專利名稱：一種直接測量血流流速的裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種直接測量血流流速的裝置，屬于醫(yī)療設備技術領域。
背景技術：
血流流速屬于血流動力學范疇，是衡量人體健康的一個重要指標。以往大、中、小型 動脈血管、靜脈血管以及毛細血管的血流速度測定有多種。利用超聲多普勒原理，即用超 聲多普勒儀的超聲探頭探査血流速度；利用電磁流量原理探査探頭安裝部位處的血流量， 再根據該處血管橫截面積計算出血流速度；利用血液溫度感知原理，用安裝有熱敏電阻的 Swan-Ganz導管探查血流速度。另外，還有核磁共振法、光學法、稀釋法等。
超聲多普勒法是根據超聲波在遇到運動物體(如細胞)后，其超聲頻率發(fā)生偏移的現 象，測量血管內血流。這種測量精度受血流性質、取樣容積、取樣位置、探頭角度、探頭 壓迫力等多種因素的影響，存在不能與其它血流參數同步記錄等問題。核磁共振法是利用 在恒定線性磁場梯度中，施加恒定強度的共振射頻脈沖，組織或器官動脈中水的質子旋轉 轉變?yōu)榉€(wěn)態(tài)方式，結果是絕熱快速通道誘導的旋轉沿磁場梯度方向向上移動，由此根據核 磁共振的成像測出水流的速度，即為血流速度。這種方法主要用于局部腦血流與腦功能的 研究，操作過程相當復雜，并且醫(yī)療費較高。而光學法只適用于光透性的血管，如微循環(huán)、 眼底血管等。稀釋法是根據費克原理實現測量血流速度的一種方法，這種方法只能測出一 段時間內的平均血流量，不能反映實時動態(tài)的血流速度的變化。
上述現有技術各有優(yōu)缺點，均因受到多種因素的影響，無法達到直接測量血流速度的 目的。

發(fā)明內容
針對現有技術存在的上述不足，本發(fā)明的目的是提供一種操作過程簡單，費用較低可 實現直接測量血流流速的裝置。
為實現上述目的，本發(fā)明采用如下技術方案 一種直接測量血流流速的裝置，包括超 聲診斷儀，超聲診斷儀的主機視頻輸出口直接接入采樣系統(tǒng)，圖像處理單元和血流速度計 算單元；
3其中，超聲診斷儀對存在有示蹤劑的局部血管進行血管內造影成像，在所成運動圖 像中選定初始幀以及該幀內的特定圖像塊，并從此刻開始對特定圖像塊進行跟蹤；
圖像處理單元對超聲診斷儀獲取的在后一幀圖像中，以前一幀特定圖像塊的中心點 為幾何中心確定搜索區(qū)域，在搜索區(qū)域內搜索出與原特定圖像塊相似度最大的圖像塊，并 將此相似度最大的圖像塊作為此幀的特定圖像塊，實現兩幀間特定圖像塊的跟蹤，提取幀 與幀之間特定圖像塊的位移信息；
血流速度計算單元重復血流速度處理單元的跟蹤步驟，進行特定圖像塊的連續(xù)跟蹤， 直至選定的目標區(qū)域，確定特定圖像塊的運動軌跡信息，并結合由相應的圖像幀數所確定 的時間參量,實現對血流流速的測算。
本發(fā)明的有益效果是
本發(fā)明由于是通過幀與幀之間的特定圖像塊的跟蹤獲取與間接參量無關的運動軌跡， 從理論和方法上保證了檢測的獨立性，達到了直接測量血流流速的目的。并且，本方案可 實現對大、中、小型動脈血管、靜脈血管以及微循環(huán)等不同血管的血流速度的直接測定。 同時，本方案可以根據成像原理的不同，使用不同的示蹤劑(如超聲造影劑、同位素等)， 以適應不同的應用。顯然，方案中的搜索區(qū)域與特定圖像塊的形狀(如矩形、菱形、橢圓 形等)可以根據要求和/或條件，進行選擇；超聲診斷儀可采用SIUI AP0GEE3500彩色多 普勒超聲診斷儀、Ruby DC-5全數字彩色多普勒超聲診斷儀和S0N0S—4500型彩色超聲診 斷儀等一類能進行諧波成像的超聲診斷儀均可；軌跡的跟蹤，公式的計算等處理可用 Matlab、 VC++， Delphi等軟件在PC機或嵌入式系統(tǒng)(如ARM，FPGA等)中編程實現。
