CN117796852A - 一种三维成像的旋转回撤系统及其数据分析方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及三维成像技术领域，公开了一种三维成像的旋转回撤系统及其数据分析方法，在三维成像的旋转回撤系统中，检测组件激发发射声波，并采集待检测活体的回波信号以及采集时刻，旋转控制组件带动旋转组件以及检测组件转动，往返控制组件带动旋转组件往返运动，信号传输线将多个回波信号以及对应的采集时刻输出至外部控制组件进行三维图像重建，在本申请中，通过设置不同的检测时刻以及处于不同检测位置的检测组件对待检测活体进行检测，以此重构待检测物质的三维图像，从而解决现有的三维影像辅助成像设备结构的导管尖端仅能偏转有限角度的技术问题。

Description

一种三维成像的旋转回撤系统及其数据分析方法

技术领域

本发明实施例涉及三维影像重建技术领域，具体涉及一种三维成像的旋转回撤系统及其数据分析方法。

背景技术

在现代医学中，为了更好的实现手术，通常会将心腔内超声(ICE)是微型换能器放置在心腔内，通过获取回波信号计算处理后以此重构超声图像，实现实时监测。换能器可以不受空气等因素的干扰，因此更加清晰，可以辨别心内的细微结构，例如心脏瓣膜，乳头肌等。心腔内超声(ICE)是微型换能器可以在复杂的结构性心脏病手术(如经皮封堵房间隔缺损、卵圆孔未闭)或者电生理手术中作为影像学辅助手段，以此减少手术时间。

临床上使用最多的是一种基于线性阵列的ICE，它可以提供90°的扇形视野，在结构性成像层面，导管尖端可以进行一定角度的偏转，并且尖端的位置传感器可以提供2D切片的位置信息，通过不同位置的2D切片重建三维从而可视化心脏的结构信息，然而由于位置传感器的修正以及需要结合心电图(ECG)采集，其采集和重建往往需要花费3-5分钟的时间。

发明内容

鉴于上述问题，本发明实施例提供了一种三维成像的旋转回撤系统，用于解决现有技术中三维影像辅助成像设备结构的导管尖端仅能偏转有限角度的技术问题。

根据本发明实施例的一个方面，提供了一种三维成像的旋转回撤系统，所述三维成像的旋转回撤系统包括：

外鞘管；

检测组件，套设于所述外鞘管内部，沿所述外鞘管延伸；用于激发发射声波，并采集待检测活体的回波信号以及采集时刻，所述检测组件的直径小于所述外鞘管的直径；

旋转组件，与所述检测组件固定连接，所述旋转组件的直径小于所述外鞘管的直径；

旋转控制组件，与所述旋转组件固定连接，当所述旋转控制组件转动时，带动所述旋转组件以及所述检测组件在所述外鞘管内转动；

往返控制组件，与所述旋转组件固定连接；所述往返控制组件沿第一方向往返运动时，带动所述旋转组件在所述外鞘管延伸方向上往返运动；

信号传输线，所述信号传输线设于所述外鞘管内部；并依次穿过所述往返控制组件、所述旋转控制组件、所述旋转组件以及所述检测组件设置；用于将多个所述回波信号以及对应的所述采集时刻输出至外部控制组件进行三维图像重建以还原所述待检测活体的三维图像。

在一种可选的方式中，所述检测组件包括换能器以及第一弹簧管，所述第一弹簧管的第一端与所述换能器固定连接，所述第一弹簧管的第二端与所述旋转组件以及所述旋转控制组件固定连接，所述信号传输线依次穿过所述换能器以及所述第一弹簧管的中空部以与所述旋转控制组件进行电能传输。

在一种可选的方式中，所述旋转控制组件包括旋转电机、套筒、第一导电滑环以及传动带，所述旋转电机的旋转轴与所述第一导电滑环通过所述传动带可传动连接；所述套筒的第一端与外部信号传输线电连接，所述套筒的第二端与所述第一导电滑环可转动设置，所述第一导电滑环套设于所述信号传输线；

在所述旋转电机带动所述第一导电滑环旋转时，带动所述信号传输线以及所述第二弹簧管转动。

在一种可选的方式中，所述三维成像的旋转回撤系统还包括滑动底座以及固定底座，所述旋转控制组件以及所述往返控制组件设置于所述滑动底座上，所述往返控制组件包括回撤电机、至少一个第一滑动件、丝杆、回撤电机以及至少一个第二滑动件，所述第一滑动件设置于所述滑动底座底部，所述第二滑动件设置于所述固定底座上，所述第一滑动件与所述第二滑动件可滑动设置，所述回撤电机设置于所述固定底座上，所述回撤电机与所述丝杆的第一端可转动设置，所述丝杆的第二端与所述固定底座或所述旋转控制组件或所述往返控制组件固定连接；

所述回撤电机转动时，带动所述丝杆转动以推动或拉动所述固定底座运动。

在一种可选的方式中，所述旋转组件与所述外鞘管同轴设置。

根据本发明实施例的第二方面，本发明还提供了一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，用于3D影像重建，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法在三维成像的旋转回撤系统执行，所述三维成像的旋转回撤系统包括外鞘管、检测组件、旋转组件、往返控制组件以及信号传输线；

