連有高分辨圖像采集卡，通過連線與主控PC機相連；主控PC機內(nèi)設(shè)置有成像軟件，能夠?qū)崟r的采集圖像，并在主控PC機的顯示器上顯示，利用壓力傳感器進行血管壓縮測試，該壓力傳感器由壓力控制裝置控制；通過壓力控制裝置與PC機連線與主控PC機相連；
一個血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)，包括配有集成探頭的全數(shù)
字化彩色B超，用于提供橫向多普勒圖像；全數(shù)字化B超與視頻數(shù)據(jù)輸出端口相連接，視頻數(shù)據(jù)輸出端口上連有高分辨率圖像采集卡，并通過主控PC機與高分辨率圖像采集卡連線與主控PC機相連；主控PC機內(nèi)設(shè)置有成像軟件，用于獲取采樣容積位置信息和多普勒譜圖像，檢測血管的血流速度、血流流速分布以及血管壁剪切率，提高了血管血栓檢出率。
一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的方法，該方法基于血管的生物組成特性，對同一血管橫斷面，繪制血管的彈性圖像；根據(jù)血管壓縮前后橫截面積比，提供對深靜脈血栓的檢測方法；檢測血管的血流速度、血流流速分布以及血管壁剪切率。
一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的方法，基于B超的血管及其周圍組織力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的系統(tǒng)，該系統(tǒng)由血管及其周圍組織力學特性超分辨成像子系統(tǒng)、血管壓縮前后橫截面積比計算子系統(tǒng)、血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)以及主控PC構(gòu)成。各個子系統(tǒng)之間相互獨立，能夠針對同一血管橫斷面同時進行分析。 一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的方法，基于全數(shù) 字化B超，從亞像素水平對血管及其周圍組織力學特性超分辨成像的
方法。該成像方法采集血管在壓縮前后的B超序列圖像，在B超序列 圖像的基礎(chǔ)上進行超分辨重建。以重建后的圖像來對血管進行位移估 計、應(yīng)變估計、彈性模量重構(gòu)，繪制血管及其周圍組織的彈性圖。
一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的方法，基于全數(shù) 字化B超的，從血管整體變化水平對血管壓縮前后橫截面積比計算的 方法。該計算方法對血管進行實時動態(tài)的跟蹤，獲得血管的邊緣信息， 通過加載邊緣信息，計算血管的橫截面積以及血管在壓縮前后橫截面 積比的變化情況。
一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的方法，基于橫向 多普勒的血流動力學多參數(shù)檢測方法。該檢測方法以橫向多普勒為基 礎(chǔ)，通過邊緣提取、相位同步以及擬合算法重構(gòu)血管內(nèi)流速場的分布 并計算血管的剪切率，分析血流及血管壁的狀態(tài)。
本發(fā)明在現(xiàn)有全數(shù)字化B超的基礎(chǔ)上，能夠?qū)崟r的跟蹤血管的B 超圖像，計算血管在壓力作用下橫截面積的整體變化?？蓪ν欢窝?管同時進行血管力學與血流動力學分析，結(jié)果準確直觀，運算速度快。 方便醫(yī)生檢測和診斷血管以及周圍組織的變化，有效的提高了血管血 栓檢出率。


圖1是本發(fā)明的超分辨成像與多參數(shù)檢測的原理圖。圖la是圖1中血管受壓前后內(nèi)部的光流場5的放大圖
圖2是本發(fā)明的超分辨成像與多參數(shù)檢測的系統(tǒng)組成圖；圖3是本發(fā)明的超分辨成像子系統(tǒng)的原理圖3a是圖3中血管受壓后應(yīng)變圖的放大4是本發(fā)明的超分辨成像子系統(tǒng)流程圖。
圖5是本發(fā)明中血管壓縮前后橫截面積比曲線計算子系統(tǒng)流程圖。
