專利名稱：基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)圖像處理及心臟流場(chǎng)運(yùn)動(dòng)狀態(tài)分析技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種基于 多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法。
背景技術(shù)：
作為心臟機(jī)械功能的終端表達(dá)環(huán)節(jié)，心臟流場(chǎng)流體的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)直接反應(yīng)心臟功能 狀態(tài)是否正常。因此，精確分析評(píng)價(jià)心臟流場(chǎng)流體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)，對(duì)心臟功能的精確評(píng)價(jià)、心臟 疾病的診斷和治療都具有舉足輕重的作用。無論在心臟病學(xué)基礎(chǔ)研究還是在心臟疾病臨床 診斷方面，心臟流場(chǎng)流體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的有效可視化觀察描述技術(shù)均是不可或缺的。不過，由于 心臟流場(chǎng)的特殊性，心臟流場(chǎng)流體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的可視化觀察描述均需要借助醫(yī)學(xué)成像技術(shù)來 實(shí)現(xiàn)。目前關(guān)于在體心臟流場(chǎng)觀察常見的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)主要包括磁共振(MRI)血流成 像技術(shù)和超聲微泡造影粒子成像測(cè)速技術(shù)，以及彩色多普勒超聲血流成像技術(shù)。這些技術(shù) 均只能提供一些基本的心臟流場(chǎng)流體運(yùn)動(dòng)參數(shù)，比如速度或者流量等，還不能直接反應(yīng)心 臟流場(chǎng)流體的真實(shí)運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。因此，當(dāng)前關(guān)于心臟流場(chǎng)的可視化描述技術(shù)主要基于以上這 些成像技術(shù)對(duì)心臟流場(chǎng)進(jìn)行深入分析，然后采用圖形、圖像顯示技術(shù)，例如速度矢量場(chǎng)、流 線，對(duì)流場(chǎng)進(jìn)行有效的可視化描述。流場(chǎng)流線是流體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的一種常見的可視化描述方法。然而，由于心臟流場(chǎng)的 特殊性，用流線描述復(fù)雜的三維心臟流場(chǎng)是一項(xiàng)極其復(fù)雜的工作。因此，目前的心臟流場(chǎng)流 線描述方法主要是采用醫(yī)學(xué)成像技術(shù)對(duì)心臟流場(chǎng)進(jìn)行二維成像探測(cè)，獲取二維探測(cè)圖像后 再進(jìn)行流場(chǎng)分析。具有代表性的技術(shù)有基于MRI血流成像技術(shù)的心臟流場(chǎng)流線描述技術(shù)和 基于超聲多普勒信息的心臟流場(chǎng)流線描述技術(shù)?；贛RI血流成像技術(shù)的心臟流場(chǎng)流線描 述技術(shù)就是以MRI血流圖像數(shù)據(jù)為基礎(chǔ)，根據(jù)MRI探測(cè)的血流速度及流量對(duì)心臟流場(chǎng)進(jìn)行 計(jì)算流體力學(xué)分析，從而繪制出流線對(duì)流場(chǎng)結(jié)果進(jìn)行可視化描述。由于MRI血流成像具有 較高的空間分辨率，因此，在一些具有特殊需求的場(chǎng)合采用MRI血流圖像進(jìn)行流場(chǎng)分析和 描述比較實(shí)用。但是MRI血流成像技術(shù)掃描時(shí)間長(zhǎng)，時(shí)間分辨率不夠理想，對(duì)于復(fù)雜多變的 心臟流場(chǎng)而言，還難以滿足在體心臟流場(chǎng)實(shí)時(shí)觀察和可視化描述的要求。