用于血管内超声系统的图像处理方法与流程

本公开涉及一种用于血管内超声系统的图像处理方法。

背景技术：

目前，高频血管内超声成像系统临床主要用于指导pci手术，特别是植入支架后，判断支架是否贴壁良好。贴壁不良引起血栓而导致血管内的再狭窄概率大大增加，严重的可能导致支架移位堵塞血流而危及病人生命安全。

其中，高频血管内超声系统中包含图像处理主机，回撤装置和高频血管内超声导管。高频血管内超声系统通过回撤系统或图像处理主机中的控制器发出激励电信号，超声换能器被激励后发生振动，将激励电信号转换为超声信号(超声波)发射出去，超声信号在人体血液和组织内传播，并被人体组织所反射，超声换能器接收到反射的超声信号(超声回波)后，将超声信号转化为电信号，通过信号线传回到回撤系统和图像处理主机进行处理。

在实际应用中，通常医生通过血管内超声图像寻找血管管腔内壁和支架边界是否重合，判断支架是否贴壁良好。但是由于支架超声反射属于强反射回声信号，正常血管组织信号属于散射的弱回声信号。若不做任何处理，则在血管内超声图像中，可能出现支架信号饱和，或组织信号过暗的现象。支架信号饱和，支架分辨率变差，可能会过大地预估支架的范围(可参考拍照过曝来理解)，影响支架贴壁状况判断；组织信号过暗时，虽然支架信号不饱和，但图像较暗，血管组织信息可能无法完整呈现。

技术实现要素：

本公开有鉴于上述现有技术的状况而完成，其目的在于提供一种能够防止信号饱和、组织信号过暗的用于血管内超声系统的图像处理方法。

为此，本公开提供了一种用于血管内超声系统的图像处理方法，所述血管内超声系统通过血管内超声导管发射并采集超声信号，其特征在于，包括：获取由所述血管内超声导管采集的所述超声信号并转化为回波信号，所述回波信号为随时间逐渐衰减的模拟信号；通过时间增益放大器(tgc)对所述回波信号根据预设的时间增益曲线进行放大得到放大信号，所述时间增益曲线随时间逐渐上升；将所述放大信号输入多路自适应转换电路中，所述自适应转换电路具有不同的采样时间点，所述自适应转换电路根据所述放大信号的强度提供自适应的增益；并且所述自适应转换电路将增益后的放大信号转化为数字信号，并且将由所述自适应转换电路输出的数字信号融合并生成作为输出信号的目标信号。

在本公开中，将血管内超声导管采集的超声信号转化为回波信号后对回波信号进行放大，再将放大后的回波信号输入多路自适应转换电路中，最后再将自适应转换电路输出的数字信号融合成为目标信号，在这种情况下，自适应转换电路可以对输入其中的回波信号的强度进行识别并调整增益，由此，能够避免增益过高或过低，从而降低了信号饱和、组织信号过暗等不良情况发生的可能。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，将由所述自适应转换电路输出的数字信号输入到现场可编程阵列(fpga)并进行融合，并且所述现场可编程阵列根据各路自适应转换电路的数字信号生成所述目标信号。在这种情况下，现场可编程阵列能够根据输入的数字信号生成目标信号，由此，能够将目标信号以图像的方式显示在显示屏上。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，所述自适应转换电路包括运算放大器、用于控制所述运算放大器的增益的增益控制器、用于对由所述运算放大器输出的信号进行滤波并生成滤波信号的滤波器、以及将所述滤波信号转换成所述数字信号的模数转换器。在这种情况下，增益控制器能够控制运算放大器的增益大小，由此，增益控制器能够根据输入信号的强度控制运算放大器的增益，再将增益后的信号通过滤波器以及模数转换器转化为数字信号。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，在所述自适应转换电路中，所述增益控制器根据预设的阈值和所述放大信号的强度控制所述运算放大器的增益大小，若所述放大信号大于所述阈值，则降低所述放大信号的增益，若所述放大信号小于所述阈值，则维持所述放大信号的增益不变。在这种情况下，增益控制器能够降低高于阈值的信号，由此，能够避免信号饱和的情况出现。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，在所述自适应转换电路中，所述增益控制器根据强度增益曲线和所述放大信号的强度控制所述运算放大器的增益大小，并且所述增益控制器根据所述强度增益曲线中所述放大信号的强度对应的增益对所述放大信号的增益进行调节。在这种情况下，增益控制器能够根据强度增益曲线对放大信号的增益进行调节，由此，能够避免信号饱和的情况出现。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，在所述自适应转换电路中，所述模数转换器具有预设的延时。在这种情况下，不同的自适应转换电路中的模数转换器具有不同的延时，由此，能够接收不同时间点的放大信号，从而增加图像的深度。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，所述多路自适应转换电路包括彼此独立的三路自适应转换电路，所述三路自适应转换电路接收所述放大信号。由此，能够获得三个时间点的放大信号。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，所述现场可编程阵列基于第一数字信号、第二数字信号和第三数字信号获得所述目标信号，所述目标信号满足：