圖6是本發(fā)明的血管壓縮前后橫截面積比曲線計算子系統(tǒng)的原理圖。
圖7是本發(fā)明中血管動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)的原理說明8是本發(fā)明中血管動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)流程圖。圖中所示的標號分別為l.血管中的血流，2.全數(shù)字化B超換能器，3.皮膚表面，4.血管，5.血管受壓前后內(nèi)部的光流場，6.血管整體變化圖，7.受壓前血管的橫截面，8.受壓后血管的橫截面，9.血管中血液的流速的分布，10.集壓力傳感器與位置傳感器于一體的超聲集成探頭，ll.全數(shù)字化B超儀，12.全數(shù)字化B超與視頻數(shù)據(jù)輸出端口連線，13.視頻數(shù)據(jù)輸出端口， 14.視頻數(shù)據(jù)端口與高分辨率圖像采集卡連線，15.高分辨率圖像數(shù)據(jù)采集卡，16.主控PC機，17.高分辨率采集卡與主控PC機連線，18.壓力傳感器，19.壓力傳感器與壓力控制裝置連線，20.壓力控制裝置，21.主控PC機與壓力控制裝置連線，22.主控PC與位置控制裝置連線，23.位置控制裝置，24.位置定標器與位置控制裝置連線，25.位置定標器，26.集成探頭與位置定標器連線，27.血管受壓前舒張期的B超圖像，28.血管受壓后舒張期的B超圖像，29.血管受壓前舒張期的超分辨圖像，30.血管受壓后舒張期的超分辨圖像，31.基于超分辨的血管壓縮前后的光流場，32.血管的應(yīng)變分布，33.血管受壓前舒張期的超分辨圖像的邊緣提取，34.血管受壓后舒張期的超分辨圖像的邊緣提取，35.血管受壓前收縮期的B超圖像，36.血管受壓前收縮期的邊緣實時跟蹤，37.血管受壓后收縮期的邊緣實時跟蹤，38.血管受壓后收縮期的B超圖像,39.采集到的第一幀橫向多普勒灰度圖像，40.采集到的第二幀橫向多普勒灰度圖像，41.采集到的第三幀橫向多普勒灰度圖像，42.采集到的第四幀橫向多普勒灰度圖像，43.心動周期同步后的4個橫向多普勒峰值速度譜，44.擬合得到的血流速度分布曲線，45.微分得到的血流剪切率曲線。
具體實施例方式
下面結(jié)合附圖對本發(fā)明進行進一步的詳細說明。
如圖所示，本發(fā)明包括以下內(nèi)容
第一，提供一種基于超聲的集血管及其周圍組織力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測于一體的系統(tǒng)。
第二，提供一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的方法，
a. 在全數(shù)字化B超儀的基礎(chǔ)上，從亞像素的水平對血管及其周圍組織力學特性進行彈性成像。
b. 在全數(shù)字化B超儀的基礎(chǔ)上，從血管整體應(yīng)變水平對血管壓縮前后橫截面積比進行計算。
c. 基于橫向多普勒技術(shù)的，血流動力學多參數(shù)檢測。下面本發(fā)明給出上述技術(shù)方案的具體實施方法；
一種基于超聲的集血管及其周圍組織力學特性超分辨成像與多 參數(shù)檢測于一體的系統(tǒng)。該系統(tǒng)包括三個子系統(tǒng)血管及周圍組織力 學特性超分辨成像子系統(tǒng)、血管壓縮前后橫截面積比計算子系統(tǒng)以及 血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)。
該系統(tǒng)在超分辨圖像的基礎(chǔ)上實現(xiàn)亞像素水平的血管彈性成像； 實現(xiàn)了血管的整體應(yīng)變估計，獲得了血管在壓縮前后隨時間變化的橫 截面積比曲線；在橫向多普勒成像的基礎(chǔ)上，實現(xiàn)了血流動力學多參 數(shù)檢測。
參看圖1為血管及其周圍組織力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測 的原理圖。本發(fā)明使用全數(shù)字化B超換能器2，獲取血管4的橫斷面 圖像。通過給血管施加一定的壓力，求得血管內(nèi)部各部分的運動光流 場5，并以此為基礎(chǔ)進行彈性成像；根據(jù)受壓前血管的橫截面7與受 壓后血管的橫截面8，從血管整體變化的角度求得了血管壓縮前后的