同時(shí)，由于強(qiáng)磁場(chǎng) 的原因，MRI技術(shù)對(duì)諸如體內(nèi)有磁金屬或起搏器的特殊病人卻不能適用，因而在臨床應(yīng)用中 具有一定程度的局限性。此外，MRI技術(shù)檢測(cè)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血流成像技術(shù)的心臟流場(chǎng)流線描述技術(shù)很難真正應(yīng)有于在體心臟流場(chǎng)的可視 化觀察方面，而且對(duì)于一些特殊病人的不實(shí)用，使得該技術(shù)的發(fā)展和應(yīng)用推廣均受到一定 程度的影響?；诔暥嗥绽招畔⒌男呐K流場(chǎng)流線描述是近些年來出現(xiàn)的一種新型的流場(chǎng)可 視化描述技術(shù)。該技術(shù)主要是以二維超聲多普勒血流圖像信息為基礎(chǔ)，提取聲束方向血流 速度信息，利用該速度信息對(duì)心臟流場(chǎng)流體的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)進(jìn)行分析研究，并根據(jù)血流速度信 息實(shí)現(xiàn)流場(chǎng)流線的繪制。由于超聲多普勒血流成像與磁共振血流成像相比，具有時(shí)間分辨率高、受外界干擾小、對(duì)人體無傷害、操作簡(jiǎn)便等眾多優(yōu)點(diǎn)，因此基于超聲多普勒信息的心 臟流場(chǎng)流線描述技術(shù)具有很好的發(fā)展前景。不過，由于二維彩色多普勒?qǐng)D像反映的是復(fù)雜 三維心臟流場(chǎng)的一個(gè)觀測(cè)平面，血液流體的流動(dòng)并不局限在觀測(cè)平面內(nèi)，心臟流場(chǎng)二維探 測(cè)平面上的流線并不是平面流流線，因此，二維探測(cè)平面上流線可視化描述是一個(gè)比較復(fù) 雜的問題。目前該技術(shù)的典型代表是由日本學(xué)者Ohtsuki提出的平面流顯示方法，該方法 將二維觀測(cè)平面的流體流動(dòng)分為流進(jìn)/流出探測(cè)平面的三維流動(dòng)以及在平面內(nèi)流動(dòng)的平 面流，采用點(diǎn)源、點(diǎn)匯表示三維流動(dòng)，并以點(diǎn)源和點(diǎn)匯為起點(diǎn)和終點(diǎn)的平面流線表示平面 流，從而解決了二維彩色多普勒?qǐng)D像上繪制平面流線的問題。但是，該方法的實(shí)現(xiàn)還存在一 些局限性，比如點(diǎn)源和點(diǎn)匯位置的確定方面還存在一些不確定的干擾因素，以及平面流流 函數(shù)數(shù)值計(jì)算的不唯一性，從而影響平面流流線的描繪精度。所以，該技術(shù)的精確性和穩(wěn)定 性方面還有待進(jìn)一步提高，才能真正通過流線有效反映流體的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明所要解決的技術(shù)問題是如何提供一種基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平 面流線可視化描述方法，該方法克服現(xiàn)有在體心臟流場(chǎng)可視化觀察技術(shù)的局限性，以彩色 多普勒心臟超聲血流圖像信息為基礎(chǔ)給出一種能夠精確、穩(wěn)定地對(duì)心臟流場(chǎng)二維探測(cè)平面 內(nèi)的流場(chǎng)流線可視化描述方法。為解決上述技術(shù)問題，本發(fā)明所采用的技術(shù)方案為提供一種基于多普勒?qǐng)D像信 息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法，其特征在于包括如下步驟A、根據(jù)彩色多普勒心臟血流圖像中的速度標(biāo)尺提取心臟流場(chǎng)沿聲束方向的速度 分量信息；B、以聲束方向的速度分量信息計(jì)算心臟流場(chǎng)內(nèi)各血液質(zhì)點(diǎn)的“多普勒流函數(shù)”和 “多普勒流距離函數(shù)”；C、選定一個(gè)單位流量q，并采用單位流量q對(duì)“多普勒流函數(shù)”和“多普勒流距離 函數(shù)”進(jìn)行量化，q值的大小決定流線的稀密程度，q值越大流線越?。