一种心血管内光学相干层析图像增强方法
【专利摘要】本发明公开了一种心血管内光学相干层析图像增强方法。由于传统方法在视觉效果上对心血管内光学相干层析成像进行图像深度信息增强，而这种在视觉效果上增强方法会改变图像中病变特征，对医生进行病变特征分析造成干扰，例如造成心血管内斑块特征衰减系数变化和组织内部支架前阴影的产生。本方法采用优化对比度系数的深度增益算法对心血管内光学相干层析成像图像进行组织内深度信息的增强，增强深度信息同时不会引起衰减系数剧烈变化且不会引起组织内部支架前阴影的产生。
【专利说明】
-种心血管内光学相干层析图像増强方法
技术领域
[0001 ] 本发明设及屯、血管内光学相干层析成像（Optical Coherence Tomogra地y,0CT) 属于屯、血管成像领域，尤其设及一种OCT屯、血管图像中增强图像深处信息，同时不引起病变 衰减系数剧烈变化和组织内部支架前端阴影的方法。
【背景技术】
[0002] 血管内0CT成像技术是目前图像分辨率最高的屯、血管成像方法，能精确显示血管 内超微结构，识别不稳定的冠脉粥样硬化斑块和血栓，在冠状动脉介入治疗中辅助血管支 架的放置、术后支架植入效果评价、植入晚期时观察支架内膜增生和覆盖情况等方面都有 极为重要的应用。屯、血管图像的质量在医生进行病变诊断时至关重要，成像系统采集到的 原始图像数据信号往往很弱，尤其由于组织的衰减特性，在组织深度越大的地方其背向散 射光强越弱，因此，增强图像组织深层信息是提高屯、血管图像质量必不可少的后处理步骤。 同时，在判断不同性质的病变斑块时，不同类型的斑块有不同的组织衰减系数，运也是通过 计算机辅助判断斑块类型的重要方法之一。然而，通常使用的图像深度信息增强方法，改变 了原始图像中不同病变斑块的衰减系数，对后续通过组织衰减系数来判别斑块类型造成了 影响，同时，若采用对比度系数较大的图像增强，会对组织内部支架前端造成阴影，图像出 现一些伪特征，直接影响了病理特征判断。
【发明内容】
[0003] 本发明提供了一种屯、血管内光学相干层析图像增强方法，本发明克服了现有屯、血 管图像深度信息增强算法改变了原始图像中Ξ种不同病变斑块(巧化斑块、纤维斑块、脂质 斑块)衰减系数的问题，提出了通过优化对比度系数的对比度增强和深度增益算法，实现在 增强深处信息同时，不同病变斑块的衰减系数不会剧烈变化且不会对组织内部支架前端造 成阴影。
[0004] 为了解决上述技术问题，本发明提出的一种屯、血管内光学相干层析图像增强方 法，包括W下步骤：
[0005] 步骤一、对使用屯、血管内0CT成像系统采集到的极坐标下的0CT原始图像的每一 A- Line进行对比度增强，得到图像len(z):
[0006] Ien(z) = F(z) (1)
[0007] 式（1)中，Z表示深度，I(Z)和len(Z)分别表示原始图像中深度Z处对比度增强前后 的光强值，采用指数增强的方式增加对比度，η是指数项，作为对比度系数，分别设定不同的 对比度系数值:η=1、η=1.2、η=1.5、η=1.8、η = 2、η = 3，η=1时表示只进行深度增益，n〉l 表示同时进行深度增益和对比度增强；
[000引步骤二、对步骤一处理后的对比度增强图像len(z)的每一 A-Line进行深度信息增 强，得到图像I en+comp ( Z ):
[OOK] 式(2)中，Ien+enmp(Z)表示深度信息增强后图像中深度Z处的光强值，E(Z)定义为深 度Z后的残余能量，表示为深度Z处到A-Line末端的能量值的积分，设置一个阔值t，表示为 残余能量E(z)最大值的0.1%〇,当残余能量E(z)<t时，积分式
由阔值t代替；
[0014] 步骤Ξ、对屯、血管0CT原始图像及经过步骤一、步骤二的对比度增强和深度增益算 法处理后的图像Ien+cDmp(Z)中组织的衰减系数分别进行拟合估算：
[0015]
簡
[0016] 其中，1〇为初始光强，μ*为组织衰减系数，iDff是在深度为0处的光强，Τ(ζ)是与探头 相关的共焦公式：
化）
[0017]
[0018] 其中，Ζ0是激光束腰位置，ZR为瑞利长度，S(z)是与光源相关的频域相干公式：
[0019]
0
[0020] 其中，Z。为扫描中屯、位置，Z。为光强衰减的半高宽；