所述检测组件，套设于所述外鞘管内部，沿所述外鞘管延伸；用于激发发射声波，并采集回波信号以获取所处位置的二维超声图像，所述检测组件的直径小于所述外鞘管的直径；

所述旋转组件，与所述检测组件固定连接，所述旋转组件的直径小于所述外鞘管的直径；

所述旋转控制组件，与所述旋转组件固定连接，当所述旋转控制组件转动时，带动所述旋转组件以及所述检测组件在所述外鞘管内转动；

所述往返控制组件，与所述旋转组件固定连接；所述往返控制组件沿第一方向往返运动时，带动所述旋转组件在所述外鞘管延伸方向上往返运动；

信号传输线，所述信号传输线设于所述外鞘管内部；并依次穿过所述往返控制组件、所述旋转控制组件、所述旋转组件以及所述检测组件设置；

所述检测组件按照第一预设频率输出超声信号，所述检测组件按照第一旋转速度以及第一轴向运动速度运行；

在第一采集时长内，按照第一图像采集频率获取待检测活体的回波信号以及对应每次采集的采集时刻；

依据所述第一采集时长内采集的所述回波信号以及所述采集时刻重建待采集对象的三维结构。

在一种可选的方式中，所述第一采集时长为一个心动周期的窗口，所述窗口包括减慢充盈期、快速收缩期、等容舒张期、快速舒张期以及减慢舒张期。

在一种可选的方式中，所述依据所述第一采集时长内采集的所述回波信号以及所述采集时刻重建待采集对象的三维结构的步骤包括：

将所述采集时刻以及对应的所述回波信号复合为二维序列；

将多个所述二维序列映射至三维空间中；

依据探头的运动轨迹对映射至所述三维空间的所述二维序列进行线性插值，以得到待采集对象的三维结构；基于每一所述探头的位置，所述回波信号叠加波束合成为一个平面。

根据本发明实施例的第三方面，本发明还提供了一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，用于微泡定位，

S11、在第二时间内，获取注射造影剂后的超声时空序列信号；

S12、将所述超声时空序列信号转换为二维时空矩阵；

S13、将所述二维时空矩阵进行奇异值分解并对分解后的所述奇异值分进行壁滤波后复合，以得到初始微泡信号；

S14、根据所述初始微泡信号确定点扩散函数；

S15、根据所述初始微泡信号与所述点扩散函数确定微泡相关系数；

S16、当所述相关系数大于第一预设阈值，确认所述点扩散函数为当前检测时刻的微泡中心；

S17、根据匈牙利算法，对相邻帧之间的所述微泡中心进行配对，以此获取血流速度。

根据本发明实施例的第四方面，本发明还提供了一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，用于微血流成像，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法包括：

根据ECG确定采集周期间隔；

依照所述采集周期间隔获取注射造影剂后的增强超声信号；

将所述增强超声信号转换为超声时空序列信号并执行如上所述的步骤S11-S16以获取微泡中心；

对每一采集时刻的所述微泡中心进行追踪与累加，以得到所述微泡中心所在的微血管的超分辨图像。

本发明实施例通过提出一种与现有技术不同的结构，通过设置旋转组件以及旋转控制组件将其与外鞘管分开，从而旋转控制组件可以在外鞘管内带动检测组件实现360度旋转，以实现360度检测。从而能将检测组件进行360度旋转，进而解决了现有技术中三维影像辅助成像设备结构的导管尖端仅能偏转有限角度的技术问题。

除此之外，通过设置往返控制组件还能改变检测组件在待检测活体的位置，也即信号源的位置，以实现多点检测，提高后续重构的三维图像的准确性。

上述说明仅是本发明实施例技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明实施例的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明实施例的上述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举本发明的具体实施方式。

附图说明

附图仅用于示出实施方式，而并不认为是对本发明的限制。而且在整个附图中，用相同的参考符号表示相同的部件。在附图中：

图1示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的第一实施例的结构示意图；

图2示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的第二实施例的结构示意图；

图3示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第一实施例的流程示意图；

图4示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第二实施例的流程示意图；

图5示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第三实施例的流程示意图；

图6示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第三实施例的流程示意图；

图7示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第三实施例的信号采集示意图；

图8示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中回波信号的结构示意图；

图9示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中采集状态的结构示意图；

图10示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第三实施例的微血管成像的结构示意图；

图11示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第一实施例的轨迹重建的结构示意图；

图12示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第一实施例的轨迹重建中映射过程的结构示意图；

图13示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第一实施例的轨迹重建中插值过程的结构示意图；

图14示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第一实施例的轨迹重建中三维重建过程的结构示意图；

图15示出了本发明提供的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法中第一实施例的轨迹重建中三维重建过程的结构示意图。

