專利名稱：基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)圖像處理及心臟流體力學(xué)研究領(lǐng)域，具體涉及一種在體心臟流場 流體力學(xué)狀態(tài)可視化量化評價方法。
背景技術(shù)：
隨著醫(yī)學(xué)影像診斷技術(shù)的不斷發(fā)展以及心臟疾病精確診斷要求的日益提高，心臟 流場及流體力學(xué)狀態(tài)的可視化觀察和量化評價方法引起了眾人的關(guān)注。但是，由于心臟流 場的特殊性和復(fù)雜性，經(jīng)典的醫(yī)學(xué)影像技術(shù)只能對心臟流場進行簡單的定性可視化觀察， 難以滿足真實心臟流場及流體力學(xué)狀態(tài)的可視化觀察和量化評價的要求。近些年來，基于 MRI血流成像技術(shù)、基于超聲微泡粒子成像技術(shù)、基于超聲多普勒血流向量成像技術(shù)的心臟 流場可視化量化評價技術(shù)的相繼出現(xiàn)，是這方面技術(shù)發(fā)展的一大進步?；贛RI的可視化量化評價技術(shù)就是以MR圖像數(shù)據(jù)為基礎(chǔ)，根據(jù)MRI探測的血流 速度及流量對心臟流場進行流體動力學(xué)分析，并采用圖像圖形技術(shù)對其流場進行可視化描 述。就該技術(shù)具體實施過程來講，可以大致分為兩種一類通過MRI血流流量及血流速度測 量得到活體流場數(shù)據(jù)，通過分析計算直接在MRI血流灰度圖像上對流場進行可視化描述， 例如繪制速度矢量分布圖、流場流線等等。另一類，則是根據(jù)一系列MRI圖像，對心血管系 統(tǒng)結(jié)構(gòu)進行三維模擬重建，然后在模擬的心血管系統(tǒng)模型上對心血管系統(tǒng)流體動力學(xué)的參 數(shù)進行計算分析，然后對流場進行可視化描述，這也就是通常所說的心血管系統(tǒng)計算流體 力學(xué)分析。由于MRI血流成像具有較高的空間分辨率以及三維掃描優(yōu)勢，曾一度受到許多 學(xué)者的青睞。但是，總的來說，基于MRI的可視化量化評價技術(shù)不適應(yīng)于在體心臟流場及流 體力學(xué)的定量分析，具體主要是以下幾個方面的原因(1)由于MRI成像時掃描時間長，時 間分辨率不夠理想，難以完全滿足在體心臟流場可視化觀察的要求；(2)由于強磁場的原 因，MRI技術(shù)對諸如體內(nèi)有磁金屬或起搏器的特殊病人卻不能適用；(3)MRI技術(shù)檢測心臟 結(jié)構(gòu)和功能容易受外界干擾因素影響。因此，基于MRI的心臟流場及流體力學(xué)狀態(tài)的可視 化量化評價技術(shù)的應(yīng)用和發(fā)展都受到了一定的限制。基于超聲造影微泡成像測速(PIV)的可視化量化評價技術(shù)可以說是一種新型的 Piv技術(shù)，其典型代表是2007年美國學(xué)者Sengupta等人利用超聲造影中的超聲微泡作為示 蹤粒子，通過計算超聲微泡運動軌跡，實現(xiàn)對血液流動速度和方向的分析計算，進而實現(xiàn)對 心臟流場及流體力學(xué)狀態(tài)的可視化量化評價。但是，由于超聲波發(fā)射頻率和機械指數(shù)設(shè)置 的影響，超聲造影微泡常常出現(xiàn)不可控制的不同程度破裂；另外，不同類型微泡、不同濃度 以及聲能衰減等因素的影響，使得超聲造影微泡環(huán)境中的PIV技術(shù)的穩(wěn)定性較差。因此，從 心臟流場及流體力學(xué)狀態(tài)可視化觀察和量化評價技術(shù)的可靠性和穩(wěn)定性的角度來看，基于 粒子(超聲造影微泡)成像測速(PIV)的可視化量化評價技術(shù)具有一定局限性，還有待進 一步的研究?；诙嗥绽昭鞒暢上竦目梢暬炕u價技術(shù)的典型代表是日本學(xué)者Ohtsuki等人于2006年提出的血流向量標(biāo)測(Vector Flow Mapping, VFM)方法。VFM技術(shù)將心臟 流場二維觀測平面分為基本流和渦流，根據(jù)聲束方向血流速度信息，結(jié)合基本流和渦流的 特性，計算垂直聲束方向的血流速度，從而實現(xiàn)心臟流場的速度矢量場可視化描述及簡單 的量化評價。