橫截面積的變化，得到血管的整體變化6;，使用橫向多普勒技術(shù)估 計了血管中流速的分布9以及血流剪切率。
參看圖2為血管及其周圍組織力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測 的系統(tǒng)組成圖。整體系統(tǒng)由集壓力傳感器與位置傳感器于一體的集成 探頭10與全數(shù)字化B超儀11，視頻數(shù)據(jù)輸出口 13，高分辨率采集卡 15，主控PC機16順序連接，壓力傳感器18與壓力控制裝置20，位 置控制裝置23與位置定標器25分別連接超聲集成探頭10與主控PC 機16。 '本系統(tǒng)中，血管及周圍組織超分辨成像子系統(tǒng)與血管壓縮前后橫 截面積比計算子系統(tǒng)的硬件構(gòu)成相同，包括配有集壓力傳感器與位 置傳感器于一體的超聲集成探頭10的全數(shù)字化彩色B超11，用于提 供B超圖像;全數(shù)字化彩色B超儀11與視頻數(shù)據(jù)輸出端口 13相連接，
視頻數(shù)據(jù)輸出端口 13上連有高分辨率圖像采集卡15，并通過主控PC 機與高分辨圖像采集卡連線17與主控PC機16相連；主控PC機16 內(nèi)設(shè)置有成像軟件，能夠?qū)崟r的采集圖像，并在主控PC機16的顯示 器上顯示。利用壓力傳感器18進行血管壓縮測試，該壓力傳感器由 壓力控制裝置20控制；通過壓力控制裝置與PC機連線21與PC主控 機16相連。根據(jù)位置定標器25與位置控制裝置23實時采集血管位 置信息，為血管三維重建提供良好基礎(chǔ)。全數(shù)字化B超儀11與主控 PC機16之間的圖像數(shù)據(jù)傳輸是基于PCI總線，幀頻最高可達到108 f/s。
血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)包括配有集成探頭10的全數(shù)字 化B超儀ll，用于提供橫向多普勒圖像；全數(shù)字化B超儀11與視頻
數(shù)據(jù)輸出端口 13相連接，視頻數(shù)據(jù)輸出端口 13上連有高分辨率圖像 采集卡15，并通過主控PC機與高分辨圖像采集卡連線17與主控PC 機16相連；主控PC機16內(nèi)設(shè)置有成像軟件，用于獲取采樣容積位 置信息和多普勒譜圖像，見圖2。
一種從亞像素水平對血管及其周圍組織力學特性進行彈性成像 的方法，該方法具體使用于血管及周圍組織力學特性超分辨成像子系
統(tǒng)中，具體實施步驟如下(1 )通過帶有高分辨率圖像采集卡的主控PC機通過主控軟件實 時采集血管在舒張期的4幅B超圖像序列；
(2) 利用壓力傳感器對同一部位的血管施加一定的壓力，采集 壓縮后血管在舒張期的4幅B超血管圖像；
(3) 重復(fù)步驟二，在第一次壓縮的基礎(chǔ)上繼續(xù)施加一定壓力，
再次采集壓縮后血管在舒張期的4幅B超血管圖像；
(4) 對低分辨B超圖像序列處理，提取感興趣區(qū)域的血管及其 周圍組織的圖像，利用超分辨重建IBP算法，重建以上提取過的圖像 數(shù)據(jù)，得到血管在舒張期的壓縮前與壓縮后的超分辨圖像；
(5) 利用proesmans位移估計算法，分別對超分辨重建的壓縮 前后的血管圖像計算血管運動場，從運動場中獲得圖像的二維運動信 息；
(6) 根據(jù)位移和應(yīng)變的數(shù)學關(guān)系，可以由運動位移場計算得到 血管的應(yīng)變估計，最終構(gòu)建彈性模量，繪制血管的彈性圖。
本方法中，超分辨圖像重建的方法具體如下 在第n次迭代中，^的成像過程由下式模擬
g(")= h (1) 式中s表示一個下采樣算子，*表示巻積運算。高分辨率圖像的更新
過程如下式
/("+" ^"+去ix、((g廣^"))h)") (2)
式中《表示低分辨率圖像的數(shù)量，s表示上采樣算子，p表示背投
