CN104688190B - 检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置 - Google Patents

Abstract

提供一种检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置。所述装置包括：图像获取单元，获取冠状动脉内的光学相干断层扫描图像；支架位置计算单元，计算支架在各光学相干断层扫描图像中的位置；内壁位置计算单元，计算冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置；贴壁情况确定单元，基于支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况；图像输出单元，根据确定的支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况，产生并输出反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像。根据所述装置，能够基于IVOCT图像，快速地、自动地为经皮冠状动脉介入治疗提供直观的、定量的支架贴壁情况。

Description

检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，更具体地讲，涉及一种检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置。

背景技术

冠心病，也称冠状动脉粥样硬化性心脏病，主要是由于脂肪物质和动脉粥状硬化斑块在冠状动脉壁内大量堆积所致。目前，治疗冠心病最主要的手段是经皮冠状动脉介入治疗手术，即在狭窄或堵塞的冠状动脉处放置一个支架，用支架将血管撑开，从而改善血管内的血液流通情况。然而，目前在放置支架的临床操作中，由于X光造影图像的分辨率较低，根本无法清楚获知支架放置的情况。而一旦支架放置不良，支架与冠状动脉内壁没有完全贴合(即，支架与冠状动脉内壁之间存在间隙)，将导致术后血管新生内膜无法包裹住放入的支架，裸露的支架容易诱发血小板及纤维蛋白在其上粘附聚集，形成血栓，造成血管内的二次堵塞。

近年来，随着血管内光学相干断层扫描(Intravascular Optical CoherenceTomographyc，IVOCT)成像系统的问世，由于其分辨率达到了微米级，其轴向分辨率可达5-15um，纵向分辨率约为25um，探测深度约为2mm，使得通过IVOCT图像评估支架贴壁情况成为可能。然而，在临床应用中，由于IVOCT图像分辨率较高，对一段四厘米的支架扫描就会产生200多张图像，如果要定量地评估支架放置情况，一方面，需要医生花费大量的时间和精力来分析、判断IVOCT图像；另一方面，无法满足临床中实时分析的需求，且无法建立统一的临床标准。

发明内容

本发明的示例性实施例在于提供一种检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置，以克服现有技术无法快速地、自动地基于IVOCT图像分析出冠状动脉内支架贴壁情况的问题。

本发明提供一种检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置，所述装置包括：图像获取单元，获取冠状动脉内的光学相干断层扫描图像；支架位置计算单元，计算支架在各光学相干断层扫描图像中的位置；内壁位置计算单元，计算冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置；贴壁情况确定单元，基于支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况；图像输出单元，根据确定的支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况，产生并输出反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像。

可选地，图像获取单元获取基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，并且，所述装置还包括：图像空间变换单元，将基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像，以使支架位置计算单元和内壁位置计算单元基于极坐标空间计算支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，其中，基于ρ轴和θ轴定义极坐标空间，并且，在支架位置计算单元和内壁位置计算单元完成计算之后，图像空间变换单元将基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，以使贴壁情况确定单元基于笛卡尔坐标空间确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况。

可选地，所述装置还包括：导管去除单元，将导管从各基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像中去除，以使支架位置计算单元和内壁位置计算单元基于极坐标空间计算支架和冠状动脉内壁在各去除了导管之后的光学相干断层扫描图像中的位置。

可选地，支架位置计算单元针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于灰度值来确定其中的A线上属于支架的坐标点，其中，A线为对应于θ值的沿ρ轴方向的光学相干断层扫描图像中的一条直线。

可选地，支架位置计算单元包括：基线值计算单元，针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于其中的A线上各坐标点的灰度值计算A线的基线值；相对峰值计算单元，基于A线上各坐标点的灰度值和A线的基线值来计算A线的最大相对峰值；峰值带宽计算单元，基于A线上各坐标点的灰度值和A线的基线值计算A线的峰值带宽；确定单元，基于A线的最大相对峰值和A线的峰值带宽来确定A线上属于支架的坐标点。

可选地，内壁位置计算单元包括：初始位置计算单元，针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，在不包括属于支架的坐标点的A线上确定冠状动脉内壁初始化坐标点；曲线拟合单元，针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于确定的冠状动脉内壁初始化坐标点来迭代拟合反映冠状动脉内壁的曲线。