與磁共振血流成像、粒子成像測速相比，多普勒血流成像技術(shù)具有以下優(yōu)點 (1)具有適當(dāng)?shù)臅r間分辨率，可以應(yīng)用于動態(tài)的在體心臟流場及流體力學(xué)狀態(tài)可視化量化 分析；(2)具有較高的空間分辨率，能同時獲取清晰的心臟壁的結(jié)構(gòu)和功能圖像和腔內(nèi)血 流圖像；(3)受外界干擾小、對人體無傷害；(4)無需注射超聲造影劑等示蹤劑，操作更為 簡便。因此，利用多普勒超聲血流信息進行心臟流體力學(xué)狀態(tài)的可視化量化評價技術(shù)具有 很好的發(fā)展基礎(chǔ)。近年來，國內(nèi)的一些醫(yī)學(xué)工作者和相關(guān)研究人員利用該技術(shù)對心臟流場 及力學(xué)狀態(tài)進行了一些簡單的力學(xué)狀態(tài)可視化觀察和量化評價。不過，該方法主要基于特 定的超聲儀器產(chǎn)生的醫(yī)學(xué)圖像，而不是直接從彩色圖像處理的角度提取多普勒血流速度信 息，對圖像信息的來源具有一定的依賴性，而且該方法沒有從數(shù)字圖像所表示的流場離散 數(shù)據(jù)角度對速度矢量場的描述進行闡述，因此不能廣泛應(yīng)用于各種多普勒血流圖像的矢量 場分析。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明就是為了克服上述已有技術(shù)的不足之處，提出的一種基于多普勒圖像信息 的心臟流場速度矢量場可視化描述方法。為達到上述發(fā)明目的，本發(fā)明所采用的技術(shù)方案為提供一種基于多普勒圖像信 息的心臟流場速度矢量場可視化描述方法，其特征在于包括如下步驟A、以彩色多普勒超聲數(shù)字圖像信息為基礎(chǔ)，根據(jù)心臟血流速度標(biāo)尺提取二維觀測 平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量u ；B、將二維觀測平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量U分解為流進流 出二維觀測平面的三維基本流動和具有封閉流線的漩渦流動，即基本流Ub和渦流Us ；C、同理，垂直于聲束方向的血流速度分量ν可分解為基本流垂直聲束方向的速度 分量Vb和渦流垂直聲束方向的速度分量Vs ；D、分別計算基本流和渦流沿聲束方向和垂直于聲束方向的速度分量ub、us, vb和
V ·
v S ‘E、對上述各速度分量進行矢量合成，計算出二維觀測平面流場中每一個血液質(zhì)點 的真實速度分量；F、在彩色多普勒超聲圖像上繪制各個血液質(zhì)點的速度矢量圖。在步驟A中，利用最小二乘法的原理對二維觀測平面流場中各個血液質(zhì)點的彩色 信息與心臟血流速度標(biāo)尺中的彩色信息進行匹配，通過下面的方程式尋找速度表尺上顏色 信息與給定的血液質(zhì)點顏色信息最接近的點，然后采用分段線性函數(shù)計算心臟流場沿聲束 方向的血流速度分量U，e = ((Rb-Rp)2+ (Gb-Gp)2+ (Bb-Bp)2)1/2其中Rb，Gb, Bb,分別表示速度標(biāo)尺上的某一點的RGB顏色分量，Rp, Gp, Bp分別表示 流場內(nèi)某一血液質(zhì)點的RGB顏色分量。在步驟D中，

=i(l - k)u 在基本流與渦流共存區(qū)域 Ub=\ O 在僅有渦流存在的區(qū)域
\ku 在基本流與渦流共存區(qū)域
U=S
5 1 U 在僅有渦流存在的區(qū)域其中，u為二維觀測平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量，k為系數(shù)。所述系數(shù)k的定義為
k =
s_
如果足(r)
如果