使用該裝置的方法是，首先對存在有示蹤劑的血管進行成像，并在所成圖像中確定一 個特定圖像塊。在之后的過程中實現對該特定圖像塊的連續(xù)跟蹤，提取其相應的軌跡信息， 并結合跟蹤時所記錄的圖像幀數，實現對血流流速的直接測定。本方案通過幀與幀之間的 特定圖像塊的跟蹤獲取與間接參量無關的運動軌跡，從理論和方法上保證了檢測的獨立 性，達到了直接測量血流流速的目的。


圖l:本發(fā)明直接測量血流流速裝置的結構框圖。
圖2:局部血管內僅繪出搜索區(qū)域的示意圖。
圖3:搜索區(qū)域內實現對特定圖像塊跟蹤的示意圖。
具體實施例方式
4下面結合附圖和具體實施方式
對本發(fā)明作進一步說明。
如圖1所示， 一種直接測量血流流速的裝置，包括超聲診斷儀，超聲診斷儀的主機視 頻輸出口直接接入采樣系統(tǒng)，圖像處理單元和血流速度計算單元；
其中，超聲診斷儀采用SIUI APOGEE3500彩色多普勒超聲診斷儀對存在有示蹤劑3的 局部血管進行血管內造影成像，在所成運動圖像中選定初始幀以及該幀內的特定圖像塊2， 并從此刻開始對特定圖像塊2進行跟蹤；
圖像處理單元對超聲診斷儀獲取的在后一幀圖像中，以前一幀特定圖像塊2的中心 點為幾何中心確定搜索區(qū)域1，在搜索區(qū)域1內搜索出與原特定圖像塊2相似度最大的圖 像塊，并將此相似度最大的圖像塊作為此幀的特定圖像塊2，實現兩幀間特定圖像塊2的 跟蹤，提取幀與幀之間特定圖像塊2的位移信息；
血流速度計算單元重復跟蹤步驟，進行特定圖像塊2的連續(xù)跟蹤，直至選定的目標 區(qū)域，確定特定圖像塊2的運動軌跡信息，并結合由相應的圖像幀數所確定的時間參量， 實現對血流流速的測算。
SIUI APOGEE3500彩色多普勒超聲診斷儀的主機視頻輸出口直接接入采樣系統(tǒng)及計算 機系統(tǒng)；其中，圖像處理單元選定特定圖像塊2，連續(xù)采樣諧波圖像(B超掃描儀的幀頻 為30幀/秒)，圖像處理單元按照二維互相關算法處理；計算機系統(tǒng)執(zhí)行如下步驟
參見圖2和圖3，選定t:時刻諧波圖像x中的大小為LxK的特定圖像塊2，以之為
中心在° //時刻的圖像Y中的對應位置確定大小為2MX2G的搜索區(qū)域1，計算該搜索區(qū) 每個與特定圖像塊2等大小且相對于特定圖像塊2中心偏移量為(m，n)的區(qū)域之間的相關
系數，計算公式如下<formula>formula see original document page 5</formula>
其中，A'"為圖像x中，以左上角的頂點為基點即點(l，l)，橫向第z'列，縱向第J'行 的像素點的像素值；" +"為圖像Y中，與《"取同一基點，橫向第z' + w列，縱向第7' + " 行的像素點的像素值；^，7分別表示圖像x， y中所有像素點的平均像素值。
最大值P皿一般為0.935，該搜索區(qū)域1內相關系數的最大值對應的圖像塊，即為特
定圖像塊2在圖像Y中的相似度最大的圖像塊，二者之間的連線即特定圖像塊2在//時 間內的位移值；圖像處理單元重復跟蹤步驟，進行特定圖像塊2的連續(xù)跟蹤，直至選定的目標區(qū)域，確定特定圖像塊2的運動軌跡信息，并結合由相應的圖像幀數所確定的時間參量，實現對血流流速的測算，計算如下