f＝ka×fa(t)+kb×fb(t)+kc×fc(t)……式(1)

其中，f表示所述目标信号，fa(t)表示所述第一数字信号，ka表示所述第一数字信号的权重，fb(t)表示所述第二数字信号，kb表示所述第二数字信号的权重，fc(t)表示所述第三数字信号，kc表示所述第三数字信号的权重。由此，能够根据上述公式合成目标信号。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，在所述时间增益放大器与所述多路自适应转换电路之间设置有带通滤波器。由此，能够减少放大信号的杂波。

另外，在本公开所涉及的图像处理方法中，可选地，在血管的管壁设置有支架，并且所述回波信号包括来自所述支架反射的超声波信号和来自所述血管反射的超声波信号。在这种情况下，通过自适应转换电路对来自支架反射的超声波信号和来自血管的反射的超声波信号进行增益调节，由此，能够提高超声系统的图像的分辨率。

根据本公开，能够提供一种能够防止信号饱和、组织信号过暗的用于血管内超声系统的图像处理方法。

附图说明

现在将仅通过参考附图的例子进一步详细地解释本公开的实施例，其中：

图1是示出了本公开的实施方式所涉及的血管内超声系统的结构示意图。

图2是示出了本公开的实施方式所涉及的用于血管内超声系统的图像处理方法的流程图。

图3(a)是示出了本公开的实施方式所涉及的支架未完全贴壁情况的血管内超声图像示意图。

图3(b)是示出了本公开的实施方式所涉及的支架完全贴壁情况的血管内超声图像示意图。

图4是示出了本公开的实施方式所涉及的血管内超声波发射方向的血管截面示意图。

图5是示出了本公开的实施方式所涉及的时间增益放大器的时间增益曲线图。

图6是示出了本公开的实施方式所涉及的用于血管内超声系统的图像处理方法的电路结构示意图。

图7是示出了本公开的实施方式所涉及的模数转换器的时序图。

附图标号说明：

1…血管内超声系统，11…血管，12…支架。

具体实施方式

下面，结合附图和具体实施方式，进一步详细地说明本公开。在附图中，相同的部件或具有相同功能的部件采用相同的符号标记，省略对其的重复说明。

图1是示出了本公开的实施方式所涉及的血管内超声系统1的结构示意图。图2是示出了本公开的实施方式所涉及的用于血管内超声系统1的图像处理方法的流程图。

如图1、图2所示，在本实施方式中，本公开所涉及的用于血管内超声系统1的图像处理方法中，其包括：血管内超声系统1可以通过血管内超声导管(有时也称“超声导管”)发射并采集超声信号并转化为回波信号，回波信号可以为随时间逐渐衰减的模拟信号。随后可以通过时间增益放大器(tgc)对回波信号根据预设的时间增益曲线进行放大得到放大信号，时间增益曲线可以随时间逐渐上升。然后可以将放大信号输入多路自适应转换电路中，自适应转换电路可以具有不同的采样时间点，自适应转换电路可以根据放大信号的强度提供自适应的增益。最后可以由自适应转换电路将增益后的放大信号转化为数字信号，并且将由自适应转换电路输出的数字信号融合并生成作为输出信号的目标信号。

在本公开中，将血管内超声导管采集的超声信号转化为回波信号后对回波信号进行放大，再将放大后的回波信号输入多路自适应转换电路中，最后再将自适应转换电路输出的数字信号融合成为目标信号，在这种情况下，自适应转换电路可以对输入其中的回波信号的强度进行识别并调整增益，由此，能够避免增益过高或过低，从而降低了信号饱和、组织信号过暗等不良情况发生的可能。