砂)其中，F(xiàn)+(r)為“正向多普勒流距離函數(shù)”，F(xiàn)_(r)為“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)”，分別 表示朝向探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)和背離探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)，渦 流流量 S+ = -S_ = min (F+ (r)，_F_ (r))。所述“正向多普勒流距離函數(shù)”F+(r)和“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)”F_(r)滿足下式F(r) = F+(r)+F_(r)式中，F(xiàn)(r)為“多普勒流距離函數(shù)”，其定義式為式中，u(r，θ)是以多普勒圖像扇形區(qū)域的頂點為原點的極坐標(biāo)下聲束方向的多 普勒血流速度分量，r是血液質(zhì)點到原點的距離，[θ μ θ J表示極坐標(biāo)下觀測平面內(nèi)的血 液流場觀測區(qū)域角度范圍；對于數(shù)字圖像所表示的心臟流場而言，其“多普勒流距離函數(shù)”F(r)滿足下式
NF(r) = Y^iuQ J))nr
=ι其中，i，j分別表示數(shù)字圖像中的行和列，(u(i，j))p、、、(u(i, j))N表示極坐標(biāo) 下距離原點半徑為r的所有血液質(zhì)點沿聲速方向的血流速度序列，N表示同一半徑r上血 液質(zhì)點的數(shù)量；同理，可以計算出正向的正向多普勒流距離函數(shù)“正向多普勒流距離函數(shù)” F+(r) 和“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)” F_(r)，即=
=1=其中，u+(i，j)，u_(i，j)分別表示朝向探頭和背向探頭的聲速方向的血流速度。在步驟D中，垂直聲束方向的速度分量Vb和渦流垂直聲束方向的速度分量Ys可通 過下列方程式計算得出
7 其中，α表示聲束方向與基本流流線切線方向之間的夾角，S為渦流流函數(shù)，即S =/ usrd θ ；對于數(shù)字圖像所表示渦流區(qū)域，渦流流函數(shù)S的離散形式如下 其中，i，j分別表示數(shù)字圖像中的行和列，(us(i，j))p、、(us(i, j))N表示極坐標(biāo) 下渦流存在區(qū)域距離原點半徑為r的血液質(zhì)點沿聲速方向的渦流速度分量序列，N表示半 徑為r的圓弧上從參考位置到計算點(i，j)這段圓弧內(nèi)的血液質(zhì)點數(shù)。同理，在數(shù)字圖像表示的渦流區(qū)域，Vs的計算具有如下離散形式-Vs (i, j) = (S(i, j)-S' )/r其中，r表示點(i，j)的極坐標(biāo)半徑，S’表示點(i，j)的8-鄰域范圍內(nèi)與(i，j) 具有相同的極坐標(biāo)θ且極坐標(biāo)半徑大于r的點所對應(yīng)的離散渦流流函數(shù)值。在步驟E中，聲束方向的速度分量u和垂直于聲束方向的速度分量ν滿足下式 其中，ub表示基本流沿聲束方向的速度分量，Us表示渦流沿聲束方向的速度分量， Vb表示基本流垂直聲束方向的速度分量，Vs表示渦流垂直聲束方向的速度分量。綜上所述，本發(fā)明所提供的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描 述方法給出了一種在彩色多普勒圖像處理的基礎(chǔ)上對在體心臟流場血流速度矢量場的可 視化描述方法，可克服現(xiàn)有在體心臟流場可視化觀察技術(shù)的局限性，大大提高了在體心臟 流體力學(xué)狀態(tài)的可視化量化評價的效率及應(yīng)用范圍。


圖1為基本流和渦流疊加示意圖；其中圖(a)為基本流示意圖，圖(b)為渦流示意圖，圖(C)為基本流和渦流的疊加 示意圖；圖2為極坐標(biāo)下多普勒流函數(shù)F (r，θ )及多普勒流距離函數(shù)F (r)計算原理圖；圖3為基本流速度成分Vb計算原理示意圖；圖4為所繪制的流場速度矢量圖。
具體實施例方式下面結(jié)合附圖對本發(fā)明的具體實施方式
進行詳細(xì)地描述。本發(fā)明所提供的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方法包 括如下步驟:A、以彩色多普勒超聲數(shù)字圖像信息為基礎(chǔ)，根據(jù)心臟血流速度標(biāo)尺提取二維 觀測平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量u ；B、將二維觀測平面流場中心臟流 場沿聲束方向的血流速度分量u分解為流進流出二維觀測平面的三維基本流動和具有封