具体实施方式

下面将参照附图更详细地描述本发明的示例性实施例。虽然附图中显示了本发明的示例性实施例，然而应当理解，可以以各种形式实现本发明而不应被这里阐述的实施例所限制。

以下结合相关技术，分析现有技术中三维图像重构的方案。

心腔内超声(ICE)是微型换能器位于尖端的一种心导管，ICE导管经由上腔静脉或者下腔静脉插入并穿行进入右心房、右心室、肺动脉进行观察，导管尖端的相控阵超声换能器通过发射声波，然后将接收到的回波经计算机处理后形成超声图像，可以显示心脏解剖结构。由于换能器放置在心腔内，不受空气等因素的干扰，因此更加清晰，可以辨别心内的细微结构，例如心脏瓣膜，乳头肌等。ICE可以在复杂的结构性心脏病手术(如经皮封堵房间隔缺损、卵圆孔未闭)或者电生理手术中作为影像学辅助手段，ICE可以获得更好的图像质量，并且可以实时监测，减少手术时间。临床上使用最多的是一种基于线性阵列的ICE，它可以提供90°的扇形视野，在结构性成像层面，导管尖端可以进行一定角度的偏转，并且尖端的位置传感器可以提供2D切片的位置信息，通过不同位置的2D切片重建三维从而可视化心脏的结构信息，然而由于位置传感器的修正以及需要结合心电图(ECG)采集，采集和重建往往需要花费3-5分钟的时间;在功能性成像层面，传统的心腔内超声仅能对心腔内的多普勒血流信息进行可视化，但是缺乏对于心肌内微血管的成像。

第一个使用旋转线性相控阵的3D ICE成像是使用AcuNav™导管实现的，2006年，通过对由ICE导管(Acu-Nav；Siemens，Erlangen，德国)机械旋转获得的一系列心电门控2D切片进行后处理，获得了第一幅人体三维ICE图像。AcuNav™使用10Fr，带有64个阵元的线性相控阵多频(5.5-10.0 MHz)换能器的ICE导管，该导管能够提供90°的扇形视场。利用该技术获得的3D图像具有足够的深度以及良好的轴向、横向和时间分辨率。然而，虽然三维图像的采集和重建需要3~5分钟，缺乏心脏成像的动态信息，且成像视角有限。但它足以证明3D ICE的潜在临床价值。使用带有磁定位传感器的ICE导管进行成像允许在操纵导管扫描整个房室图像平面的同时获取图像。最终从超声图像中提取灰度信息并使用2D数据进行配准，以创建房室的3D模型。

为了从慢速3D进展到实时3D ICE，其中一种方法是使用微电机仅旋转导管尖端内的换能器。这种方法提供了出色的图像质量和大视野（高达90°x180°），但图像更新速率（40°视野为7 vol/sec）太慢，无法提供平滑的心脏运动图像。另一种方法是使用带有螺旋扭曲面的传统线性相控阵，在这种阵列中排列晶体元素在一排中，阵列方向的阵元沿不同的平面扫描。其中阵列的不同部分用于创建不同角度的图像平面。基于该技术的AcuNav™V导管已用于结构性心脏干预，包括房间隔缺损(ASD)和经导管主动脉瓣置换术(TAVR)。然而，该导管的仰角视野仅有22°，非常有限，限制了其在临床上的应用。

最后一种3D ICE方法是直接通过矩阵型换能器进行实时体积成像，杜克大学率先研究用于实时3D ICE成像的导管内微型2D阵列换能器。这些设备能够实现快速的体积成像，由于每个换能器元件都要通过导管连接到单独的系统通道，所以它们的图像质量受到了一定限制。

经过上述例举可知，现有技术中存在三维影像辅助成像设备结构的导管尖端仅能偏转有限角度导致最后三维影像视野有限的技术问题。

图1示出了本发明三维成像的旋转回撤系统的第一实施例的结构图，三维成像的旋转回撤系统包括外鞘管30、检测组件10、旋转组件20、旋转控制组件、往返控制组件以及信号传输线202，检测组件10套设于外鞘管30内部，沿外鞘管30延伸。旋转组件20与检测组件10固定连接，旋转控制组件与旋转组件20固定连接，往返控制组件与旋转组件20固定连接。信号传输线202设于外鞘管30内部；并依次穿过往返控制组件、旋转控制组件、旋转组件20以及检测组件10设置。

其中，检测组件10用于激发发射声波，并采集待检测活体的回波信号以及采集时刻。旋转控制组件在旋转控制组件转动时，带动旋转组件20以及检测组件10在外鞘管30内转动。往返控制组件沿第一方向往返运动时，带动旋转组件20在外鞘管30延伸方向上往返运动。信号传输线202将多个回波信号以及对应的采集时刻输出至外部控制组件进行三维图像重建以还原待检测活体的三维图像。

本发明实施例通过提出一种与现有技术不同的结构，通过设置旋转组件20以及旋转控制组件将其与外鞘管30分开，从而旋转控制组件可以在外鞘管30内带动旋转组件20以及检测组件10实现360度旋转，以实现360度检测。从而能将检测组件10进行360度旋转，进而解决了现有技术中三维影像辅助成像设备结构的导管尖端仅能偏转有限角度的技术问题。

除此之外，通过设置往返控制组件还能改变检测组件10在待检测活体的位置，也即信号源的位置，以实现多点检测，提高后续重构的三维图像的准确性。

需要注意的是，旋转组件20的直径小于外鞘管30的直径。检测组件10的直径小于外鞘管30的直径。

此时，通过上述设置，在旋转组件20与外鞘管30之间，以及检测组件10与外鞘管30之间留存出一定的间隙，可以避免在旋转时两者之间接触导致外鞘管30、旋转组件20以及检测组件10的磨损。