[0021] 步骤四、对步骤一、二所述的对比度增强与组织深度增益算法进行对比度系数η优 化，对屯、血管内0CT原始图像分别经上述不同对比度系数η值对应的对比度增强与组织深度 增益算法处理，对比各图像增强效果，通过步骤Ξ所述的组织衰减系数μ*的估算方法得出 各对比度系数η值对应的巧化斑块、纤维斑块、脂质斑块的组织衰减系数μ*值，对比原始图 像中的组织衰减系数μ*，得出组织衰减系数μ*变化的绝对值最小时所对应的对比度系数η值 作为优化后的对比度系数，对该优化后的对比度系数值所对应的图像Ien+EDmp(Z)再进行坐 标变换和漏点插值，最终得到输出图像。经过本发明处理后的输出图像与原始图像相比，图 像中深处组织信息得到增强，图像对比度有所提高，同时维持了病变区域衰减系数的相对 恒定。
[0022] 与现有技术相比，本发明的有益效果是：
[0023] 本发明克服了现有屯、血管图像增强算法改变了原始图像中不同病变斑块衰减系 数W及会对深层支架前端造成阴影的问题，考虑到了既要增强图像深度信息，又不至于对 比度系数太大导致图像噪声增强W及对图像组织深处的支架造成阴影，因此本发明通过优 化对比度系数，实现在深处信息得到增强的同时，不会引起衰减系数剧烈变化且不会引起 组织内部支架前阴影的产生。
【附图说明】
[0024] 图1是一种屯、血管内光学相干层析图像增强方法的流程图；
[0025] 图2是经过上述各η值对应的对比度增强与深度增益算法后的图像中不同病变斑 块衰减系数改变量的对比图。
[0026] 图3是屯、血管0CT原始图像；
[0027] 图4是图2经过n = l对应的深度增益算法后的图像；
[002引图5是图2经过n = l.2对应的对比度增强与深度增益算法后的图像；
[0029] 图6是图2经过n = 2对应的对比度增强与深度增益算法后的图像；
[0030] 图7是图2经过n = 3对应的对比度增强与深度增益算法后的图像；
[0031] 图3-图7中的箭头表示对比度增强与深度增益算法前后图像组织深处特征的对 比；
[0032] 图8是包含深层支架的屯、血管0CT原始图像；
[0033] 图9是图7经过n = l对应的深度增益算法后的图像；
[0034] 图10是图7经过n = l.2对应的对比度增强与深度增益算法后的图像；
[0035] 图11是图7经过n = 2对应的对比度增强与深度增益算法后的图像；
[0036] 图12是图7经过n = 3对应的对比度增强与深度增益算法后的图像；
[0037] 其中，图8-12中的箭头表示当η值过大时，对组织中的深层支架前端产生阴影的区 域；
【具体实施方式】
[0038] 下面结合附图和具体实施例对本发明技术方案作进一步详细描述，所描述的具体 实施例仅对本发明进行解释说明，并不用W限制本发明。
[0039] 如图1所示，本发明提出的一种屯、血管内光学相干层析图像增强方法，所述方法包 括W下步骤：
[0040] 步骤一、对使用屯、血管内0CT成像系统采集到的极坐标下的0CT原始图像的每一 Α- Line进行对比度增强，得到图像len(z):
[0041] Ien(Z) = in(Z) (1)
[0042] 式（1)中，Z表示深度，I(Z)和len(z)分别表示原始图像中深度Z处对比度增强前后 的光强值，采用指数增强的方式增加对比度，η是指数项，作为对比度系数，分别设定不同的 对比度系数值η = 1、η=1.2、η = 1.5、η = 1.8、η = 2、η = 3，η = 1时表示只进行深度增益，n〉l 表示同时进行深度增益和对比度增强；
[0043] 所述的对比度增强是对原始图像数据通过指数增长的方式来扩大信号的动态范 围，实现对比度的提高，算法会改变原始图像数据中不同病变斑块的衰减系数，对后续通过 组织衰减系数来判别斑块类型造成了影响；
[0044] 所述的对比度增强算法通过选择最佳的对比度系数η来实现图像增强算法的优 化。
[0045] 步骤二、对步骤一处理后的对比度增强图像len(z)的每一 A-Line进行深度信息增 强，得到图像I en+comp ( Z ):
[0050] 式(2)中，Ien+cDmp(Z)表示深度信息增强后图像中深度Z处的光强值，E(Z)定义为深 度Z后的残余能量，表示为深度Z处到A-Line末端的能量值的积分，设置一个阔值t，表示为 残余能量E(z)最大值的0.1%。，当残余能量E(z)<t时，积分式