在一些示例中，血管内超声系统1可以包含图像处理主机，回撤装置和血管内超声导管。

在一些示例中，血管内超声系统1的操作方法如下：首先，将医用导丝经血管11刺穿位置进入血管目标区域例如病变区，接着将超声导管穿接在医用导丝上并推送至血管目标区域，同时确保超声导管的超声换能器(探头)在血管目标区域的远端。这样，可以保证对血管目标区域的完整检测。

接着，在图像处理主机上核对血管目标区域的图像。核对无误后，保持超声导管和医用导丝不动，启动回撤装置将挠性传动轴(显像核心轴)以一定速度从血管病变处向体外自动撤回。回撤过程中，可以通过旋转挠性传动轴而带动超声换能器对血管目标区域的状况(例如管腔和管壁)进行旋转测量。

最后，撤回挠性传动轴后，先保持医用导丝的位置不变，先撤出超声导管后，再回撤医用导丝。

另外，为避免血管11中形成血栓，影响超声导管的成像效果，在医用导丝和超声导管进入血管11之前需要预先给予肝素。另外，在根据超声换能器的检测信号进行成像前，也需要在冠脉内注射硝酸甘油，以避免冠脉痉挛。

在本实施方式中，本公开所涉及的用于血管内超声系统1的图像处理方法是包括了血管内超声系统1通过血管内超声导管发射并采集超声信号的图像处理方法。在另一些示例中，血管内超声导管可以通过超声换能器发射超声信号。基于上述的超声信号采集方法，如图2所示，在步骤s100中，可以获取由血管内超声导管采集的超声信号并转化为回波信号。在一些示例中，血管内超声导管可以通过超声换能器接收超声信号并转化为电信号。由此，能够通过超声换能器获得回波信号并传输至图像处理主机中。

在本实施方式中，回波信号可以为随时间逐渐衰减的模拟信号。在一些示例中，回波信号即为电信号。由此，能够通过将超声信号转化为电信号以便更容易进行处理。

图3(a)是示出了本公开的实施方式所涉及的支架12未完全贴壁情况的血管内超声图像示意图。

图3(b)是示出了本公开的实施方式所涉及的支架12完全贴壁情况的血管内超声图像示意图。

如图3(a)、图3(b)所示，在一些示例中，在血管11的管壁可以设置有支架12。在这种情况下，当支架12可以扩张血管11并固定在血管11内，由此，能够维持血液流动顺畅，避免血栓的影响。具体而言，当支架12处于图3(b)的情况下时，支架12紧密地贴合在血管11的管壁上，能够起到良好的支撑作用；当支架12处于图3(a)的情况下时，支架12与血管11贴合不良，从而有可能引发更多的不良症状。

在一些示例中，回波信号可以包括来自支架12反射的超声波信号和来自血管11的反射的超声波信号。在这种情况下，通过自适应转换电路(稍后描述)对来自支架12反射的超声波信号和来自血管11反射的超声波信号进行增益调节，由此，能够提高超声系统的图像的分辨率。

图4是示出了本公开的实施方式所涉及的血管内超声波发射方向的血管11截面示意图。

如图4所示，在一些示例中，血管内超声导管在回撤过程中发射的超声波可以以图示方式进行扫描。具体而言，超声波由位于血管中心的超声换能器沿着扫描线的w方向发射，同时，搭载有超声换能器的血管内超声导管以l方向进行旋转。由此，超声换能器能够沿着扫描线发射并收到扫描线上所有位置的信号，从而能够使超声波尽量完整地探测血管11中的情况。在另一些示例中，血管内超声导管也可以以l方向的反方向进行旋转。另外，在一些示例中，超声换能器也可以不位于血管11的中心位置。由此，同样可以完整地探测血管11的情况。在另一些示例中，血管内超声导管可以通过控制超声换能器的激发频率，从而控制超声换能器旋转一周内扫描线的数量。由此，能够通过增加超声换能器旋转一周的扫描线的数量来提高最终超声图像的分辨率。