可选地，旋转组件20与外鞘管30同轴设置。

通过同轴设置，可以在旋转过程中，一直保持同轴，避免旋转时两者之间接触导致外鞘管30、旋转组件20以及检测组件10的磨损。

可选地，旋转组件20与检测组件10同轴设置。

通过同轴设置，可以在旋转过程中，一直保持同轴，避免旋转时两者之间接触导致外鞘管30、旋转组件20以及检测组件10的磨损。

可选地，外鞘管30的外径为8Fr-10Fr之间。

其中，外鞘管30的设置能够将导管内部与外部的血液环境分开、放置组织损伤，并且有一定的疏水性，能够有效抑制血栓的形成，所以在弹簧管外，采用了外鞘管30进行保护。需要说明的是，1Fr = 0.33mm。而且实际导管室介入时，一般会先通过股动脉置入引导鞘以及指引导丝建立股动脉-心脏通路，鞘管沿着通路运动，不会损伤血管，并且外鞘管30是介入专用的，考虑到了硬度和适应血管的尺寸。

在一种可选的方式中，参照图1所示，检测组件10包括换能器102以及第一弹簧管101，换能器102用于连接弹簧管，信号传输线202依次穿过换能器102以及第一弹簧管101的中空部。第二弹簧管101的第一端与换能器102固定连接，第二弹簧管101的第二端与旋转组件以及旋转控制组件固定连接。

在上述实施方案中，第一弹簧管101的设置用于满足力矩传导，保证旋转的稳定性，换能器102跟随旋转组件20以及往返控制组件的运动而运动，从而实现采集位置以及采集角度的全方位变化，以保证最后重建的三维图像的视角的完整性。

在上述方案中，换能器102可以采用7.0 MHz中心频率、64阵元的探头实现，阵元间距为100μm的设计，探头的成像视野为60°，深度为个160波长，成像深度约为3.5cm。

在一种可选的方式中，参照图1所示，旋转控制组件包括旋转电机604、套筒502、第一导电滑环501以及传动带601，旋转电机604的旋转轴与第一导电滑环501固定连接；套筒502的第一端与外部信号传输线202电连接，套筒502的第二端与第一导电滑环501可转动设置，第一导电滑环501套设于信号传输线上。

在旋转电机604带动第一导电滑环501旋转时，通过传动带601带动第一导电滑环501、信号传输线202以及第一弹簧管101转动。

导管在旋转的过程中，通过套筒502以及第一导电滑环501进行电力以及信号传输，可将电力和电信号从固定结构传输到旋转结构，此时在套筒502以及第一导电滑环501之间并无信号传输线202的连接，从而避免了360°旋转时的导线缠绕。套筒502以及第一导电滑环501的设置可以提高机械性能、简化系统操作并消除可移动接头上悬挂的容易损坏的电线。套筒502以及第一导电滑环501分别连接固定部分和旋转部分，固定部分就是套筒502，而旋转部分则是我们的旋转组件20、第一导电滑环501以及外部信号传输线202，套筒502以及第一导电滑环501两边的信号传输线202通过导电滑环固定电路部分的导电刷丝和导管部分的铜环连接后形成一个完整的电路。当金属环转动时，电流或信号通过固定电刷传导至金属环，从而形成连接。

可选地，第一导电滑环501上设置有滚轮603，旋转电机604上设置有滚轮602以更好的通过传动带601进行带动。

在一种可选的方式中，参照图1所示，三维成像的旋转回撤系统还包括滑动底座701以及固定底座702，旋转控制组件以及往返控制组件设置于滑动底座701上，往返控制组件包括回撤电机703、至少一个第一滑动件704、丝杆705、回撤电机703以及至少一个第二滑动件，第一滑动件704设置于滑动底座701底部，第二滑动件设置于固定底座702上，第一滑动件704与第二滑动件可滑动设置，回撤电机703设置于固定底座702上，回撤电机703与丝杆705的第一端可转动设置，丝杆705的第二端与固定底座702或旋转控制组件或往返控制组件固定连接。

在上述实施例中，回撤电机703转动时，带动丝杆705转动以推动或拉动滑动底座701相对于固定底座702运动。旋转电机604和套筒502被固定在一个滑动底座701上，下方的一个回撤电机703能够带动该滑动底座701前后移动，从而带动整体的检测组件10、外鞘管30、旋转组件20以及旋转控制组件前后移动，从而实现检测组件10位置的移动。

在传统的超声聚焦成像中，帧率约为20-40帧/秒，深度约为10cm，而角度为90度，虽然这些帧率足以评估心脏的结构和功能，但是由于心动周期非常短暂，所以传统的二维超声心动图无法跟踪到心脏的机械运动，在成像的过程中可能会丢失潜在重要的诊断信息。通过平面波/发散波成像和多线发射系统，可以在较高的时间分辨率的前提下实现二维的超声成像。这些新的快速成像方法赋予了心内超声心动图跟踪心脏运动的潜能，使得一些与心脏运动有关的结构性或者功能性心脏病的检测成为可能。

基于上述分析，根据本发明实施例的第二方面，本发明还提供了一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，用于3D影像重建，三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法在三维成像的旋转回撤系统执行，三维成像的旋转回撤系统包括外鞘管30、检测组件10、旋转组件20、往返控制组件以及信号传输线202；