由阔值t代替；
[0化1] 所述的组织深度增益算法中某一深处Z的光强的增益量是Z后的残余光强
的倒数，W增强由于组织内信号快速衰减导致的深处较弱信号；
[0052] 所述的屯、血管0CT成像系统探测深度为5mm，采用的导管半径大小为0.5mm，针对屯、 血管0CT的成像特征，初始0-0.5mm是导管图像，运个范围内的信号不符合组织衰减特征不 进行深度增益算法处理；
[0053] 所述的屯、血管0CT图像的组织最深处是不含组织信息的噪声信号，不符合组织衰 减的规律，为了避免最深处噪声信号的过分放大，只在阔值范围内，即E(z)<t时，添加标准 算法的增益量，当深处残余能量小于阔值E(z)<t，认为该深度Z之后都为背景噪声，比Z更深 的组织信号均施加一个恒定的增益量t;
[0054] 所述的组织深度增益算法补偿了由于组织快速衰减造成的信号减弱，同样会造成 图像中不同病变斑块的衰减系数与原始图像中衰减系数的差异；
[0055] 步骤Ξ、对屯、血管0CT原始图像及经过步骤一、步骤二的对比度增强和深度增益算 法处理后的图像Ien+c?p(z)中组织的衰减系数分别进行拟合估算：
[0056]
(>)
[0057] 其中，Id为初始光强，化为组织衰减系数，luff是在深度为0处的光强，Τ(ζ)是与探头 相关的共焦公式：
㈱
[0化引
[0059] 其中，Ζ0是激光束腰位置，ZR为瑞利长度，S(z)是与光源相关的频域相干公式：
[0060]
口)
[0061 ]其中，Z。为扫描中屯、位置，Z。为光强衰减的半高宽。
[0062]所述的屯、血管0CT图像包含分别带有巧化斑块、纤维斑块、脂质斑块Ξ种不同类型 病变斑块的屯、血管OCT临床图像数据，从分别包含上述Ξ种病变的30幅屯、血管OCT图像中选 取感兴趣区域各50个，每个感兴趣区域包含20-50个A-Line，每个A-Line包含20-50个像素 占 . '?、、，
[0063] 所述的组织衰减系数μ*的拟合估算是通过对不同类型病变斑块的每个感兴趣区 域的每一 A-Line按(5)式拟合得出对应的组织衰减系数μ*值，再将多个感兴趣区域的μ*平均 值作为各个病变斑块最终的组织衰减系数μ。
[0064] 步骤四、对步骤一、二所述的对比度增强与组织深度增益算法进行对比度系数η优 化，对屯、血管内0CT原始图像分别经上述不同η值对应的对比度增强与组织深度增益算法处 理，对比各图像增强效果，通过步骤Ξ所述的组织衰减系数μ*的估算方法得出各η值对应的 Ξ种不同病变斑块的组织衰减系数μ*值，对比原始图像中的组织衰减系数μ*，得出组织衰减 系数变化的绝对值最小时所对应的η值作为优化后的η，对优化的η值所对应的图像len+wmp (Z)再进行坐标变化和漏点插值，最终得到输出图像。该输出图像与原始图像相比，图像中 深处组织信息得到增强，图像对比度有所提高，同时维持了病变区域衰减系数的相对恒定。
[0065] 所述的对比度增强和深度增益算法均会改变了原始图像数据中不同病变斑块的 衰减系数μ*，对后续通过组织衰减系数μ*来判别斑块类型造成了影响，深度增益算法会使组 织衰减系数μ*减小，当η = 1，即只进行深度增益算法时，对比于原始图像，组织衰减系数变 化量表现为负值，对比度增强会使组织衰减系数μ*增大，且随对比度系数η的增加而增加， 当n〉l时，随着η的增大，组织衰减系数的变化量从负值向正值过度，表现为随η的增大而增 大，如图2所示。
[0066] 所述的对比度系数η的优化是通过对比不同η值对应的Ξ种不同病变斑块的组织 衰减系数μ*的变化量，将相较于原始图像数据中的组织衰减系数变化最小的图像作为最优 选择，使组织衰减系数μ*最接近原始值，使通过组织衰减系数μ*来判别不同病变类型更加准 确，对于屯、血管0CT图像中的巧化斑块、纤维斑块、脂质斑块，如图2所示，当η = 1.2时，组织 衰减系数变化量的绝对值最小，是最优化的对比度增强和深度增益算法。
[0067] 不同η值对应的对比度增强与组织深度增益算法的图像处理效果如图3-图7所示， 原始图像中深处组织信息由于较强的组织衰减，信号较弱，深处的泡沫细胞可见度不高，当 η = 1，即只进行深度增益算法时，对比于原始图像，深处组织的信号增强，当n〉l时，同时进 行对比度增强和深度增益算法，组织边缘对比度提高，病变区域识别度更好，且对比度随η 值的增大而增加。