具体而言，超声信号在组织内衰减较快，例如，60mhz超声信号在组织中，远场4mm(与超声信号发射点的距离)处衰减高达24db(db＝20log10(a接收/a发射)，其中a为超声信号电压幅值)。在人体组织中，信号动态范围在30-40db(db＝20log10(a最大/a最小)，a为组织中各处超声信号电压幅值)。由于支架12的声阻抗远远大于人体组织，近场支架12信号往往比组织信号高20-30db以上(db＝20log10(a接收/a发射)，其中a为超声信号电压幅值)。由此，在既包括支架12又包括人体组织的超声图像中，整个图像对动态范围的要求可能达到50-70db(超声信号最强在支架12处，超声信号最弱在组织深处)。然而，血管内超声图像的灰度范围固定在0-255，过大的动态范围意味着动态范围中的每个db之间的灰度差值偏小，造成分辨率变差。在这种情况下，若不做任何处理，则在血管内超声图像中，可能出现支架12信号饱和，或组织信号过暗的现象，由此，支架12信号饱和，支架12分辨率变差，可能会过大地预估支架12的范围(可参考拍照过曝来理解)，影响支架12贴壁状况判断，当实际支架12贴壁不良，由于支架12分辨率变差，可能会认为贴壁良好，而当组织信号过暗时，虽然支架12信号不饱和，但图像较暗，可能导致血管组织信息无法完整呈现。

图5是示出了本公开的实施方式所涉及的时间增益放大器的时间增益曲线图。

如图5所示，在步骤s200中，图像处理主机可以通过时间增益放大器(tgc，timegaincompensation)对回波信号根据预设的时间增益曲线进行放大得到放大信号。

在本实施方式中，时间增益曲线随时间逐渐上升。换言之，时间增益曲线随着时间的推移，增益的大小逐渐上升。在一些示例中，如图5所示，以超声信号到达的深度来作为横坐标，也即超声波随着时间传播到的深度，增益的大小为纵坐标，时间增益曲线在有效深度部分时，时间和增益大致呈正相关，增益的大小随着深度的增加逐渐提高，直至超过有效深度后，增益的大小呈水平的直线。

在一些示例中，在时间增益放大器与多路自适应转换电路之间可以设置有带通滤波器。具体而言，带通滤波器可允许通过的特定频段在10mhz-90mhz之间。由此，能够减少放大信号中的杂波。在一些示例中，在时间增益放大器与多路自适应转换电路之间还可以设置有高通滤波器或低通滤波器。由此，能够更有针对性地进行滤波。

在步骤s300中，图像处理主机可以将放大信号输入多路自适应转换电路中。换言之，时间增益放大器与多路自适应转换电路连接。由此，能够将放大信号输入自适应转换电路中，从而获得合适的增益大小。在一些示例中，增益可以为正(放大)，也可以为负(减小)。在这种情况下，当增益为正时，增大增益可以增加信号提升的强度，减小增益可以减少信号提升的强度；当增益为负时，增大增益可以减少信号降低的强度，减小增益可以增加信号降低的强度。

图6是示出了本公开的实施方式所涉及的用于血管内超声系统1的图像处理方法的电路结构示意图。

如图6所示，在一些示例中，自适应转换电路可以包括运算放大器、用于控制运算放大器的增益的增益控制器、用于对由运算放大器输出的信号进行滤波并生成滤波信号的滤波器、以及将滤波信号转换成数字信号的模数转换器。在这种情况下，增益控制器能够控制运算放大器的增益大小，由此，增益控制器能够根据输入信号的强度控制运算放大器的增益，再将增益后的信号通过滤波器以及模数转换器转化为数字信号。在一些示例中，滤波器可以为高通滤波器、低通滤波器或带通滤波器。

在步骤s300中，自适应转换电路可以具有不同的采样时间点。具体而言，由血管内超声导管的超声换能器朝某一方向发射超声波后，在有效的反射距离内，自接收到反射信号至接收到最远处的反射信号的这段期间内，自适应转换电路可以采集任一时间点的反射信号，也即经由转换后的回波信号。由此，能够通过自适应转换电路采样的数量和采样点之间的间隔来提高最终超声图像的分辨率。