影算子，由/2和t;決定。UJ是已知的低分辨率圖像序列集合，代表了由尸所模擬的低分辨圖像序列集合，/"代表經(jīng)過"次迭代后的 超分辨重建圖像。
在上述超分辨重建的方法的基礎(chǔ)上，采用Proesmans運動估計算 法中的非線性擴散算法來計算光流場。以最小均方應(yīng)變估計器來計算 血管及其周圍組織的應(yīng)變分布。
參照圖3，給出了本發(fā)明中血管及周圍組織力學特性超分辨成像 子系統(tǒng)的原理圖。本發(fā)明是在全數(shù)字化B超ll的基礎(chǔ)上采集血管在 壓縮前舒張期的序列圖像27若干，在此基礎(chǔ)上進行超分辨重建，得 到血管在壓縮前舒張期的超分辨圖像29。對血管施加一定的壓力， 采集血管在壓縮后舒張期的序列圖像28若干，重復(fù)上述重建步驟， 得到血管在壓縮后舒張期的超分辨圖像30。在29與30的基礎(chǔ)上計 算血管內(nèi)部在壓縮前后的光流場31，并且繪制血管的應(yīng)變圖32。
參照圖4，給出了本發(fā)明中血管及周圍組織力學特性超分辨成像 子系統(tǒng)的流程圖。利用全數(shù)字化B超儀ll的B型黑白圖像作基本定 位，啟動主控PC機16上的成像主控軟件，設(shè)置參數(shù)。初始化壓力傳 感器18和位置定標器25，根據(jù)實時監(jiān)控的結(jié)果，判定可疑的血管部 位。調(diào)節(jié)集成探頭的位置位于可疑血管周圍，在壓力傳感器18和位 置定標器25的指導(dǎo)下，采集血管壓縮前后舒張期的若干幅圖像。對 上述壓縮前后圖像序列分別進行超分辨重建，對重建后的結(jié)果進行位 移估計，利用最小二乘法進行應(yīng)變分布估計。對其他部位的血管診斷 重復(fù)上述的力學分析過程，整個過程都在壓力傳感器18的監(jiān)控下進 行。一種從血管整體應(yīng)變角度對血管壓縮前后橫截面積比進行計算 的方法，該方法具體使用于血管壓縮前后橫截面積比計算子系統(tǒng)，具 體實現(xiàn)步驟如下
(1) 在全數(shù)字化B超的基礎(chǔ)上，通過該子系統(tǒng)實時的顯示B超 圖像，并對血管進行跟蹤，采集血管在收縮期的8幅圖像并儲存；
(2) 在集成探頭的引導(dǎo)下，對詞一部位施加一定的壓力，調(diào)整 血管跟蹤的中心，采集血管在收縮期的8幅圖像并存儲；
(3) 采用Star-Kalman的算法，計算血管在收縮期壓縮前后的
橫截面積比曲線；
(4) 重復(fù)步驟(1)，采集血管在舒張期的壓縮前后圖像各8幅， 并對這些超聲序列圖像進行超分辨重建；
(5) 載入超分辨重建后的圖像，對血管進行邊緣檢測。利用邊 緣跟蹤檢測的邊緣點和分割求和算法計算血管橫截面積；
(6) 計算壓縮前后的橫截面積比，根據(jù)血管可壓縮性質(zhì)，通過 得到的橫截面積比參數(shù)(Transverse Area Ratio, TAR)決定哪段血 管可能存在血栓，并給出TAR曲線以方便直觀觀察。
本方法中的實時邊緣檢測跟蹤使用的是Star-Kalman方法，分割 求和的算法是按照公式(3)求得每一個小三角形的面積，最后累計求 和，逼近血管真實的面積。
57 =會*, *。+i*sina (3) 其中Si是第i個邊緣點與i+l個邊緣點以及中心點所組成的三角形面 積，n是第i個邊緣點與中心點的距離，rw是第i+l個邊緣點與中心點的距離，a是以star算法中的射線角度，為常數(shù)。
參照圖5，為本發(fā)明中血管壓縮前后橫截面積比計算子系統(tǒng)的原 路圖。本發(fā)明在對血管進行整體應(yīng)變分析時，啟動血管壓縮前后橫截 面積比曲線計算子系統(tǒng)。收縮期，首先鼠標對血管中心進行初始化， 利用star算法，對自血管中心發(fā)射的射線上的灰度值與閾值進行比 較，得到每條射線上可疑的邊緣點，對可信邊緣點進行kalman濾波， 得到最可信邊緣點。重復(fù)，直至將封閉的血管邊緣點判斷完畢。利用 算法，假設(shè)血管為橢圓，計算血管橫截面積。在壓力傳感器的指引下， 對血管施加一定壓力，同樣的方法計算血管面積，繪制壓縮前后橫截 面積比曲線。舒張期，采集血管在舒張期的壓縮前與壓縮后的B超圖 像若干，以這些圖像序列進行超分辨重建。同樣的方法對超分辨重建 后的血管進行邊緣檢測，計算血管的面積，并繪制血管在壓縮前后的 橫截面積比曲線。