1 ，
其中^為測量血流平均流速；^為由初始幀到終止幀之間的幀數；
,為由系統(tǒng)提供的幀頻；S為從第O幀即初始幀開始，由第^'幀到第/ + 1幀之間所提取的特定圖像塊2的位移信息。
以上軌跡的跟蹤，公式的計算等處理皆在Matlab環(huán)境下編程實現。本發(fā)明裝置可以實現直接測量血流流速，還具有結構簡單、成本較低的優(yōu)點。使用本發(fā)明提供的一種直接測量血流流速的裝置，首先對存在有示蹤劑3的局部血管進行血管內造影成像，在所成運動圖像中選定初始幀及該幀內特定圖像塊2，并從此刻開始對特定圖像塊2進行跟蹤。在后一幀圖像中，以前一幀特定圖像塊2的中心點作為幾何中心確定搜索區(qū)域l,在搜索區(qū)域l內搜索出與原特定圖像塊2相似度最大的圖像塊，并將此相似度最大的圖像塊作為此幀的特定圖像塊2，實現兩幀間特定圖像塊2的跟蹤，提取幀與幀之間特定圖像塊2的位移信息。重復上述跟蹤步驟，進行對特定圖像塊2的連續(xù)跟蹤，確定特定圖像塊2的運動軌跡信息，并結合本方案所確定的時間參量，實現對血流流速測算。
上述特定圖像塊2是在搜索區(qū)域1內選定的含有示蹤劑3的圖像區(qū)域(不包括初始幀)；上述對相似度最大的圖像塊是應用二維互相關原理進行確定的；上述搜索區(qū)域l的搜索半
徑不大于局部血管理論最大血流流速7,與幀頻,的商；上述的初始幀以及該幀內的特定
圖像塊2可以是操作人員先直接選定時刻^，并以該時刻的幀圖像作為初始幀，并在該幀內確定適于跟蹤的中心點，使所成的具有一定尺寸的圖像區(qū)域內存在有示蹤劑3，并以此圖像區(qū)域作為初始幀的特定圖像塊2。也可以先由操作人員確定特定圖像塊2的中心點，
并以此時刻標記為G，然后選定,。(^》^)即初始幀的時刻；上述關于時間參量一般是由初始幀與終止幀之間的時間信息來確定的。其中的終止幀可以是操作人員先直接選定時刻
^ (G/o)，并以該時刻的幀圖像作為終止幀。也可以先由操作人員確定特定圖像塊2在一段時間內必定經過的一個圖像區(qū)域(如血管某一縱剖面)，并定義此區(qū)域為目標區(qū)域。當特定圖像塊2到達目標區(qū)域時，將此時刻標記為^ (k/Q)，即終止幀的時刻。如果~與^都是直接選定的,則所述的時間參量可以直接是兩者的差值。否則，所述的時間參量即是初
始幀到終止幀之間的圖像幀數w與系統(tǒng)的幀頻y的商。
下面以超聲造影劑(微泡)作為示蹤劑3為例，以解釋本發(fā)明結合超聲成像原理的應用。
1、 往血管中注入適量的超聲造影劑，對存在有超聲造影劑的局部血管進行諧波成像。
2、 用SIUI AP0GEE3500彩色多普勒超聲診斷儀獲得血管縱切面的諧波圖，將超聲儀的主機視頻輸出口直接接入采樣及計算機系統(tǒng)獲取序列圖像。
3、 待成像區(qū)域固定且圖像穩(wěn)定后啟動采樣系統(tǒng)，選定特定圖像塊2，連續(xù)采樣諧波圖像(B超掃描儀的幀頻為30幀/秒)，按照二維互相關算法處理。處理方法如下
選定^時刻諧波圖像x中的大小為LxK的特定圖像塊2(圖3)，以之為中心在° //時刻的圖像Y中的對應位置確定大小為2Mx2G的搜索區(qū)域1，計算該搜索區(qū)每個與特定圖像塊2等大小且相對于特定圖像塊2中心偏移量為(m，n)的區(qū)域之間的相關系數，計算公式如下<formula>formula see original document page 7</formula>