图7是示出了本公开的实施方式所涉及的模数转换器的时序图。

如图7所示，在一些示例中，在自适应转换电路中，模数转换器具有预设的延时。在这种情况下，不同的自适应转换电路中的模数转换器具有不同的延时，进而能够通过控制模数转换器的延时来控制自适应转换电路的延时，由此，能够接收不同时间点的放大信号，例如t1、t2、t3时间点的放大信号(参见图7)，从而增加图像的深度，也即最初的采样点与最后的采样点之间的距离。在另一些示例中，在多路自适应转换电路中，模数转换器可以具有相同的采样频率。在这种情况下，自适应转换电路之间仅区别在具有不同的延时，由此，能够确保多路自适应转换电路所采集的采样点之间的间隔相等。另外，在一些示例中，自适应转换电路之间的模数转换器可以具有不同的采样频率。在这种情况下，能够通过采样频率之间的差异形成多个采样点，由此，能够在不设置延迟的情况下采集多个采样点。

在一些示例中，多路自适应转换电路可以包括彼此独立的三路自适应转换电路，三路自适应转换电路接收放大信号(参见图6)。具体而言，自适应转换电路中，运算放大器、增益控制器和滤波器均为设置型号均一致的部件，因此，可以根据模数转换器来区分不同路的自适应转换电路，也就是说，图6中示出了adc1、adc2、adc3三路自适应转换电路。由此，能够获得三个时间点的放大信号。在另一些示例中，多路自适应转换电路可以包括四路、五路、六路或更多路的自适应转换电路。由此，能够提高超声图像的分辨率。另外，在一些示例中，自适应转换电路可以通过提高模数转换器的采样频率来提高自适应转换电路的采样频率。由此，同样能够提高超声图像的分辨率。

在一些示例中，自适应转换电路可以根据放大信号的强度提供自适应的增益。在一些示例中，放大信号的强度可以为电压幅值。具体而言，电压幅值越大，放大信号的强度越强，电压幅值越小，放大信号的强度越弱。

在一些示例中，在自适应转换电路中，增益控制器可以根据预设的阈值和放大信号的强度控制运算放大器的增益大小，若放大信号大于阈值，则降低放大信号的增益，若放大信号小于阈值，则维持放大信号的增益不变。在这种情况下，增益控制器能够降低高于阈值的信号，由此，能够避免信号饱和的情况出现。

在一些示例中，在自适应转换电路中，增益控制器可以根据强度增益曲线(未图示)和放大信号的强度控制运算放大器的增益大小，并且增益控制器根据强度增益曲线中放大信号的强度对应的增益对放大信号的增益进行调节。在这种情况下，增益控制器能够根据强度增益曲线对放大信号的增益进行调节，由此，能够避免信号饱和的情况出现。在另一些示例中，增益控制器可以通过负反馈的方式不断降低增益，直至放大信号的强度小于预定阈值。

在一些示例中，强度增益曲线可以是阶跃式、线性或非线性关系中的一种。

在一些示例中，自适应转换电路可以将增益后的放大信号转化为数字信号。在这种情况下，输入自适应转换电路的放大信号经由模数转换器转化为数字信号，由此，能够便于后续对多个放大信号进行融合。

在步骤s400中，图像处理主机可以将由自适应转换电路输出的数字信号融合并生成作为输出信号的目标信号。具体而言，图像处理主机可以将由自适应转换电路输出的数字信号输入到现场可编程阵列(fpga)并进行融合，并且现场可编程阵列根据各路自适应转换电路的数字信号生成目标信号。在这种情况下，现场可编程阵列能够根据输入的数字信号生成目标信号，由此，能够将目标信号以图像的方式显示在显示屏上。

在一些示例中，现场可编程阵列基于第一数字信号、第二数字信号和第三数字信号获得目标信号，目标信号满足：

f＝ka×fa(t)+kb×fb(t)+kc×fc(t)……式(1)

其中，f表示目标信号，fa(t)表示第一数字信号，ka表示第一数字信号的权重，fb(t)表示第二数字信号，kb表示第二数字信号的权重，fc(t)表示第三数字信号，kc表示第三数字信号的权重。由此，能够根据上述公式合成目标信号。

在本实施方式中，第一数字信号可以来自adc1，第二数字信号可以来自adc2，第三数字信号可以来自adc3。

在一些示例中，图像处理主机可以将目标信号以图像的方式显示在显示屏上。由此，用户能够直观的看到血管11内的超声图像。

虽然以上结合附图和实施例对本公开进行了具体说明，但是可以理解，上述说明不以任何形式限制本公开。本领域技术人员在不偏离本公开的实质精神和范围的情况下可以根据需要对本公开进行变形和变化，这些变形和变化均落入本发明的范围内。