參照圖6為本發(fā)明中血管壓縮前后橫截面積比計算子系統(tǒng)的流程 圖。 一方面，實時顯示血管在收縮期壓縮前后的圖像35與38，通過 邊緣檢測實時的跟蹤血管，并計算未進行超分辨重建時的血管壓縮前 后的橫截面積比曲線。本方面主要用于收縮期的檢測。另一方面，采 集血管在壓縮前后舒張期的B超圖像27與28，對其進行超分辨重建， 得到29， 30。對超分辨重建后的血管進行邊緣提取，計算基于超分 辨重建的血管壓縮前后橫截面積比曲線。本方面主要用于舒張期的檢
一種基于橫向多普勒技術(shù)的，血管動力學多參數(shù)提取的方法，該方法具體使用于血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)。具體實現(xiàn)步驟如下
(1) 在全數(shù)字化B超儀的B模式和多普勒模式下，調(diào)節(jié)聲束-血流的夾角成9(T，調(diào)節(jié)采樣容積位于目標血管的管壁處；
(2) 通過帶有圖像采集卡的主控PC機利用主控軟件采集此時的 橫向多普勒譜，并獲取采樣容積與血管壁的距離；
(3) 參考血管管徑調(diào)節(jié)采樣容積以重疊或不重疊的方式靠近血 管中心，重復(fù)步驟二；
(4) 重復(fù)步驟三，直到共儲存4幅橫向多普勒譜圖像；
(5) 利用譜邊緣提取算法提取橫向多普勒譜邊緣，平滑后轉(zhuǎn)換 得到橫向多普勒峰值速度；
(6) 檢測橫向多普勒峰值速度的峰-峰間距，進行心動周期同步；
(7) 利用逆矩陣法對心動周期內(nèi)指定時刻的峰值速度進行擬合， 重構(gòu)血流速度分布，微分得到血流剪切率和血管壁剪切率。
本方法中的多普勒譜的邊緣提取采用"魚骨法"。擬合方法利用 逆矩陣法對血流速度進行三階多項式擬合。按公式(5)和(6)分別構(gòu)造 4xl維的速度矩陣V和4x4維的位置矩陣S，利用逆矩陣公式(4)求 解4xl維系數(shù)矩陣A (7)。
<formula>formula see original document page 18</formula># = [a
a2 a3 a4] (7)
其中，v,表示第幅橫向多普勒譜圖像在心動周期內(nèi)指定時刻的血流峰
值速度(單位，")；《表示第/次采樣時采樣容積到血管壁的距離(單 位mm)，且《e(0，及)(i 為血管沿采樣單元方向上的半徑)；",表示三階
多項式的第i個系數(shù)值。 v(《，t)lt——c = v(;) = (a! + a2 x《+ a3 x《2 + a4 x《3) ("(0，i )) (8)
sr=， ， ("(0,i )) (9)
wsr丄b。 (10)
5一-。
利用公式(8)、 (9)和(10)，分別計算得到心動周期內(nèi)指定時刻的 血流速度分布、血流剪切率及血管壁剪切率。
參照圖7，為本發(fā)明中血管動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)的原理說明 圖。本實施例中采集到的四幀橫向多普勒譜39、 40、 41、 42，是在 全數(shù)字化B超11的多普勒模式下利用主控PC機16上的成像軟件獲 取的。對上述四幀圖像邊緣提取，將下邊緣反轉(zhuǎn)后與上邊緣疊加平均 得到平滑了的橫向多普勒峰值速度譜。進行心動周期同步43，選擇f。
時刻的血流速度擬合該時刻的血流流速分布曲線44，對44微分得到 該時刻的血流剪切率曲線45，當r-i 時的血流剪切率，就是該時刻 的血管壁剪切率。
參照圖8為本發(fā)明中血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)軟件流程圖。 本發(fā)明子系統(tǒng)利用全數(shù)字化B超11的B型黑白圖像定位血管并調(diào)節(jié) 采樣容積位于目標血管的管壁處，在多普勒模式下，調(diào)節(jié)聲束-血流 的夾角成90。，利用主控PC機上的成像軟件儲存此時的橫向多普勒譜。