可选地，贴壁情况确定单元包括：支架聚合单元，针对各变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，对属于支架的坐标点基于邻域进行聚合以得到各支架段；最短距离计算单元，针对各光学相干断层扫描图像，计算其中的各支架段的中心坐标点到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离；判断单元，基于计算出的所有支架段到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离来判断支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况。

可选地，图像输出单元产生并输出具有3D形式的反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像。

可选地，图像空间变换单元还执行图像缩放处理，以使基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像的分辨率低于基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像的分辨率。

根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置，能够基于IVOCT图像快速地、自动地为经皮冠状动脉介入治疗提供直观的、定量的支架贴壁情况，指导临床医生将支架调整到完全贴壁的位置，从而提高冠状动脉介入治疗手术的成功率，有效降低术后形成支架血栓的可能。

将在接下来的描述中部分阐述本发明总体构思另外的方面和/或优点，还有一部分通过描述将是清楚的，或者可以经过本发明总体构思的实施而得知。

附图说明

图1示出根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置的结构框图；

图2示出根据本发明示例性实施例的包括属于支架的坐标点的A线的灰度分布曲线的示例；

图3示出根据本发明示例性实施例的支架位置计算单元的结构框图；

图4示出根据本发明示例性实施例的内壁位置计算单元的结构框图；

图5示出根据本发明示例性实施例的贴壁情况确定单元的结构框图；

图6示出根据本发明示例性实施例的反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像的示例。

具体实施方式

现将详细参照本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中，相同的标号始终指的是相同的部件。以下将通过参照附图来说明所述实施例，以便解释本发明。

图1示出根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置的结构框图。如图1所示，根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置包括：图像获取单元10、支架位置计算单元20、内壁位置计算单元30、贴壁情况确定单元40和图像输出单元50。这些单元可由数字信号处理器、现场可编程门阵列等通用硬件处理器来实现，也可通过专用芯片等专用硬件处理器来实现，还可完全通过计算机程序来以软件方式实现。

图像获取单元10用于获取冠状动脉内的光学相干断层扫描图像。具体说来，图像获取单元10获取扫描待检测的冠状动脉段内所得到的一定数量(例如，200张左右)的光学相干断层扫描图像。获取的光学相干断层扫描图像可为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，图像的大小可为1024*1024像素*像素，图像可为8位灰度图，即，图像中的像素点的灰度值范围为0～255。

支架位置计算单元20用于计算支架在各光学相干断层扫描图像中的位置。内壁位置计算单元30用于计算冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置。贴壁情况确定单元40用于基于支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况。图像输出单元50用于根据确定的支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况，产生并输出反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像。

此外，作为示例，根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置还可包括：图像空间变换单元(未示出)。

图像空间变换单元用于将图像获取单元10获取的基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像，以使支架位置计算单元20和内壁位置计算单元30基于极坐标空间计算支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，其中，基于ρ轴和θ轴定义极坐标空间，并且，在支架位置计算单元20和内壁位置计算单元30完成计算之后，图像空间变换单元将基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，以使贴壁情况确定单元40基于笛卡尔坐标空间确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况。

具体说来，可通过下述变换公式将基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像，

θ＝arctan(y/x) (2)，

其中，x和y分别表示光学相干断层扫描图像中的像素点在笛卡尔坐标空间下的横坐标和纵坐标，ρ和θ分别表示光学相干断层扫描图像中的像素点在极坐标空间下的横坐标和纵坐标。

在支架位置计算单元20和内壁位置计算单元30完成计算之后，可通过下述变换公式将基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，

x＝ρ×cosθ (3)，

y＝ρ×sinθ (4)。

此外，图像空间变换单元还可执行图像缩放处理，以使基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像的分辨率低于基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像的分辨率。具体说来，在将基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像时将图像进行缩小，在将基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像时将图像进行放大，以还原为原始大小。例如，可利用最邻近插值法将1024*1024大小的基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为250*500大小的基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像，即，变换后ρ坐标轴的尺度范围为250个像素，θ坐标轴的尺度范围为500个像素。

通过图像空间变换单元对坐标空间的变换，便于支架位置计算单元20、内壁位置计算单元30、贴壁情况确定单元40的计算。通过对光学相干断层扫描图像的缩小，能够降低支架位置计算单元20和内壁位置计算单元30的运算量，提高运算速度。