检测组件10，套设于外鞘管30内部，沿外鞘管30延伸；用于激发发射声波，并采集回波信号以获取所处位置的二维超声图像，检测组件10的直径小于外鞘管30的直径；

旋转组件20，与检测组件10固定连接，旋转组件20的直径小于外鞘管30的直径；

旋转控制组件，与旋转组件20固定连接，当旋转控制组件转动时，带动旋转组件20以及检测组件10在外鞘管30内转动；

往返控制组件，与旋转组件20固定连接；往返控制组件沿第一方向往返运动时，带动旋转组件20在外鞘管30延伸方向上往返运动；

信号传输线202，信号传输线202设于外鞘管30内部；并依次穿过往返控制组件、旋转控制组件、旋转组件20以及检测组件10设置。

参照图3所示，三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法包括：

S1、检测组件10按照第一预设频率输出超声信号，检测组件10按照第一旋转速度以及第一轴向运动速度运行；

在进行检测时，需要将外鞘管30、检测组件10以及旋转组件20放置于待检测活体，以心脏为例，外鞘管30需要参照图7所示置于心脏内，LV为左心室，RA为右心房，RV为右心室。其中，第一预设频率的超声信号由换能器102发出可以根据需要进行设置，例如设置为7.0 MHz中心频率、64阵元。第一旋转速度根据需要设置，第一轴向运动速度为沿着外鞘管30的轴向运行的速度，决定了后续过程中虚拟点源位置的数量，可以根据需要进行设置，也可以在检测过程中根据需要进行改变。在上述实施方案中，检测组件10的换能器102为线性相控阵换能器102，采集待检测活体的回波信号的具体方式为在线性相控阵换能器102上方设置虚拟源点，虚拟源点发射虚拟的球面波，根据声速和虚拟点源位置计算延迟，当球面波到达真实的换能器102阵元位置时，阵元被激发开始发射声波（也即超声信号），对于一个虚拟点源，换能器102阵列上的所有阵元都按照该虚拟点源的球面波延迟激发，同理，当虚拟点源个数有多个时，依然按照该规则进行激发。在接收回波信号时，根据发射延迟将每一个虚拟点源激发的回波信号进行叠加波束合成，将所有虚拟点源激发的回波信号进行相干叠加后得到超声图像。定义发散波是对称的，并且均匀的散布在整个扇区图像。因此，虚拟点源放置在发射子孔径的中心，参照图8所示，每次发射的角孔径由下式定义：

。

其中是子孔径的尺寸，是相对于超声探头在z轴上的虚拟源距离。若使用的是64阵元相控阵探头，阵元间距为0.1 mm，中心频率为7MHz，阵元的位置定义为，虚拟源的坐标定义为，虚拟源发射的延迟定义为下式，其中c为声速：

。

S2、在第一采集时长内，按照第一图像采集频率获取待检测活体的回波信号以及对应每次采集的采集时刻；

成年人一个心动周期约为0.8s，在整个心动周期中，不同窗口心脏的形态差别非常明显。在之前的研究中，为了得到心脏的3D体积信息，通常使用ECG采集一系列2D图像，随后选取相同心动周期的采集数据进行体积绘制，这种成像方式往往需要结合ECG并且花费大量的时间。在本专利中，为了保证得到的3D体积信息能够跟上心脏的运动，每一个心动周期的窗口都至少要采集到一个3D体积，而一个心动周期的窗口可以细化为等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、舒张前期、等容舒张期、快速充盈期、减慢充盈期，等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、等容舒张期、快速舒张期、减慢舒张期、主动充盈期，心脏舒张的时期占心动周期的大部分时间，而减慢充盈期心脏变化相对不大。所以为了区分心脏的运动，可以将快速的收缩期单独划分，等容舒张期、快速舒张期和减慢舒张期各为一个窗口，每个窗口的时间约为0.2s，结合滑环转速和采集速度，最终使用5r/s。

因为每次复合发散波的数量决定了最大帧率，为了满足我们每秒五转，且每个3D图像都由100张2D图像重建得到，我们设定11个发散播复合，也就是帧率为500帧/秒。

S3、依据第一采集时长内采集的回波信号以及采集时刻重建待采集对象的三维结构。

采集时刻用于确定虚拟点源的位置，以11个发散波复合为例说明重建过程，每幅三维结构图像由11个发散播复合而成，这11个发散波由11个不同位置的虚拟点源激发，虚拟点源激发阵元的具体计算过程在上一问题中，11个发散波复合，也可以理解为有11个虚拟点源。参考图15所示，虚拟点源发射一个虚拟球面波，球面波到达阵元后，阵元被激发，各阵元的波前组成一个球面波。为了得到一副超声图像，需要11个不同角度的发散波数据相干复合。

通过上述方案，实现了从信号的采集到三维结构的重建的过程，从而实现了在获取三维的时候无需导管尖端的磁定位传感器，并且使用基于相干平面波复合的发射方式，大大提高了帧率并且降低了三维采集的时间。