8閉流線的漩渦流動，即基本流Ub和渦流Us ；C、同理，垂直于聲束方向的血流速度分量ν可分 解為基本流垂直聲束方向的速度分量Vb和渦流垂直聲束方向的速度分量Vs ；D、分別計算基 本流和渦流沿聲束方向和垂直于聲束方向的速度分量ub、us、Vb和Ys ；E、對上述各速度分量 進行矢量合成，計算出二維觀測平面流場中每一個血液質(zhì)點的真實速度分量；F、在彩色多 普勒超聲圖像上繪制各個血液質(zhì)點的速度矢量圖。在步驟A中，利用最小二乘法的原理對二維觀測平面流場中各個血液質(zhì)點的彩色 信息與心臟血流速度標(biāo)尺中的彩色信息進行匹配，通過下面的方程式尋找速度表尺上顏色 信息與給定的血液質(zhì)點顏色信息最接近的點，然后采用分段線性函數(shù)計算心臟流場沿聲束 方向的血流速度分量U，e = ((Rb-Rp)2+ (Gb-Gp)2+ (Bb-Bp)2)1/2其中Rb，Gb, Bb,分別表示速度標(biāo)尺上的某一點的RGB顏色分量，Rp, Gp, Bp分別表示 流場內(nèi)某一血液質(zhì)點的RGB顏色分量。在步驟D中，
=i(l - k)u 在基本流與渦流共存區(qū)域 Ub={ 0 在僅有渦流存在的區(qū)域
二 [ku 在基本流與渦流共存區(qū)域 Us=\u 在僅有渦流存在的區(qū)域其中，u為二維觀測平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量，k為系數(shù)。所述系數(shù)k的定義為 其中，F(xiàn)+(r)為“正向多普勒流距離函數(shù)”，F(xiàn)_(r)為“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)”，分別 表示朝向探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)和背離探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)，渦 流流量 S+ = -S_ = min (F+ (r)，_F_ (r))。所述“正向多普勒流距離函數(shù)”F+(r)和“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)”F_(r)滿足下式 式中，F(xiàn)(r)為“多普勒流距離函數(shù)”，其定義式為 式中，u(r，θ)是以多普勒圖像扇形區(qū)域的頂點為原點的極坐標(biāo)下聲束方向的多 普勒血流速度分量，r是血液質(zhì)點到原點的距離，[θ μ θ J表示極坐標(biāo)下觀測平面內(nèi)的血 液流場觀測區(qū)域角度范圍；對于數(shù)字圖像所表示的心臟流場而言，其“多普勒流距離函數(shù)”F(r)滿足下式 其中，i，j分別表示數(shù)字圖像中的行和列，(u(i，j))p、、、(u(i, j))N表示極坐標(biāo) 下距離原點半徑為r的所有血液質(zhì)點沿聲速方向的血流速度序列，N表示同一半徑r上血 液質(zhì)點的數(shù)量；同理，可以計算出正向的正向多普勒流距離函數(shù)“正向多普勒流距離函數(shù)” F+(r) 和“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)” F_(r)，即 其中，u+(i，j)，u_(i，j)分別表示朝向探頭和背向探頭的聲速方向的血流速度。在步驟D中，垂直聲束方向的速度分量Vb和渦流垂直聲束方向的速度分量Ys可通 過下列方程式計算得出vb = ubtan α 其中，α表示聲束方向與基本流流線切線方向之間的夾角，S為渦流流函數(shù)，即S =f usrd θ ；對于數(shù)字圖像所表示渦流區(qū)域，渦流流函數(shù)S的離散形式如下 其中，i，j分別表示數(shù)字圖像中的行和列，(us(i，j))p、、(us(i, j))N表示極坐標(biāo) 下渦流存在區(qū)域距離原點半徑為r的血液質(zhì)點沿聲速方向的渦流速度分量序列，N表示半 徑為r的圓弧上從參考位置到計算點(i，j)這段圓弧內(nèi)的血液質(zhì)點數(shù)。