此外，根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置还可包括：导管去除单元(未示出)。

导管去除单元用于将导管从各基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像中去除，以使支架位置计算单元20和内壁位置计算单元30基于极坐标空间计算支架和冠状动脉内壁在各去除了导管之后的光学相干断层扫描图像中的位置。

这里，导管是在IVOCT成像过程中用于包裹探头以保护探头的器件，将导管从各基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像中去除以消除其对计算支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置的影响。作为示例，导管去除单元可通过下述方式去除：将各基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像中ρ值小于等于导管门限值的坐标点的灰度值设置为0。这里，导管门限值可根据导管的最大半径来设置。例如，导管的最大半径为50个像素点，导管门限值可设置为50个像素点。

下面将具体说明支架位置计算单元20、内壁位置计算单元30、贴壁情况确定单元40和图像输出单元50。

关于支架位置计算单元20，作为示例，支架位置计算单元20可针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于灰度值来确定其中的A线上属于支架的坐标点，其中，A线为对应于θ值的沿ρ轴方向的光学相干断层扫描图像中的一条直线。具体说来，支架位置计算单元20基于灰度值来确定各A线是否包括属于支架的坐标点，如果包括，则确定该A线上属于支架的坐标点。

图2示出根据本发明示例性实施例的包括属于支架的坐标点的A线的灰度分布曲线的示例。

图2示出一条包括属于支架的坐标点的A线的灰度分布曲线，ρ为横坐标，归一化后的灰度值为纵坐标。为了简化后续计算，可将光学相干断层扫描图像中各像素点的灰度值进行统一归一化处理，令归一化后的灰度值范围为0～1。由于图2所示出的A线的灰度分布曲线的灰度值在0.2～0.5范围内，因此，图2只显示了纵坐标在0.2到0.5范围内的部分。横坐标的范围为0～250个像素，导管门限值为50个像素点。

从图2可明显看出曲线具有一个明显的波峰，该明显的波峰即为确定A线是否包括属于支架的坐标点的重要特征，峰值所对应的坐标点即为属于支架的坐标点。这是因为在扫描成像过程中，支架对光的反射作用明显高于血管壁各组织的反射作用，并且支架对光的穿透性明显弱于血管壁各组织，所以在支架出现的位置会形成一个明显的快速上升且快速下降的单峰，从而可基于灰度值来确定A线上属于支架的坐标点。

以下将结合图3来进一步描述支架位置计算单元20如何基于灰度值来确定A线上属于支架的坐标点。图3示出根据本发明示例性实施例的支架位置计算单元的结构框图。如图3所示，根据本发明示例性实施例的支架位置计算单元20可包括基线值计算单元201、相对峰值计算单元202、峰值带宽计算单元203和确定单元204。

具体说来，基线值计算单元201用于针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于其中的A线上各坐标点的灰度值计算A线的基线值。

作为示例，基线值计算单元201可分别计算A线的第一基线值和第二基线值，并将其中的较大值作为该A线的基线值。第一基线值为A线上的ρ值为ρ_max的坐标点的灰度值的三分之二，其中，ρ_max为A线上灰度值最大的坐标点的ρ值，如图2所示，图2中的峰值所对应的坐标点即为ρ值为ρ_max的坐标点。第二基线值为A线上非峰区域内的坐标点的灰度值的平均值，其中，非峰区域内的坐标点包括从起始坐标点到ρ值为(ρ_max-w)的坐标点，以及从ρ值为(ρ_max+w)的坐标点到A线的终止坐标点，起始坐标点为A线上的具有大于导管门限值的最小ρ值的坐标点(如图2所示，导管门限值为50个像素点时，起始坐标点为ρ＝51的坐标点)，终止坐标点为A线上的ρ值最大的坐标点(如图2所示，终止坐标点即为ρ＝250的坐标点)，w为预设峰值宽度值，则峰值区域的宽度为2w。换言之，A线的第一基线值即为A线的灰度分布曲线中的峰值的三分之二，A线的第二基线值即为A线的非峰区域的灰度值的平均值。这里，可根据经验、实际情况等来设置w的值，优选地，w可设置为10个像素点。