搜索區(qū)域l內互相關系數、，"的最大值^^一般為0. 935，該搜索區(qū)域1內相關系數的最大值對應的圖像塊，即為特定圖像塊2在圖像Y中的相似度最大的圖像塊，二者之間的
連線即特定圖像塊2在//時間內的位移值。重復跟蹤步驟，進行特定圖像塊2的連續(xù)跟蹤，直至選定的目標區(qū)域，確定特定圖像塊2的運動軌跡信息，并結合由相應的圖像幀數
所確定的時間參量，實現對血流流速的測算，計算如下<formula>formula see original document page 7</formula>
以上軌跡的跟蹤，公式的計算等處理皆在Matlab環(huán)境下編程實現。本發(fā)明通過對特定圖像塊2的連續(xù)跟蹤，確定特定圖像塊2的運動軌跡信息，并結合本方案所確定的時間參量，實現對血流流速的測算。
權利要求
1、一種直接測量血流流速的裝置，其特征在于，包括超聲診斷儀，超聲診斷儀的主機視頻輸出口直接接入采樣系統(tǒng)，圖像處理單元和血流速度計算單元；其中，超聲診斷儀對存在有示蹤劑(3)的局部血管進行血管內造影成像，在所成運動圖像中選定初始幀以及該幀內的特定圖像塊(2)，并從此刻開始對特定圖像塊進行跟蹤；圖像處理單元對超聲診斷儀獲取的在后一幀圖像中，以前一幀特定圖像塊的中心點為幾何中心確定搜索區(qū)域(1)，在搜索區(qū)域(1)內搜索出與原特定圖像塊(2)相似度最大的圖像塊，并將此相似度最大的圖像塊作為此幀的特定圖像塊(2)，實現兩幀間特定圖像塊(2)的跟蹤，提取幀與幀之間特定圖像塊(2)的位移信息；血流速度計算單元重復跟蹤步驟，進行特定圖像塊(2)的連續(xù)跟蹤，直至選定的目標區(qū)域，確定特定圖像塊(2)的運動軌跡信息，并結合由相應的圖像幀數所確定的時間參量，實現對血流流速的測算。
2、 如權利要求1所述的一種直接測量血流流速的裝置，其特征在于，所述圖像處理單元重復跟蹤步驟，進行特定圖像塊(2)的連續(xù)跟蹤，直至選定的目標區(qū)域，確定特定圖像塊(2)的運動軌跡信息，并結合由相應的圖像幀數所確定的時間參量；血流速度計算單元實現對血流流速的測算，按如下公式進行計算W-2_w-l ，其中^為測量血流平均流速；W為由初始幀到終止幀之間的幀數；,為由系統(tǒng)提供的幀頻；S為從第0幀即初始幀開始，由第i'幀到第z' + l幀之間所提取的特定圖像塊的位移信息。
3、 如權利要求1所述的一種直接測量血流流速的裝置，其特征在于，上述搜索區(qū)域的搜索半徑小于局部血管理論最大血流流速Vmax與幀頻/的商。
全文摘要
本發(fā)明提供一種實現直接測量血流流速的裝置，包括超聲診斷儀，該超聲診斷儀的主機視頻輸出口直接接入采樣系統(tǒng)，圖像處理單元和血流速度計算單元；由采樣系統(tǒng)選定特定圖像塊(2)，連續(xù)采樣諧波圖像，圖像處理單元按照二維互相關算法處理。使用該裝置，首先對存在有示蹤劑(3)的血管進行成像，并在所成圖像中確定一個特定圖像塊(2)。在之后的過程中實現對該特定圖像塊(2)的連續(xù)跟蹤，提取其相應的軌跡信息，并結合跟蹤時所記錄的圖像幀數，實現對血流流速的直接測定。本方案通過幀與幀之間的特定圖像塊(2)的跟蹤獲取與間接參量無關的運動軌跡，從理論和方法上保證了檢測的獨立性，達到了直接測量血流流速的目的。
文檔編號A61B8/06GK101647716SQ200910104788
公開日2010年2月17日 申請日期2009年9月4日 優(yōu)先權日2009年9月4日
發(fā)明者張匯泉, 李章勇, 偉 王, 趙德春, 趙志強, 陳家輝 申請人:重慶郵電大學