同理，在數(shù)字圖像表示的渦流區(qū)域，Vs的計算具有如下離散形式-Vs (i, j) = (S(i, j)-S' )/r其中，r表示點(i，j)的極坐標(biāo)半徑，S’表示點(i，j)的8-鄰域范圍內(nèi)與(i，j) 具有相同的極坐標(biāo)θ且極坐標(biāo)半徑大于r的點所對應(yīng)的離散渦流流函數(shù)值。在步驟E中，聲束方向的速度分量u和垂直于聲束方向的速度分量ν滿足下式u = ub+usν = vb+vs其中，ub表示基本流沿聲束方向的速度分量，Us表示渦流沿聲束方向的速度分量， Vb表示基本流垂直聲束方向的速度分量，Vs表示渦流垂直聲束方向的速度分量。下面結(jié)合附圖對本發(fā)明的原理作如下描述本發(fā)明提出的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方法是利 用超聲多普勒血流圖像所包含的聲束方向血流速度信息作為心臟流場速度矢量場可視化 描述的基礎(chǔ)，提取了二維觀測平面上聲束方向的血流速度分量；根據(jù)三維流場中二維觀測 平面流場的特點，將二維觀測平面的流動分解成基本流和渦流，然后分別計算基本流和渦 流沿聲束方向和垂直聲束方向的速度分量；最后通過對各速度分量進行矢量合成，計算出二維觀測平面流場中每一質(zhì)點的真實速度矢量，并在圖像中對血流速度矢量場進行可視化 描述。本發(fā)明首次在彩色多普勒圖像處理的基礎(chǔ)上提供了一種在體心臟流場血流速度矢量 場的可視化描述方法，大大提高了在體心臟流體力學(xué)狀態(tài)的可視化量化評價的效率及應(yīng)用 范圍。一幅常見的彩色多普勒心臟血流圖像都包含有條狀的心臟血流速度標(biāo)尺。因此， 彩色多普勒心臟血流圖像中的聲束方向血流速度信息可以根據(jù)速度標(biāo)尺提取。本發(fā)明采用 最小二乘方的原理，對血液質(zhì)點的彩色信息與速度標(biāo)尺中的彩色信息進行匹配，即通過(1) 尋找速度表尺上顏色信息與給定的血液質(zhì)點顏色信息最接近的點。e = ((Rb-Rp)2+ (Gb-Gp)2+ (Bb-Bp)2)1/2 (1)其中Rb，Gb, Bb,分別表示速度標(biāo)尺上的某一點的RGB顏色分量，Rp, Gp, Bp分別表示 流場內(nèi)某一血液質(zhì)點的RGB顏色分量；然后采用分段線性函數(shù)計算具體的速度值。二維的彩色多普勒血流圖像實際上表示的是三維流場的一個觀測平面。由于血液 質(zhì)點的運動是三維運動，因此觀測平面上的速度矢量實際上是血液質(zhì)點的三維運動速度矢 量在該平面的一個分量。如果用流線來表示三維流場的觀測平面內(nèi)血液質(zhì)點運動的情況， 則該平面內(nèi)的流線應(yīng)該是三維流線在二維平面上的投影。就一個具體的觀測平面而言，在 某一觀測時刻既有流進或流出觀測平面進行三維流動的血液質(zhì)點，也有在觀測平面內(nèi)運動 的血液質(zhì)點。所以，二維彩色多普勒血流圖像所表示的流場并不是一個平面流，不能用簡單 的流函數(shù)來計算垂直聲束方向的血流速度。但是，如果把流進流出觀測平面的流動稱為三 維基本流動，簡稱基本流；把平面內(nèi)的流動看成是具有封閉流線的漩渦流動，簡稱為渦流， 則觀測平面的流動情況可以看成是基本流和渦流的疊加效果，如圖1所示。由此可以看出， 聲束方向的速度u可以看成是基本流和渦流的疊加，表示為U = ub+us (2)其中Ub表示基本流沿聲束方向的速度分量，Us表示渦流沿聲束方向的速度分量； 而垂直于聲束方向的速度V，同理可以表示為ν = vb+vs (3)其中Vb表示基本流垂直聲束方向的速度分量，Vs表示渦流垂直聲束方向的速度分 量。由此可以看出，如果要計算觀測平面內(nèi)垂直聲束方向的速度，只要先計算出基本流和渦 流沿聲束方向的速度分量，并在此基礎(chǔ)上分別計算基本流和渦流垂直聲束方向的速度分量 即可實現(xiàn)。