在一种可选的方式中，参照图4所示，依据第一采集时长内采集的回波信号以及采集时刻重建待采集对象的三维结构的步骤包括：

S31、将采集时刻以及对应的回波信号复合为二维序列；

具体过程参照图12所示意执行，对于单独的一个虚拟点源，他一般设置在探头后方，虚拟点源发射一个虚拟球面波，当球面波扩散到实际的换能器102时，换能器102发射声波，由于虚拟点源位置和实际换能器102阵元位置不同，导致实际发射时不同的换能器102会有延迟，波束合成是指根据这些延迟，从总体回波射频信号中获取不同位置的电信号，再将这些位置的电信号转化为超声灰度图，也即二维序列。每次收发，得到一幅二维超声图像，多次收发，得到超声图像的时空序列。

S32、将多个二维序列映射至三维空间中；

具体过程参照图8以及图15所示意执行，此时是将所有虚拟点源的灰度相干叠加。

S33、依据探头的运动轨迹对映射至三维空间的二维序列进行线性插值，以得到待采集对象的三维结构；

具体过程参照图14所示意执行，超声探头的旋转是基于一个固定的轴承，而且每圈采集的2D数据都是固定的，所以根据图像采集的顺序，便可以得知每张图在体空间内的位置，因此在重建算法中，我们采用基于体素的重建方法，并且沿着探头运动的轨迹进行重建。首先需要计算3D空间中的平面位置，这可以通过确定相对于该“虚拟”平面的探头位置并且然后执行坐标变换来实现。参照图11所示，用πt表示探头扫描过的轨迹平面，需要两个步骤来确定X在πt中的坐标，首先得到扫描到平面πt的时间，该时间t用于估计此时的探头位置，虚拟平面的探头位置是指：由于探头是旋转扫描的，所以只要知道采集顺序，便可以知道采集到的二维图像在三维空间中的顺序，接着执行坐标变换进行映射。其中X为Πt上的一点，Πt是由Πti和Πti+1插值得到的。对于扫描到某一个平面的时间，我们设置两次采集之间的间隔为定值，根据图像的顺序，便可以得到采集盖平面的时间，同时也可以知道探头的位置。

然后按照上述探头的位置以及运动轨迹对映射至三维空间的二维序列进行线性插值，以得到待采集对象的三维结构。

其中，二维图像经过坐标映射得到空间中的三维图像，即图12，由于每次采集之间有间隔，所以图12有些地方没有值。我们需要在两帧之间沿着探头的扫描轨迹插值，具体插值方式为线性插值，参考图13所示，标号为231的类似直线的部分所构成部分为二维图像，标号为232类似曲线的部分所构成图像为探头运动轨迹，沿着探头运动轨迹进行线性插值，其中，纵轴与横轴的值代表图像像素的位置。通过上述方案，可以依据采集时刻，图像采集的顺序确定探头的运动轨迹，按照上述运动轨迹对映射至三维空间的二维序列进行线性插值，从而得到如图14所示的待采集对象的三维结构，从而实现三维结构的重构，本申请的技术方案在获取三维的时候无需导管尖端的磁定位传感器，并且使用基于相干平面波复合的发射方式，大大提高了帧率并且降低了三维采集的时间。

需要说明的是，由于本申请的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法可以实施三维成像的旋转回撤系统的所有实施例，因此本申请的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法具有三维成像的旋转回撤系统所有的有益效果，在此不再赘述。

在一种可选的方式中，第一采集时长为一个心动周期的窗口，窗口包括减慢充盈期、快速收缩期、等容舒张期、快速舒张期以及减慢舒张期。

其中，一个心动周期的窗口可以细化为等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、舒张前期、等容舒张期、快速充盈期、减慢充盈期，心脏舒张的时期占心动周期的大部分时间，而减慢充盈期心脏变化相对不大。所以为了区分心脏的运动，可以将快速的收缩期单独划分，等容舒张期、快速舒张期和减慢舒张期各为一个窗口，由于每个心动周期为0.8S，因此，每个窗口的时间约为0.2s。根据上述设置，结合滑环转速和采集速度，本申请可以选用5r/s的旋转速度进行信号采集，也即一个窗口周期可以进行采集到一个3D体积。

根据本发明实施例的第三方面，参照图5所示，本发明还提供了一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，用于微泡定位，

S11、在第二时间内，获取注射造影剂后的超声时空序列信号；

采集到的超声时空序列信号为，其中，（X，Y）是一个二维超声矩阵，T是帧数，T帧是按照时间顺序采集的，所以(X,Y,T)是超声时空序列。

S12、将超声时空序列信号转换为二维时空矩阵；

超声时空序列为，按照时间序列转换为二维时空矩阵形式，再将进行奇异值分解得到：

。

S13、将二维时空矩阵进行奇异值分解并对分解后的奇异值分进行壁滤波后复合，以得到初始微泡信号；

通过对奇异值进行硬滤波后复合，便可以得到仅含微泡的信号，代表图像时空序列的奇异值，我们对奇异值进行硬滤波，其实就是截取其中中间部分的微泡信息，再经过“复合成仅有微泡的图像时空序列。