籇、根據(jù)量化的“多普勒流距離函數(shù)”確定點(diǎn)源和點(diǎn)匯與探頭位置的距離r的大小， 點(diǎn)源位于量化的“多普勒流距離函數(shù)”階躍下降的位置，點(diǎn)匯位于量化的“多普勒流距離函 數(shù)”階躍上升的位置；E、在同一半徑r圓弧上，多普勒速度的變化率為負(fù)，其8-鄰域范圍內(nèi)多普勒血流 速度方差最大的那個(gè)點(diǎn)為點(diǎn)源，多普勒速度的變化率為正，其8-鄰域范圍內(nèi)多普勒血流速 度方差最大值的那個(gè)點(diǎn)為點(diǎn)匯；F、計(jì)算點(diǎn)源、點(diǎn)匯在各血液質(zhì)點(diǎn)的流函數(shù)值，并進(jìn)行疊加得到源流函數(shù)值，從“多 普勒流函數(shù)”中減去源流函數(shù)，即可得到平面流流函數(shù)；G、以點(diǎn)源為起點(diǎn)，點(diǎn)匯為終點(diǎn)，連接具有相同平面流流函數(shù)值的血液質(zhì)點(diǎn)，即可構(gòu) 成一系列平面流線，在平面流線之間具有相同流函數(shù)的血液質(zhì)點(diǎn)連接形成的封閉曲線為渦 流流線。在步驟A中，利用最小二乘法的原理對(duì)二維觀測(cè)平面流場(chǎng)中各個(gè)血液質(zhì)點(diǎn)的彩色 信息與心臟血流速度標(biāo)尺中的彩色信息進(jìn)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(diǎn)顏色信息最接近的點(diǎn)，然后采用分段線性函數(shù)計(jì)算心臟流場(chǎng)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(diǎn)的RGB顏色分量，Rp，Gp，Bp分別表示 流場(chǎng)內(nèi)某一血液質(zhì)點(diǎn)的RGB顏色分量。在步驟B中，考慮到常見的彩色多普勒超聲血流圖像是扇形的觀測(cè)區(qū)域，因此極 坐標(biāo)下的“多普勒流函數(shù)”定義為F(r，0)，其定義式為 其中，u(r，e)是以多普勒?qǐng)D像扇形區(qū)域的頂點(diǎn)為原點(diǎn)的極坐標(biāo)下聲束方向的多 普勒速度，r是血液質(zhì)點(diǎn)到原點(diǎn)的距離。對(duì)于數(shù)字圖像所表示的心臟流場(chǎng)而言，流函數(shù)具有 如下的離散形式 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 渦流存在區(qū)域距離原點(diǎn)半徑為r的血液質(zhì)點(diǎn)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(jì)算點(diǎn)(i，j)這段圓弧內(nèi)的血液質(zhì)點(diǎn)數(shù)。在步驟B中，“多普勒流距離函數(shù)”F(r)表示在某一時(shí)刻流過觀測(cè)平面內(nèi)半徑為r 的圓弧邊界線的流量，“多普勒流距離函數(shù)”F(r)的定義式為 其中，[e…e J表示極坐標(biāo)下觀測(cè)平面內(nèi)的血液流場(chǎng)觀測(cè)區(qū)域角度范圍。對(duì)于數(shù) 字圖像所表示的心臟流場(chǎng)而言，其多普勒流距離函數(shù)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(diǎn)半徑為r的所有血液質(zhì)點(diǎn)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(diǎn)的數(shù)量。所述“多普勒流函數(shù)”滿足下式F(r, 0 ) = Fb(r, 0 )+Fp(r, 0 )其中，F(xiàn)b (r，0 )是平面流流函數(shù)，F(xiàn)p (r，0 )是三維流動(dòng)對(duì)應(yīng)的流函數(shù)，也稱源流函 數(shù)。綜上所述，本發(fā)明所提供的基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述 方法，可克服現(xiàn)有在體心臟流場(chǎng)可視化觀察技術(shù)的局限性，以彩色多普勒心臟超聲血流圖 像信息為基礎(chǔ)給出一種能夠精確、穩(wěn)定地對(duì)心臟流場(chǎng)二維探測(cè)平面內(nèi)的流場(chǎng)流線可視化描 述方法。