依據(jù)上述的方法可以知，在觀測平面內(nèi)沿聲束方向的速度分量U是由基本流速度 分量Ub與渦流速度分量Us疊加而成，而且基本流速度分量Ub與渦流速度分量Us是計算垂 直聲束方向速度分量Vb和Vs的基礎(chǔ)。因此，必須從聲束方向的速度分量U中分解出基本流 速度分量Ub與渦流速度分量Us，才能計算出垂直聲束方向的速度分量V。為了分解聲束方 向基本流和渦流的速度成分，有必要引入“多普勒流函數(shù)F(r，θ )，，的定義，即F{r, θ) = ￡ u(r, Q)rdQ(4)其中u(r，θ)是以多普勒圖像扇形區(qū)域的頂點為原點的極坐標(biāo)下聲束方向的多 普勒血流速度分量，r是血液質(zhì)點到原點的距離，其計算原理如圖2所示。由(4)可知，如 果在彩色多普勒圖像的血流區(qū)域內(nèi)以某個距離r沿垂直聲束方向進行曲線積分，則可以得 到多普勒流距離函數(shù)F (r)，即
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F(r)=(習(xí)其中[0c 0J表示極坐標(biāo)下觀測平面內(nèi)的血液流場觀測區(qū)域角度范圍。由此可 以看出，以不同的距離r在觀測區(qū)域內(nèi)沿圓弧進行曲線積分運算，即可得到多普勒流距離 函數(shù)F(r)，其計算原理如圖2所示。從圖2可以看出，在聲束方向的速度u已知的情況下，觀測區(qū)域內(nèi)的多普勒流函數(shù) 和多普勒流距離函數(shù)都可以通過計算得到。同時，從圖2可以看出，多普勒流距離函數(shù)F(r) 包含了背離探頭方向的速度成分u_和朝向探頭方向的速度成分u+的積分和，因此可以將多 普勒流距離函數(shù)進行如下分解 其中F+(r)為正，F(xiàn)_(r)為負(fù)，分別表示朝向探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)和 背離探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)。但是值得注意的是，當(dāng)觀測區(qū)域內(nèi)有渦流存在的 時，根據(jù)平面流函數(shù)的性質(zhì)可知，沿穿過渦流區(qū)域的某一曲線的積分為零，即 因此，F(xiàn)(r)中并不包含渦流速度成分。為了從聲束方向的速度成分中分解出渦流 的速度成分和基本流的速度成分，在此，可以假設(shè)計算多普勒流距離函數(shù)的過程中正負(fù)抵 消的部分為渦流的流函數(shù)值，即渦流流函數(shù)S(r，9)與？(1~，0)具有如下關(guān)系 由(8)式可知，對于給定r，如果F+(r) > _F_(r)，則F(r)大于零，血液總的流向朝 向探頭，則基本流僅僅分布在朝向探頭的部分，即背向探頭的部分只包含渦流；同理，如果 F+(r) <-F_(r)JUF(r)小于零，血液總的流向是背離探頭，則基本流僅僅分布在背離探頭 的部分，即朝向探頭的部分只包含渦流。在基本流與渦流共存的區(qū)域，渦流的流函數(shù)與多普 勒流距離函數(shù)之間存在如下比例關(guān)系，即 由此可以得出渦流速度成分us與聲束方向總速度u之間的關(guān)系，即
\ku 在基本流與渦流共存區(qū)域 Mf =| u 在僅有渦流存在的區(qū)域同理，基本流的速度成分ub與聲束方向總速度u之間的關(guān)系式為
\(\-k)u 在基本流與渦流共存區(qū)域 Wa = 1 O 在僅有渦流存在的區(qū)域至此，沿聲束方向基本流速度成分ub及渦流速度成分\的速度成分得以確定。在基本流速度成分ub和渦流速度成分us確定的情況下，可以根據(jù)基本流流線的 特點計算垂直于聲束方向的基本流速度成分vb，根據(jù)渦流流函數(shù)的性質(zhì)計算垂直于聲束方向的渦流速度成分vs。根據(jù)流線的定義可以知，從圖1中所示的基本流流線可以得出基本 流的真實速度方向，即基本流流線的切線方向。因此，在基本流存在的區(qū)域進行基本流流線 的繪制是計算基本流速度成分vb的關(guān)鍵。