[0068] 屯、血管内0CT图像在临床数据中包含有组织深处支架的图像，由于金属支架的强 反射特性，支架会呈现高亮度，在所述的对比度增强与深度增益算法中，深处支架前端的信 号受到后端高亮度支架信号的影响，会错误地在支架前端形成阴影，且表现出阴影的明显 程度随η值的增大而增加，因此不能采用较大的η值，支架前阴影会影响病理特征的判断，如 图8-图12所不。
[0069] 在对屯、血管0CT图像进行对比度增强和深度增益算法时，算法改变了原始图像中 不同病变斑块的组织衰减系数μ*，影响了对斑块的识别和判断，通过优化算法的对比度系 数η，维持图像中病变斑块衰减系数的相对恒定。对于屯、血管内巧化斑块、纤维斑块、脂质斑 块Ξ种不同类型病变，优化后的算法都能达到增强图像深度信息的同时，病变的衰减系数 维持相对恒定的效果。同时，对比度增强和深度增益算法，增强了深处组织信号强度，提高 了边缘对比度W及病变区域的识别度，且对比度随η值的增大而增加。但是，若采用较大对 比度系数η，会对组织内部支架前端造成阴影，图像出现一些伪特征，在优化对比度系数η的 过程中要避免采用较大的η值。综合组织衰减系数变化量最小、对比度增强W及避免支架前 端阴影运Ξ方面因素考虑，对于屯、血管内OCT图像，采用优化的对比度系数η=1.2,实现增 强深度信息的同时不引起衰减系数剧烈变化且不会出现组织内部支架前阴影影响病例特 征改变的情况。
[0070]尽管上面结合附图对本发明进行了描述，但是本发明并不局限于上述的具体实施 方式，上述的【具体实施方式】仅仅是示意性的，而不是限制性的，本领域的普通技术人员在本 发明的启示下，在不脱离本发明宗旨的情况下，还可W做出很多变形，运些均属于本发明的 保护之内。
【主权项】
1. 一种心血管内光学相干层析图像增强方法，其特征在于，包括以下步骤： 步骤一、对使用心血管内OCT成像系统采集到的极坐标下的OCT原始图像的每一 A-Line 进行对比度增强，得到图像Wz): Ιβη(ζ) = Γ(ζ) (1) 式（1)中，Z表示深度，1(2)和1以2)分别表示原始图像中深度Z处对比度增强前后的光 强值，采用指数增强的方式增加对比度，η是指数项，作为对比度系数，分别设定不同的对比 度系数值:η=1、η=1.2、η=1.5、η = 1.8、η = 2、η = 3，η=1时表示只进行深度增益，η>1表示 同时进行深度增益和对比度增强； 步骤二、对步骤一处理后的对比度增强图像Ien(z)的每一 A-Line进行深度信息增强，得 至晒像Ien+c〇mP(Z):t = 0. l%〇Emax(z) = 0.1%〇 Xmax[E(z) ] (4) 式(2)中，表示深度信息增强后图像中深度Z处的光强值，E(z)定义为深度Z后 的残余能量，表示为深度Z处到A-Line末端的能量值的积分，设置一个阈值t，表示为残余能 量E(z)最大值的0.1%。，当残余能量E(z)〈t时，步骤三、对心血管OCT原始图像及经过步骤一、步骤二的对比度增强和深度增益算法处 理后的图像中组织的衰减系数分别进行拟合估算：式(5)中，Ιο为初始光强，μ*为组织衰减系数，1淑是在深度为0处的光强，T(z)是与探头 相关的共焦公尹-式(6)中，ζο是激光束腰位置，ZR为瑞利长度，S(z)是与光源相关的频域相干公式：式(7)中，z。为扫描中心位置，z。为光强衰减的半高宽； 步骤四、对步骤一、二所述的对比度增强与组织深度增益算法进行对比度系数η优化， 对心血管内0CT原始图像分别经上述不同对比度系数η值对应的对比度增强与组织深度增 益算法处理，对比各图像增强效果，通过步骤三所述的组织衰减系数μ*的估算方法得出各 对比度系数η值对应的钙化斑块、纤维斑块、脂质斑块的组织衰减系数^值，对比原始图像 中的组织衰减系数yt，得出组织衰减系数变化的绝对值最小时所对应的对比度系数η值作 为优化后的对比度系数，对该优化后的对比度系数值所对应的图像Ιβη+?_(Ζ)再进行坐标 变换和漏点插值，最终得到输出图像。
【文档编号】G06T5/00GK105825488SQ201610377409
【公开日】2016年8月3日
【申请日】2016年5月30日
【发明人】丁振扬, 刘铁根, 周永涵, 陶魁园, 刘琨, 江俊峰
【申请人】天津大学