相对峰值计算单元202用于基于A线上各坐标点的灰度值和A线的基线值来计算A线的最大相对峰值。作为示例，相对峰值计算单元202可计算A线上的ρ值为ρ_max的坐标点的灰度值与该A线的基线值之差作为该A线的最大相对峰值。

峰值带宽计算单元203用于基于A线上各坐标点的灰度值和A线的基线值计算A线的峰值带宽。作为示例，峰值带宽计算单元203可计算A线上的第一预定点与第二预定点之间的距离作为该A线的峰值带宽，其中，第一预定点为ρ值小于ρ_max的坐标点中距ρ值为ρ_max的坐标点距离最近的灰度值小于等于基线值的坐标点，第二预定点为ρ值大于ρ_max的坐标点中距ρ值为ρ_max的坐标点距离最近的灰度值小于等于基线值的坐标点。如图2所示，从峰值开始分别向左向右迭代，首次穿过基线值(图2中的基线值即为第一基线值)时的左交点和右交点之间的距离即为峰值带宽。

确定单元204用于基于A线的最大相对峰值和A线的峰值带宽来确定A线上属于支架的坐标点。

具体说来，如果A线的最大相对峰值大于最大峰值门限值且峰值带宽小于峰值带宽门限值，则确定该A线包括属于支架的坐标点，并且该A线上的灰度值最大的坐标点为该A线上属于支架的坐标点。这是因为：如果A线包括属于支架的坐标点，则在扫描成像过程中，由于支架的反射作用会形成相对峰值很高且快速衰减的波形，而快速衰减的重要特征为峰值带宽小。这里，最大峰值门限值和峰值带宽门限值可根据经验、实际情况等来设置，优选地，最大峰值门限值可设置为0.097，峰值带宽门限值可设置为16个像素点。

关于内壁位置计算单元30，由于冠状动脉内壁在基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像中是一条曲线，因此，可以采用多项式曲线拟合的方式来获取该条曲线。优选地，可参照图4来描述内壁位置计算单元30的示例性结构。

图4示出根据本发明示例性实施例的内壁位置计算单元的结构框图。如图4所示，根据本发明示例性实施例的内壁位置计算单元30可包括：初始位置计算单元301和曲线拟合单元302。

初始位置计算单元301用于针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，在不包括属于支架的坐标点的A线上确定冠状动脉内壁初始化坐标点。具体说来，初始位置计算单元301针对各不包括属于支架的坐标点的A线，基于A线上的各坐标点的灰度值和该A线的基线值确定该A线上的冠状动脉内壁初始化坐标点。

作为示例，如图2所示，初始位置计算单元301可获取灰度分布曲线从峰值开始向左从高到低穿过基线值的各交点，并按ρ值从小到大的顺序将各交点形成一个集合，从i＝1开始，计算从A线的起始坐标点到集合中第i个坐标点之间的坐标点的灰度值的最大值，并将该最大值与基线值相减以获得相对峰值，如果该相对峰值小于A线的最大相对峰值的一半，则确定集合中第i个坐标点为A线上的冠状动脉内壁初始化坐标点，如果该相对峰值不小于A线的最大相对峰值的一半，则令i＝i+1，继续确定集合中第i个坐标点是否为A线上的冠状动脉内壁初始化坐标点，其中，如果第i个坐标点为集合中最后一个坐标点，则将最后一个坐标点作为A线上的冠状动脉内壁初始化坐标点。

曲线拟合单元302用于针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于确定的冠状动脉内壁初始化坐标点来迭代拟合反映冠状动脉内壁的曲线。

具体说来，曲线拟合单元302可基于确定的A线上的冠状动脉内壁初始化坐标点来迭代拟合关于ρ和θ的N次多项式，其中，当拟合得到的N次多项式满足预设条件时停止迭代，并将各θ值分别代入拟合得到的N次多项式以得到反映冠状动脉内壁的曲线上的各坐标点，各坐标点即为冠状动脉内壁在光学相干断层扫描图像中的位置；当拟合得到的N次多项式不满足预设条件时，令N＝N+1，继续拟合N次多项式。

作为示例，预设条件可为拟合次数大于预定拟合次数或拟合误差集的平均值小于第一误差门限值，其中，拟合误差集由与不包括属于支架的坐标点的A线对应的拟合误差所组成，其中，与不包括属于支架的坐标点的A线对应的拟合误差为：将与不包括属于支架的坐标点的A线对应的θ值代入得到的N次多项式得到相应的ρ值，与该A线上的冠状动脉内壁初始化坐标点的ρ值的差值的绝对值。