從前面所述的內(nèi)容可知，基本流的多普勒流函數(shù) Fb(r，0)可以由多普勒流函數(shù)F(r，0)和渦流流函數(shù)S(r，0)來定義，即 同理可得到基本流多普勒流距離函數(shù)Fb(r)的表達式，即 由于本發(fā)明所述的基本流并不是平面流，因此不能用流函數(shù)值相同的點來表示一 條流線。這里所說的基本流的流線實質(zhì)上是指基本流流函數(shù)Fb(r，0)與基本流多普勒流 距離函數(shù)Fb(r)具有相同比值的點組成的一條光滑的曲線。在基本流流線確定的情況下， 即可計算出垂直聲束方向的速度成分vb’，即 其中a表示聲束方向與基本流流線切線方向之間的夾角，其計算原理如圖3所 示。另外，因為渦流是二維平面流動，滿足流函數(shù)的性質(zhì)，因此流函數(shù)與渦流的速度成分us 和vs分別滿足如下關(guān)系， 由此可以看出，在us已知的情況下，可以通過下式計算可得流函數(shù)S，即 在得到流函數(shù)的基礎(chǔ)上，通過(16)式即可得到渦流垂直聲束方向速度成分vs。綜合上述方法計算出的，vb, vs,即可得到血液質(zhì)點垂直聲束方向的血流速度V，然 后將沿著聲束方向的速度U和垂直聲束方向的速度V進行矢量合成，即可得到血液質(zhì)點的 真實速度矢量。在各血液質(zhì)點速度矢量已知的情況下，即可在彩色多普勒血流圖像上繪制 各血液質(zhì)點的速度矢量圖。
權(quán)利要求
一種基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方法，其特征在于包括如下步驟A、以彩色多普勒超聲數(shù)字圖像信息為基礎(chǔ)，根據(jù)心臟血流速度標(biāo)尺提取二維觀測平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量u；B、將二維觀測平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量u分解為流進流出二維觀測平面的三維基本流動和具有封閉流線的漩渦流動，即基本流ub和渦流us；C、同理，垂直于聲束方向的血流速度分量v可分解為基本流垂直聲束方向的速度分量vb和渦流垂直聲束方向的速度分量vs；D、分別計算基本流和渦流沿聲束方向和垂直于聲束方向的速度分量ub、us、vb和vs；E、對上述各速度分量進行矢量合成，計算出二維觀測平面流場中每一個血液質(zhì)點的真實速度分量；F、在彩色多普勒超聲圖像上繪制各個血液質(zhì)點的速度矢量圖。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方 法，其特征在于在步驟A中，利用最小二乘法的原理對二維觀測平面流場中各個血液質(zhì)點 的彩色信息與心臟血流速度標(biāo)尺中的彩色信息進行匹配，通過下面的方程式尋找速度表尺 上顏色信息與給定的血液質(zhì)點顏色信息最接近的點，然后采用分段線性函數(shù)計算心臟流場 沿聲束方向的血流速度分量u， 其中Rb，Gb, Bb,分別表示速度標(biāo)尺上的某一點的RGB顏色分量，Rp, Gp, Bp分別表示流場 內(nèi)某一血液質(zhì)點的RGB顏色分量。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方 法，其特征在于在步驟D中， 在基本流與渦流共存區(qū)域 Ub=\ 0 在僅有渦流存在的區(qū)域Jku 在基本流與渦流共存區(qū)域 = [ u 在僅有渦流存在的區(qū)域其中，U為二維觀測平面流場中心臟流場沿聲束方向的血流速度分量，k為系數(shù)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方 法，其特征在于所述系數(shù)k的定義為 其中，F(xiàn)+(r)為“正向多普勒流距離函數(shù)”，F(xiàn)_(r)為“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)”，分別表示 朝向探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)和背離探頭速度成分的多普勒流距離函數(shù)，渦流流 量 S+ = -S_ = min (F+ (r)，_F_ (r))。