圖1為二維探測(cè)平面流線的定義圖；圖2為二維探測(cè)平面區(qū)域內(nèi)流線示意圖3為極坐標(biāo)下的“多普勒流函數(shù)”F(r，0 )和“多普勒流距離函數(shù)”F(r)的計(jì)算 原理圖；圖4為極坐標(biāo)下的“多普勒距離函數(shù)”F(r)曲線圖；圖5為“多普勒流距離函數(shù)”的離散化示意圖；圖6為點(diǎn)源和點(diǎn)匯位置的確定圖；圖7為由點(diǎn)源和點(diǎn)匯連接成平面流線的示意圖。
具體實(shí)施例方式下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明的具體實(shí)施方式
進(jìn)行詳細(xì)地描述。本發(fā)明所提供的基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法包括 如下步驟:A、根據(jù)彩色多普勒心臟血流圖像中的速度標(biāo)尺提取心臟流場(chǎng)沿聲束方向的速度 分量信息；B、以聲束方向的速度分量信息計(jì)算心臟流場(chǎng)內(nèi)各血液質(zhì)點(diǎn)的“多普勒流函數(shù)”和 “多普勒流距離函數(shù)” ；C、選定一個(gè)單位流量q，并采用單位流量q對(duì)“多普勒流函數(shù)”和“多 普勒流距離函數(shù)”進(jìn)行量化，q值的大小決定流線的稀密程度，q值越大流線越??；D、根據(jù) 量化的“多普勒流距離函數(shù)”確定點(diǎn)源和點(diǎn)匯與探頭位置的距離r的大小，點(diǎn)源位于量化的 “多普勒流距離函數(shù)”階躍下降的位置，點(diǎn)匯位于量化的“多普勒流距離函數(shù)”階躍上升的位 置；E、在同一半徑r圓弧上，多普勒速度的變化率為負(fù)，其8-鄰域范圍內(nèi)多普勒血流速度方 差最大的那個(gè)點(diǎn)為點(diǎn)源，多普勒速度的變化率為正，其8-鄰域范圍內(nèi)多普勒血流速度方差 最大的那個(gè)點(diǎn)為點(diǎn)匯；F、計(jì)算點(diǎn)源、點(diǎn)匯在各血液質(zhì)點(diǎn)的流函數(shù)值，并進(jìn)行疊加得到源流函 數(shù)值，從“多普勒流函數(shù)”中減去源流函數(shù)，即可得到平面流流函數(shù)；G、以點(diǎn)源為起點(diǎn)，點(diǎn)匯 為終點(diǎn)，連接具有相同平面流流函數(shù)值的血液質(zhì)點(diǎn)，即可構(gòu)成一系列平面流線，在平面流線 之間具有相同流函數(shù)的血液質(zhì)點(diǎn)連接形成的封閉曲線為渦流流線。下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明的原理作如下描述流線是可視化描述流場(chǎng)運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的一種有效方法。心臟流場(chǎng)本身是一個(gè)復(fù)雜多變 的三維流場(chǎng)，如果用流線來描述心臟流場(chǎng)內(nèi)血液的流動(dòng)狀態(tài)，則該流線必然是三維空間曲 線。然而，由于心臟流場(chǎng)具有瞬時(shí)多變的復(fù)雜特性，用三維空間曲線描述流場(chǎng)是極其難以 實(shí)現(xiàn)的。而且，目前心臟疾病的臨床檢查大多采用二維彩色多普勒超聲血流成像技術(shù)觀察 心臟流場(chǎng)。因此，本發(fā)明提出的心臟流場(chǎng)流線可視化描述方法就以二維彩色多普勒超聲血 流圖像為基礎(chǔ)，在普通的彩色多普勒超聲血流圖像上繪制平面流線描述流體流動(dòng)情況。但 是，一幀二維彩色多普勒心臟超聲血流圖像所反映探測(cè)平面上的血液流動(dòng)不是簡(jiǎn)單的平面 流動(dòng)，因此不能簡(jiǎn)單地按照平面流流函數(shù)的定義進(jìn)行流線繪制。