19參考血管管徑調(diào)節(jié)采樣容積以重疊或不重疊的方式靠近血管中心，重 復(fù)上述過程直到存儲了 4幅橫向多普勒譜圖像。啟動橫向多普勒檢測 子系統(tǒng)載入橫向多普勒譜圖像，利用邊緣提取算法提取譜邊緣并轉(zhuǎn)換 得到橫向多普勒峰值速度，在心動周期同步下利用逆矩陣法對其進行 擬合重構(gòu)血流流速分布，微分得到血流剪切率、壁剪切率。
基于超聲的血管及其周圍組織力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢 測的系統(tǒng)的工作過程如下本發(fā)明包括常規(guī)的血管B超圖、在常規(guī)的 血管B超圖引導(dǎo)下的血管及其周圍組織的力學特性超分辨成像以及 多普勒模式下血流速度分布重構(gòu)和血管剪切率計算。系統(tǒng)整體的操作 是在主控計算機16的系統(tǒng)控制軟件上進行。在對血管及其周圍組織 進行力學超分辨成像時，通過主控計算機16的成像軟件實時獲取血
管B超圖像，在壓力控制裝置20和位置定標器25的指導(dǎo)下，完成對 同一部位的血管進行壓縮，這樣就可以完成對血管的彈性重構(gòu)以及 TAR計算。在進行血流參數(shù)檢測時，集成探頭10在全數(shù)字化超聲儀 器11的B超和多普勒模式指引下，利用主控計算機16獲取橫向多普 勒譜和采樣容積位置信息，在心動周期同步下完成對血流速度分布的 重構(gòu)、血流剪切率和血管壁剪切率的檢測。
權(quán)利要求
1. 一種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的系統(tǒng)，其特征在于該系統(tǒng)包括三個子系統(tǒng)一個血管及周圍組織力學特性超分辨成像子系統(tǒng)，由集壓力傳感器與位置傳感器于一體的超聲集成探頭(10)，全數(shù)字化B超儀(11)，視頻數(shù)據(jù)輸出端口(13)，高分辨率圖像采集卡(15)，主控PC機(16)，壓力傳感器(18)，壓力控制裝置(20)，位置控制裝置(23)以及位置定標器(25)組成，用以對血管內(nèi)部在外力作用下的形變情況進行成像，得到亞像素水平的血管應(yīng)變圖像；一個血管壓縮前后橫截面積比計算子系統(tǒng)，用以檢測血管的整體變化情況，得到血管受壓前后橫截面積比曲線，包括配有集壓力傳感器與位置傳感器于一體的超聲集成探頭(10)的全數(shù)字化彩色B超(11)，用于提供B超圖像；全數(shù)字化B超(11)與視頻數(shù)據(jù)輸出端口(13)相連接，視頻數(shù)據(jù)輸出端口(13)上連有高分辨率圖像采集卡(15)，通過連線(17)與主控PC機(16)相連；主控PC機(16)內(nèi)設(shè)置有成像軟件，能夠?qū)崟r的采集圖像，并在主控PC機(16)的顯示器上顯示，利用壓力傳感器(18)進行血管壓縮測試，該壓力傳感器由壓力控制裝置(20)控制；通過壓力控制裝置與PC機連線(21)與主控PC機(16)相連；一個血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)，包括配有集成探頭(10)的全數(shù)字化彩色B超(11)，用于提供橫向多普勒圖像；全數(shù)字化B超(11)與視頻數(shù)據(jù)輸出端口(13)相連接，視頻數(shù)據(jù)輸出端口(13)上連有高分辨率圖像采集卡(15)，并通過主控PC機(16)與高分辨率圖像采集卡連線(17)與主控PC機(16)相連；主控PC機(16)內(nèi)設(shè)置有成像軟件，用于獲取采樣容積位置信息和多普勒譜圖像，檢測血管的血流速度、血流流速分布以及血管壁剪切率，提高了血管血栓檢出率。