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方 法，其特征在于所述“正向多普勒流距離函數(shù)”F+(r)和“負(fù)向多普勒流距離函數(shù)”F_(r)滿 足下式 式中，F(xiàn)(r)為“多普勒流距離函數(shù)”，其定義式為 F(r)= ^u{r,0)rde式中，u(r，θ)是以多普勒圖像扇形區(qū)域的頂點為原點的極坐標(biāo)下聲束方向的多普勒 血流速度分量，r是血液質(zhì)點到原點的距離，[θ μ θ J表示極坐標(biāo)下觀測平面內(nèi)的血液流 場觀測區(qū)域角度范圍；對于數(shù)字圖像所表示的心臟流場而言，其“多普勒流距離函數(shù)”F(r)滿足下式 其中，i，j分別表示數(shù)字圖像中的行和列，(u(i, j))p、、、(u(i,」))，表示極坐標(biāo)下距 離原點半徑為r的所有血液質(zhì)點沿聲速方向的血流速度序列，N表示同一半徑r上血液質(zhì) 點的數(shù)量；同理，可以計算出正向的正向多普勒流距離函數(shù)“正向多普勒流距離函數(shù)”F+(r)和“負(fù) 向多普勒流距離函數(shù)”F_(r)，即 其中，u+(i，j)，u_(i，j)分別表示朝向探頭和背向探頭的聲速方向的血流速度。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方 法，其特征在于在步驟D中，垂直聲束方向的速度分量Vb和渦流垂直聲束方向的速度分量 Vs可通過下列方程式計算得出 其中，α表示聲束方向與基本流流線切線方向之間的夾角，S為渦流流函數(shù)，即S = / usrd9 ；對于數(shù)字圖像所表示渦流區(qū)域，渦流流函數(shù)S的離散形式如下 其中，i，j分別表示數(shù)字圖像中的行和列，(us(i，j))p、、(us(i,」))，表示極坐標(biāo)下潤 流存在區(qū)域距離原點半徑為r的血液質(zhì)點沿聲速方向的渦流速度分量序列，N表示半徑為r 的圓弧上從參考位置到計算點(i，j)這段圓弧內(nèi)的血液質(zhì)點數(shù)。 同理，在數(shù)字圖像表示的渦流區(qū)域，Vs的計算具有如下離散形式 -Vs (i, j) = (S(i, j)-S' )/r其中，r表示點(i，j)的極坐標(biāo)半徑，S’表示點(i，j)的8-鄰域范圍內(nèi)與(i，j)具有 相同的極坐標(biāo)θ且極坐標(biāo)半徑大于r的點所對應(yīng)的離散渦流流函數(shù)值。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方法，其特征在于在步驟E中，聲束方向的速度分量u和垂直于聲束方向的速度分量ν滿足 下式U = ub+us V = Vb+Vs其中，Ub表示基本流沿聲束方向的速度分量，Us表示渦流沿聲束方向的速度分量，Vb表 示基本流垂直聲束方向的速度分量，Vs表示渦流垂直聲束方向的速度分量。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種基于多普勒圖像信息的心臟流場速度矢量場可視化描述方法，該方法以二維彩色多普勒數(shù)字圖像信息為基礎(chǔ)，提取了二維觀測平面上聲束方向的血流速度分量；根據(jù)三維流場中二維觀測平面流場的特點，將二維觀測平面的流動分解成基本流和渦流，然后分別計算基本流和渦流沿聲束方向和垂直聲束方向的速度分量；最后通過對各速度分量進行矢量合成，計算出二維觀測平面流場中每一質(zhì)點的真實速度矢量，并在圖像中對血流速度矢量場進行可視化描述。本發(fā)明首次在彩色多普勒數(shù)字圖像處理的基礎(chǔ)上提供了一種在體心臟流場血流速度矢量場的可視化描述方法，大大提高了在體心臟流體力學(xué)狀態(tài)的可視化量化評價的效率。
文檔編號A61B8/06GK101919711SQ20101026190
公開日2010年12月22日 申請日期2010年8月25日 優(yōu)先權(quán)日2010年8月25日
發(fā)明者謝盛華 申請人:四川省醫(yī)學(xué)科學(xué)院(四川省人民醫(yī)院)