S14、根据初始微泡信号确定点扩散函数；

先对微泡信息进行标测，主要目的是标测其强度和大小，接着生成一个类似微泡大小和强度的高斯核，这个高斯核是微泡的点扩散函数。

S15、根据初始微泡信号与点扩散函数确定微泡相关系数；

使用该点扩散函数与上一步奇异值滤波后的、仅含微泡的超声图像求互相关，得到的结果为超声图像每个位置与该psf（点扩散函数）的相关系数。

S16、当相关系数大于第一预设阈值时，确认点扩散函数为当前检测时刻的微泡中心；

S17、根据匈牙利算法，对相邻帧之间的微泡中心进行配对，以此获取血流速度。

最后通过粒子追踪测速（PTV）中的最邻近匹配算法（Kuhn-Munkras匹配算法），对造影剂坐标进行帧与帧之间的配对，以此可以计算出相邻帧间造影剂运动的距离，从而得到造影剂运动速度，即为成像体中血流速度。

KM算法会找到当前帧N的每一个微泡，在接下来的一帧N+1中，会基于N帧中的微泡，以及设定的窗口范围，在N+1帧中寻找与其配对的微泡，并且认为这两个微泡是同一个微泡，运动轨迹为两个微泡之间的向量距离。其中，N大于1。

通过上述方案，实现了微泡定位以及追踪，从而可以计算出相邻帧间造影剂运动的距离，从而得到造影剂运动速度，即为成像体中血流速度。

需要说明的是，由于本申请的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法可以实施三维成像的旋转回撤系统的所有实施例，因此本申请的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法具有三维成像的旋转回撤系统所有的有益效果，在此不再赘述。

根据本发明实施例的第四方面，本发明还提供了一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，用于微血流成像，参照图6所示，三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法包括：

S50、根据ECG确定采集周期间隔；

在对心脏三维重建时，由于心脏运动，采集时需要结合心电图(ECG)保证心脏处于同一位置，采集间隔为ECG的窗口周期。采集时导管位置不变，仅探头旋转，获得当前位置的三维信息，回撤是为了允许导管在不同位置分别获取三维信息，有助于多尺度分析。心脏形变较小的舒张期约为0.2s，如果重建精度为100帧-360°，结合我们的采集速度(500帧/秒)以及旋转速度(5转/秒)，在一个心动周期内便可获得三维图像，如需更高重建精度，则需要获得更多帧数，意味着需要在多个心动周期内采集。

S51、依照采集周期间隔获取注射造影剂后的增强超声信号；

此时获取到的增强超声信号也即所需的超声时空序列信号。

S52、将增强超声信号转换为超声时空序列信号并执行如上所述的步骤S11-S16以获取微泡中心；

S53、对每一采集时刻的微泡中心进行追踪与累加，以得到微泡中心所在的微血管的超分辨图像。

需要说明的是，由于本申请的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法可以实施三维成像的旋转回撤系统的所有实施例，因此本申请的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法具有三维成像的旋转回撤系统所有的有益效果，在此不再赘述。

在上述实施例中，通过定位血管内的微泡中心，并将微泡中心进行追踪、累加，便可得到微血管的超分辨图像，但是在成像期间，微泡的定位和追踪是随着采集时间累加的，在采集期间心脏不可避免的发生用运动，心脏的运动总体可以分为舒张期和收缩期，其中舒张期在心动周期中持续时间最长。为了保证微泡定位的准确，在采集过程中需要让心脏尽量处于同一个形态，为了实现该目的，需要结合ECG进行门控采集，如图9所示，每次采集舒张期过程中的0.2s。

在上述实施例中，通过对心肌微血管内造影剂微泡的定位，本发明导管还能对心肌微血流进行可视化，为术中指导和疾病早筛提供了多尺度、更全面的信息。能够为结构性心脏病的术中提供指导，并可以作为一种冠心病的早筛方法。

在此提供的算法或显示不与任何特定计算机、虚拟系统或者其它设备固有相关。此外，本发明实施例也不针对任何特定编程语言。

在此处所提供的说明书中，说明了大量具体细节。然而能够理解，本发明的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。类似地，为了精简本发明并帮助理解各个发明方面中的一个或多个，在上面对本发明的示例性实施例的描述中，本发明实施例的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。其中，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本发明的单独实施例。

本领域技术人员可以理解，可以对实施例中的设备中的模块进行自适应性地改变并且把它们设置在与该实施例不同的一个或多个设备中。可以把实施例中的模块或单元或组件组合成一个模块或单元或组件，以及此外可以把它们分成多个子模块或子单元或子组件。除了这样的特征和/或过程或者单元中的至少一些是相互排斥之外。

应该注意的是上述实施例对本发明进行说明而不是对本发明进行限制，并且本领域技术人员在不脱离所附权利要求的范围的情况下可设计出替换实施例。在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本发明可以借助于包括有若干不同元件的硬件以及借助于适当编程的计算机来实现。在列举了若干装置的单元权利要求中，这些装置中的若干个可以是通过同一个硬件项来具体体现。单词第一、第二、以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。上述实施例中的步骤，除有特殊说明外，不应理解为对执行顺序的限定。

Claims (10)