本發(fā)明所提出的二維探測(cè) 平面流場(chǎng)流線繪制方法實(shí)質(zhì)上就是在二維平面內(nèi)通過打點(diǎn)的方式確定一系列平面曲線，這 些平面曲線在平面內(nèi)某一點(diǎn)的切線方向與該點(diǎn)的二維速度矢量相同，而該二維速度矢量正 是該點(diǎn)三維速度矢量在二維平面上的分量，如圖1所示。由于二維探測(cè)平面是三維心臟流 場(chǎng)的一個(gè)觀測(cè)平面，二維探測(cè)平面上所反映出的血流信息僅僅是真實(shí)血流速度信息在二維 探測(cè)平面上的分量信息，所以二維探測(cè)平面上的血液流動(dòng)既有可能存在局限于平面內(nèi)的平 面流動(dòng)，也有相對(duì)于探測(cè)平面流進(jìn)流出的三維流動(dòng)。因此，在二維彩色多普勒血流圖像上用 平面曲線描述流體流動(dòng)情況，必須將三維流動(dòng)與平面流動(dòng)加以區(qū)分才能有效地采用平面曲 線進(jìn)行可視化描述。在本發(fā)明中為了便于平面流線的繪制，將復(fù)雜的三維流動(dòng)簡(jiǎn)化為具有單位流量q的點(diǎn)源、點(diǎn)匯，即三維流動(dòng)對(duì)探測(cè)平面的影響集中的看成是一系列具有單位流 量q的點(diǎn)源和點(diǎn)匯對(duì)探測(cè)平面的影響。這樣一來，二維探測(cè)平面上流體流動(dòng)信息就可以看 成是由平面流動(dòng)和一系列點(diǎn)源和點(diǎn)匯共同作用的結(jié)果。當(dāng)點(diǎn)源和點(diǎn)匯成對(duì)出現(xiàn)的時(shí)候，流 進(jìn)/流出探測(cè)平面的流量相等，則二維探測(cè)平面內(nèi)的平面流動(dòng)則可以用二維平面流函數(shù)的 方法繪制平面曲線。為了有效地顯示平面流線，本發(fā)明分別以點(diǎn)源和點(diǎn)匯為起點(diǎn)和終點(diǎn)，對(duì) 與點(diǎn)源和點(diǎn)匯具有相同平面流流函數(shù)值的點(diǎn)進(jìn)行打點(diǎn)，從而形成具有相同流量間隔的平面 流線，如圖2所示。從前面所描述的方法可以看出，二維心臟流場(chǎng)彩色多普勒血流圖像上的平面流線 繪制方法的關(guān)鍵就是確定點(diǎn)源和點(diǎn)匯的位置，以及探測(cè)平面內(nèi)平面流流函數(shù)的計(jì)算。由于 彩色多普勒心臟血流圖像所包含的血流速度信息僅僅反映的是心臟血流在聲束方向的速 度信息，因此，點(diǎn)源及點(diǎn)匯的位置確定及探測(cè)平面內(nèi)平面流函數(shù)的計(jì)算都以該速度信息為 基礎(chǔ)。另外，由于二維探測(cè)平面上的流動(dòng)不是簡(jiǎn)單的平面流動(dòng)，因此二維探測(cè)平面上流函數(shù) 實(shí)質(zhì)上是平面流流函數(shù)的擴(kuò)展?？紤]到常見的彩色多普勒超聲血流圖像是扇形的觀測(cè)區(qū) 域，因此，引入極坐標(biāo)下“多普勒流函數(shù)”F(r，0)的定義，即F{r,6)= lu{r,d)rdd其中u(r，0)是以多普勒?qǐng)D像扇形區(qū)域的頂點(diǎn)為原點(diǎn)的極坐標(biāo)下聲束方向的多 普勒速度，r是血液質(zhì)點(diǎn)到原點(diǎn)的距離，其計(jì)算原理如圖3所示。由(1)可知，如果在彩色 多普勒?qǐng)D像的血流區(qū)域內(nèi)以某個(gè)距離r沿垂直聲束方向進(jìn)行曲線積分，則可以得到“多普 勒流距離函數(shù)” F(r)，即F(r)= ^ir,eyde(2)其中
F(r, 0 ) = Fb(r, 0 )+Fp(r, 0 ) (3)其中Fb (r，0)是平面流流函數(shù)，F(xiàn)p (r，0 )是三維流動(dòng)對(duì)應(yīng)的流函數(shù)，也稱源流函 數(shù)。因此，從“多普勒流函數(shù)”中去除三維流動(dòng)(點(diǎn)源、點(diǎn)匯)作用產(chǎn)生的源流函數(shù)Fp(r， e)，即為各點(diǎn)平面流流函數(shù)。因?yàn)槿S流動(dòng)簡(jiǎn)化為一系列點(diǎn)源和點(diǎn)匯，因此，心臟流場(chǎng)內(nèi)各 AFp(r，0)的值由各點(diǎn)源和點(diǎn)匯在該位置的流函數(shù)疊加而成。