2. —種血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的方法，其特征在于，該方法包括三種檢測方法，第一種檢測方法包括如下步驟1 )帶有高分辨率圖像采集卡的主控PC機通過主控軟件實時采集 血管在舒張期的4幅B超圖像序列；2) 利用壓力傳感器對同一部位的血管施加一定的壓力，采集壓縮后血管在舒張期的4幅B超血管圖像；3) 重復(fù)步驟二，在第一次壓縮的基礎(chǔ)上繼續(xù)施加一定壓力，再 次采集壓縮后血管在舒張期的4幅B超血管圖像；4) 對低分辨B超圖像序列處理，提取感興趣區(qū)域的血管及其周 圍組織的圖像，利用超分辨重建IBP算法，重建以上提取過的圖像數(shù) 據(jù)，得到血管在舒張期的壓縮前與壓縮后的超分辨圖像；5) 利用proesmans位移估計算法，分別對超分辨重建的壓縮前 后的血管圖像計算血管運動場，從運動場中獲得圖像的二維運動信 阜.6) 根據(jù)位移和應(yīng)變的數(shù)學關(guān)系，可以由運動位移場計算得到血 管的應(yīng)變估計，最終構(gòu)建彈性模量，繪制血管的彈性圖。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測 的方法，其特征在于，第二種檢測方法包括如下步驟1) 在全數(shù)字化B超的基礎(chǔ)上，通過該子系統(tǒng)實時的顯示B超圖 像，并對血管進行跟蹤，采集血管在收縮期的8幅圖像并儲存；2) 在集成探頭的引導(dǎo)下，對同一部位施加一定的壓力，調(diào)整血管跟蹤的中心，采集血管在收縮期的8幅圖像并存儲；3) 采用Star-Kalman的算法，計算血管在收縮期壓縮前后的橫 截面積比曲線；4) 重復(fù)步驟(1)，采集血管在舒張期的壓縮前后圖像各8幅， 并對這些超聲序列圖像進行超分辨重建；5) 載入超分辨重建后的圖像，對血管進行邊緣檢測。利用邊緣 跟蹤檢測的邊緣點和分割求和算法計算血管橫截面積；6) 計算壓縮前后的橫截面積比，根據(jù)血管可壓縮性質(zhì)，通過得 到的橫截面積比參數(shù)(Transverse Area Ratio, TAR)決定哪段血管 可能存在血栓，并給出TAR曲線以方便直觀觀察。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的血管力學特性超分辨成像與多參數(shù)檢測的 方法，其特征在于，第三種檢測方法包括如下步驟1) 在B超儀器的B模式和多普勒模式下，調(diào)節(jié)聲束-血流的夾角 成9(T，調(diào)節(jié)采樣容積位于目標血管的管壁處；2) 通過帶有圖像采集卡的主控PC機利用主控軟件采集此時的橫 向多普勒譜，并獲取采樣容積與血管壁的距離；3) 參考血管管徑調(diào)節(jié)采樣容積以重疊或不重疊的方式靠近血管 中心，重復(fù)步驟二；4) 重復(fù)步驟三，直到共儲存4幅橫向多普勒譜圖像；5) 利用譜邊緣提取算法提取橫向多普勒譜邊緣，平滑后轉(zhuǎn)換得 到橫向多普勒峰值速度；6) 檢測橫向多普勒峰值速度的峰-峰間距，進行心動周期同步；7) 利用逆矩陣法對心動周期內(nèi)指定時刻的峰值速度進行擬合， 重構(gòu)血流速度分布，微分得到血流剪切率和血管壁剪切率。
全文摘要
本發(fā)明屬于超聲診斷設(shè)備技術(shù)領(lǐng)域，涉及血管力學超分辨成像與血流動力學參數(shù)的系統(tǒng)和方法。系統(tǒng)包括一個血管及周圍組織力學特性超分辨成像子系統(tǒng)；一個血管壓縮前后面積比計算子系統(tǒng)；一個血流動力學多參數(shù)檢測子系統(tǒng)；方法為1)采集血管在壓縮前后的B超圖像進行超分辨重建，在重建的基礎(chǔ)上對血管進行位移估計、應(yīng)變估計、彈性模量重構(gòu)，繪制血管及其周圍組織的彈性圖；2)根據(jù)血管壓縮前后橫截面積變化情況，判斷血管在壓縮前后橫截面積比的變化情況；3)重構(gòu)血管內(nèi)流速場分布并計算血管剪切率，分析血流及血管壁的狀態(tài)。通過對血管力學特性的成像以及動力學參數(shù)的計算，分析血管和周圍組織的性質(zhì)和變化，提高了檢測血管血栓的精確性。
文檔編號A61B8/14GK101474083SQ20091002090
公開日2009年7月8日 申請日期2009年1月15日 優(yōu)先權(quán)日2009年1月15日
發(fā)明者萬明習, 萬錦錦, 濤 凌, 嬋 張, 張紅梅, 源 袁 申請人:西安交通大學