此外，作为示例，初始迭代拟合N次多项式时，基于不包括属于支架的坐标点的A线上确定的冠状动脉内壁初始化坐标点来进行迭代，在后续迭代拟合N次多项式时，可基于不包括属于支架的坐标点的A线中上一次迭代的拟合误差小于等于第二误差门限值的A线上确定的冠状动脉内壁初始化坐标点来进行迭代，以提高拟合准确度。

应该理解，N值、预定拟合次数、第一误差门限值、第二误差门限值均可根据经验或实际情况进行设置，例如，N的迭代初始值可设置为4，预定拟合次数可设置为20，第一误差门限值可设置为2个像素，第二误差门限值可设置为10个像素。

贴壁情况确定单元40可基于支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，确定支架在各光学相干断层扫描图像中是否与冠状动脉内壁贴合良好，并确定支架在各光学相干断层扫描图像中与冠状动脉内壁贴合不良的位置以及该位置距冠状动脉内壁的距离。优选地，可参照图5来描述贴壁情况确定单元40的示例性结构。

图5示出根据本发明示例性实施例的贴壁情况确定单元的结构框图。贴壁情况确定单元40可包括：支架聚合单元401、最短距离计算单元402和判断单元403。

支架聚合单元401用于针对各变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，对属于支架的坐标点基于邻域进行聚合以得到各支架段。具体说来，将属于支架的坐标点与其一定邻域范围(例如，24邻域)内的其他属于支架的坐标点相连通，从而聚合得到同一支架段。

最短距离计算单元402用于针对各光学相干断层扫描图像，计算其中的各支架段的中心坐标点到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离。

具体说来，第i段支架段的中心坐标点的横坐标x_s(i)和纵坐标y_s(i)可通过下式计算得到：

其中，x_s为属于第i段支架段的坐标点的横坐标，y_s为属于第i段支架段的坐标点的纵坐标。

第i段支架段到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离d_s(i)可通过下式计算得到：

其中，x_l(j)指示反映冠状动脉内壁的曲线上的第j个坐标点的横坐标，y_l(j)指示反映冠状动脉内壁的曲线上的第j个坐标点的纵坐标，K指示反映冠状动脉内壁的曲线上坐标点的个数。

判断单元403用于基于计算出的所有支架段到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离来判断支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况。

具体说来，如果支架段到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离小于等于距离门限值，则确定该支架段与冠状动脉内壁贴合良好，且属于该支架段的坐标点为支架与冠状动脉内壁贴合良好的位置；如果最短欧式距离大于距离门限值，则确定该支架段与冠状动脉内壁贴合不良，且属于该支架段的坐标点为支架与冠状动脉内壁贴合不良的位置，最短欧式距离为该位置距冠状动脉内壁的距离。

这里，距离门限值可根据经验或实际情况进行设置，例如，距离门限值可为10个像素点(代表物理空间的0.1mm)。

图像输出单元50可根据支架在各光学相干断层扫描图像中与冠状动脉内壁贴合不良的位置、支架在各光学相干断层扫描图像中与冠状动脉内壁贴合良好的位置、冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，按照预先设置的显示方式产生并输出反映脉内支架贴壁情况的图像。此外，图像输出单元50可产生并输出具有3D形式的反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像，以直观、形象地显示冠状动脉内支架贴壁情况。例如，可基于3D渲染技术来产生并显示具有3D形式的反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像。可分别用不同的颜色来渲染支架与冠状动脉内壁贴合不良的位置、支架与冠状动脉内壁贴合良好的位置、冠状动脉内壁的位置，以便于区分。

图6示出根据本发明示例性实施例的反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像的示例。图6分别示出按照两种常用的显示方式来显示反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像。左侧的图像中显示了支架与冠状动脉内壁贴合不良(即，异位)的位置和支架与冠状动脉内壁贴合良好的位置。右侧的图像中不仅显示了支架与冠状动脉内壁贴合不良的位置和支架与冠状动脉内壁贴合良好的位置，还显示了冠状动脉内壁的位置。