然后，根據(jù)公式(3)從“多 普勒流函數(shù)”中減去該值即可得到平面流流函數(shù)的值。最后，以同層點(diǎn)源和點(diǎn)匯為起始點(diǎn)和 終止點(diǎn)，對(duì)與點(diǎn)源和點(diǎn)匯具有相同平面流流函數(shù)值的點(diǎn)進(jìn)行打點(diǎn)，即可形成一系列平面流 線，如圖7所示。綜合上面所述的內(nèi)容，關(guān)于平面流線的繪制主要步驟分為(1)根據(jù)彩色多普勒 心臟血流圖像中的速度標(biāo)尺提取心臟流場(chǎng)沿聲束方向的速度分量信息；(2)以聲束方向的 速度信息計(jì)算心臟流場(chǎng)內(nèi)各血液質(zhì)點(diǎn)的“多普勒流函數(shù)”和“多普勒流距離函數(shù)”；(3)采用 單位流量q對(duì)“多普勒流距離函數(shù)”進(jìn)行量化；(4)根據(jù)量化的“多普勒流距離函數(shù)”和多 普勒速度信息確定點(diǎn)源和點(diǎn)匯的位置；(5)根據(jù)“多普勒流函數(shù)”和點(diǎn)源和點(diǎn)匯的位置計(jì)算 平面流流函數(shù)值；(6)以點(diǎn)源為起點(diǎn)，點(diǎn)匯為終點(diǎn)，連接具有相同平面流流函數(shù)值的血液質(zhì) 點(diǎn)，即可構(gòu)成一系列平面流線，在平面流線之間具有相同流函數(shù)的血液質(zhì)點(diǎn)連接形成的封 閉曲線為渦流流線。
權(quán)利要求
一種基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法，其特征在于包括如下步驟A、根據(jù)彩色多普勒心臟血流圖像中的速度標(biāo)尺提取心臟流場(chǎng)沿聲束方向的速度分量信息；B、以聲束方向的速度分量信息計(jì)算心臟流場(chǎng)內(nèi)各血液質(zhì)點(diǎn)的“多普勒流函數(shù)”和“多普勒流距離函數(shù)”；C、選定一個(gè)單位流量q，并采用單位流量q對(duì)“多普勒流函數(shù)”和“多普勒流距離函數(shù)”進(jìn)行量化，q值的大小決定流線的稀密程度，q值越大流線越稀；D、根據(jù)量化的“多普勒流距離函數(shù)”確定點(diǎn)源和點(diǎn)匯與探頭位置的距離r的大小，點(diǎn)源位于量化的“多普勒流距離函數(shù)”階躍下降的位置，點(diǎn)匯位于量化的“多普勒流距離函數(shù)”階躍上升的位置；E、在同一半徑r圓弧上，多普勒速度的變化率為負(fù)，其8 鄰域范圍內(nèi)多普勒血流速度方差值最大的那個(gè)點(diǎn)為點(diǎn)源，多普勒速度的變化率為正，其8 鄰域范圍內(nèi)多普勒血流速度方差最大值的那個(gè)點(diǎn)為點(diǎn)匯；F、計(jì)算點(diǎn)源、點(diǎn)匯在各血液質(zhì)點(diǎn)的流函數(shù)值，并進(jìn)行疊加得到源流函數(shù)值，從“多普勒流函數(shù)”中減去源流函數(shù)，即可得到平面流流函數(shù)；G、以點(diǎn)源為起點(diǎn)，點(diǎn)匯為終點(diǎn)，連接具有相同平面流流函數(shù)值的血液質(zhì)點(diǎn)，即可構(gòu)成一系列平面流線，在平面流線之間具有相同流函數(shù)的血液質(zhì)點(diǎn)連接形成的封閉曲線為渦流流線。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法， 其特征在于在步驟A中，利用最小二乘法對(duì)二維觀測(cè)平面流場(chǎng)中各個(gè)血液質(zhì)點(diǎn)的彩色信 息與心臟血流速度標(biāo)尺中的彩色信息進(jìn)行匹配，通過下面的方程式尋找速度標(biāo)尺上顏色信 息與給定的血液質(zhì)點(diǎn)顏色信息最接近的點(diǎn)，然后采用分段線性函數(shù)計(jì)算心臟流場(chǎng)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(diǎn)的RGB顏色分量，Rp，Gp，Bp分別表示流場(chǎng) 內(nèi)某一血液質(zhì)點(diǎn)的RGB顏色分量。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法， 其特征在于在步驟B中，極坐標(biāo)下的“多普勒流函數(shù)”定義為F (r，0),其定義式為 其中，u(r，0)是以多普勒?qǐng)D像扇形區(qū)域的頂點(diǎn)為原點(diǎn)的極坐標(biāo)下聲束方向的多普勒 速度，r是血液質(zhì)點(diǎn)到原點(diǎn)的距離；對(duì)于數(shù)字圖像所表示的心臟流場(chǎng)而言，“多普勒流函數(shù)”F(r，0)具有如下的離散形式F(i,j) = f^{u(i,j))nrn=l其中，i，j分別表示數(shù)字圖像中的行和列，(u(i，j))i、、、(u(i, j))N表示極坐標(biāo)下渦流 存在區(qū)域距離原點(diǎn)半徑為r的血液質(zhì)點(diǎn)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(jì)算點(diǎn)(i，j)這段圓弧內(nèi)的血液質(zhì)點(diǎn)數(shù)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法， 其特征在于在步驟B中，“多普勒流距離函數(shù)”F(r)表示在某一時(shí)刻流過觀測(cè)平面內(nèi)半徑 為r的圓弧邊界線的流量，“多普勒流距離函數(shù)”F(r)的定義式為 其中，[9 c 0J表示極坐標(biāo)下觀測(cè)平面內(nèi)的血液流場(chǎng)觀測(cè)區(qū)域角度范圍；對(duì)于數(shù)字圖像所表示的心臟流場(chǎng)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(diǎn)半徑為r的所有血液質(zhì)點(diǎn)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(diǎn)的數(shù)量。
5.根據(jù)權(quán)利要求3所述的基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法， 其特征在于所述“多普勒流函數(shù)”滿足下式F(r, 0) = Fb(r, 0)+Fp(r, 0)其中，F(xiàn)b(r，0)是平面流流函數(shù)，F(xiàn)p(r，0)是三維流動(dòng)對(duì)應(yīng)的流函數(shù)，也稱源流函數(shù)。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種基于多普勒?qǐng)D像信息的心臟流場(chǎng)平面流線可視化描述方法，該方法以二維彩色多普勒超聲圖像信息為基礎(chǔ)提取二維觀測(cè)平面內(nèi)沿聲束方向的血流速度分量，再通過計(jì)算二維探測(cè)平面流場(chǎng)的“多普勒流函數(shù)”和“多普勒流距離函數(shù)”，并用點(diǎn)源和點(diǎn)匯來表示三維流動(dòng)；采用單位流量q對(duì)“多普勒流距離函數(shù)”進(jìn)行量化，根據(jù)量化結(jié)果和多普勒血流速度分布情況確定點(diǎn)源和點(diǎn)匯的位置；以點(diǎn)源和點(diǎn)匯分別作為平面流線的起點(diǎn)和終點(diǎn)，根據(jù)平面流流函數(shù)值相等原則連接相應(yīng)的起點(diǎn)和終點(diǎn)從而繪制出平面流線。該方法能夠有效實(shí)現(xiàn)在探測(cè)平面內(nèi)對(duì)心臟流場(chǎng)運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的可視化描述，為心臟流場(chǎng)流體力學(xué)狀態(tài)的有效可視化觀察和精確量化評(píng)價(jià)奠定了堅(jiān)實(shí)的基礎(chǔ)。
文檔編號(hào)A61B8/06GK101919712SQ201010261910
公開日2010年12月22日 申請(qǐng)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(qǐng)人:四川省醫(yī)學(xué)科學(xué)院(四川省人民醫(yī)院)