在实际临床应用中，关于本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置的具体实施过程如下：

在步骤S10，临床医生基于冠状动脉的X光造影图像，通过经皮冠状动脉介入将支架植入到病灶位置，即冠状动脉堵塞最狭窄处；

在步骤S20，通过对球囊加压，将支架撑开，但在X光造影图像中不能观察到支架撑开后的贴壁情况；

在步骤S30，通过血管内光学相干断层扫描技术对植入支架的冠状动脉段进行扫描成像；

在步骤S40，利用根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置基于获取的IVOCT图像确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况，并输出反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像提供给临床医生；

在步骤S50，临床医生根据反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像进行判断，如果支架完全贴壁，则手术结束；如果支架未完全贴壁，则返回步骤S20，通过球囊重新对支架与冠状动脉内壁贴合不良的位置进行扩张，重复执行步骤S20-S40，直到支架完全贴壁，结束手术。

根据本发明示例性实施例的检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置，能够基于IVOCT图像快速地、自动地为经皮冠状动脉介入治疗提供直观的、定量的支架贴壁情况，指导临床医生将支架调整到完全贴壁的位置，从而提高冠状动脉介入治疗手术的成功率，有效降低术后形成支架血栓的可能。

虽然已表示和描述了本发明的一些示例性实施例，但本领域技术人员应该理解，在不脱离由权利要求及其等同物限定其范围的本发明的原理和精神的情况下，可以对这些实施例进行修改。

Claims (8)

1.一种检测冠状动脉内支架贴壁情况的装置，其特征在于，包括：

图像获取单元，获取基于笛卡尔坐标空间的冠状动脉内的光学相干断层扫描图像；

支架位置计算单元，计算支架在各光学相干断层扫描图像中的位置；

内壁位置计算单元，计算冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置；

贴壁情况确定单元，基于支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况；

图像输出单元，根据确定的支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况，产生并输出反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像；

图像空间变换单元，将基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像，以使支架位置计算单元和内壁位置计算单元基于极坐标空间计算支架和冠状动脉内壁在各光学相干断层扫描图像中的位置，其中，基于ρ轴和θ轴定义极坐标空间，

并且，在支架位置计算单元和内壁位置计算单元完成计算之后，图像空间变换单元将基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，以使贴壁情况确定单元基于笛卡尔坐标空间确定支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：

导管去除单元，将导管从各基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像中去除，以使支架位置计算单元和内壁位置计算单元基于极坐标空间计算支架和冠状动脉内壁在各去除了导管之后的光学相干断层扫描图像中的位置。

3.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，支架位置计算单元针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于灰度值来确定其中的A线上属于支架的坐标点，其中，A线为对应于θ值的沿ρ轴方向的光学相干断层扫描图像中的一条直线。

4.根据权利要求3所述的装置，其特征在于，支架位置计算单元包括：

基线值计算单元，针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于其中的A线上各坐标点的灰度值计算A线的基线值；

相对峰值计算单元，基于A线上各坐标点的灰度值和A线的基线值来计算A线的最大相对峰值；

峰值带宽计算单元，基于A线上各坐标点的灰度值和A线的基线值计算A线的峰值带宽；

确定单元，基于A线的最大相对峰值和A线的峰值带宽来确定A线上属于支架的坐标点。

5.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，内壁位置计算单元包括：

初始位置计算单元，针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，在不包括属于支架的坐标点的A线上确定冠状动脉内壁初始化坐标点；

曲线拟合单元，针对各去除导管后的光学相干断层扫描图像，基于确定的冠状动脉内壁初始化坐标点来迭代拟合反映冠状动脉内壁的曲线。

6.根据权利要求5所述的装置，其特征在于，贴壁情况确定单元包括：

支架聚合单元，针对各变换为基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像，对属于支架的坐标点基于邻域进行聚合以得到各支架段；

最短距离计算单元，针对各光学相干断层扫描图像，计算其中的各支架段的中心坐标点到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离；

判断单元，基于计算出的所有支架段到反映冠状动脉内壁的曲线的最短欧式距离来判断支架与冠状动脉内壁之间的贴壁情况。

7.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，图像输出单元产生并输出具有3D形式的反映冠状动脉内支架贴壁情况的图像。

8.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，图像空间变换单元还执行图像缩放处理，以使基于极坐标空间的光学相干断层扫描图像的分辨率低于基于笛卡尔坐标空间的光学相干断层扫描图像的分辨率。