1.一种三维成像的旋转回撤系统，其特征在于，所述三维成像的旋转回撤系统包括：

外鞘管；

检测组件，套设于所述外鞘管内部，沿所述外鞘管延伸；用于激发发射声波，并采集待检测活体的回波信号以及采集时刻，所述检测组件的直径小于所述外鞘管的直径；

旋转组件，与所述检测组件固定连接，所述旋转组件的直径小于所述外鞘管的直径；

旋转控制组件，与所述旋转组件固定连接，当所述旋转控制组件转动时，带动所述旋转组件以及所述检测组件在所述外鞘管内转动；

往返控制组件，与所述旋转组件固定连接；所述往返控制组件沿第一方向往返运动时，带动所述旋转组件在所述外鞘管延伸方向上往返运动；

信号传输线，所述信号传输线设于所述外鞘管内部；并依次穿过所述往返控制组件、所述旋转控制组件、所述旋转组件以及所述检测组件设置；用于将多个所述回波信号以及对应的所述采集时刻输出至外部控制组件进行三维图像重建以还原所述待检测活体的三维图像。

2.根据权利要求1所述的三维成像的旋转回撤系统，其特征在于，所述检测组件包括换能器以及第一弹簧管，所述第一弹簧管的第一端与所述换能器固定连接，所述第一弹簧管的第二端与所述旋转控制组件以及所述旋转组件固定连接，所述信号传输线依次穿过所述换能器以及所述第一弹簧管的中空部以与所述旋转控制组件进行电能传输。

3.根据权利要求2所述的三维成像的旋转回撤系统，其特征在于，所述旋转控制组件包括旋转电机、套筒、第一导电滑环以及传动带，所述旋转电机的旋转轴与所述第一导电滑环通过所述传动带可传动连接；所述套筒的第一端与外部信号传输线电连接，所述套筒的第二端与所述第一导电滑环可转动设置，所述第一导电滑环套设于所述信号传输线；

在所述旋转电机带动所述第一导电滑环旋转时，带动所述信号传输线以及所述第一弹簧管转动。

4.根据权利要求1所述的三维成像的旋转回撤系统，其特征在于，所述三维成像的旋转回撤系统还包括滑动底座以及固定底座，所述旋转控制组件以及所述往返控制组件设置于所述滑动底座上，所述往返控制组件包括回撤电机、至少一个第一滑动件、丝杆、回撤电机以及至少一个第二滑动件，所述第一滑动件设置于所述滑动底座底部，所述第二滑动件设置于所述固定底座上，所述第一滑动件与所述第二滑动件可滑动设置，所述回撤电机设置于所述固定底座上，所述回撤电机与所述丝杆的第一端可转动设置，所述丝杆的第二端与所述固定底座或所述旋转控制组件或所述往返控制组件固定连接；

所述回撤电机转动时，带动所述丝杆转动以推动或拉动所述固定底座运动。

5.根据权利要求1-4任一项所述的三维成像的旋转回撤系统，其特征在于，所述旋转组件与所述外鞘管同轴设置。

6.一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，其特征在于，用于3D影像重建，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法基于如权利要求1-5任一项所述三维成像的旋转回撤系统执行，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法包括：

所述三维成像的旋转回撤系统的检测组件按照第一预设频率输出超声信号，所述检测组件按照第一旋转速度以及第一轴向运动速度运行；

在第一采集时长内，按照第一图像采集频率获取待检测活体的回波信号以及对应每次采集的采集时刻；

依据所述第一采集时长内采集的所述回波信号以及所述采集时刻重建待采集对象的三维结构。

7.根据权利要求6所述的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，其特征在于，所述第一采集时长为一个心动周期的窗口，所述窗口包括减慢充盈期、快速收缩期、等容舒张期、快速舒张期以及减慢舒张期。

8.根据权利要求6所述的三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，其特征在于，所述依据所述第一采集时长内采集的所述回波信号以及所述采集时刻重建待采集对象的三维结构的步骤包括：

将所述采集时刻以及对应的所述回波信号复合为二维序列；

将多个所述二维序列映射至三维空间中；

依据探头的运动轨迹对映射至所述三维空间的所述二维序列进行线性插值，以得到待采集对象的三维结构；基于每一所述探头的位置，所述回波信号叠加波束合成为一个平面。

9.一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，其特征在于，用于微泡定位，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法基于如权利要求1-5任一项所述三维成像的旋转回撤系统执行，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法包括：

S11、在第二时间内，获取注射造影剂后的超声时空序列信号；

S12、将所述超声时空序列信号转换为二维时空矩阵；

S13、将所述二维时空矩阵进行奇异值分解并对分解后的所述奇异值分进行壁滤波后复合，以得到初始微泡信号；

S14、根据所述初始微泡信号确定点扩散函数；

S15、根据所述初始微泡信号与所述点扩散函数确定微泡相关系数；

S16、当所述相关系数大于第一预设阈值，确认所述点扩散函数为当前检测时刻的微泡中心；

S17、根据匈牙利算法，对相邻帧之间的所述微泡中心进行配对，以此获取血流速度。

10.一种三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法，其特征在于，用于微血流成像，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法基于如权利要求1-5任一项所述三维成像的旋转回撤系统执行，所述三维成像的旋转回撤系统的数据分析方法包括：

根据ECG确定采集周期间隔；

依照所述采集周期间隔获取注射造影剂后的增强超声信号；

将所述增强超声信号转换为超声时空序列信号并执行如权利要求9中的步骤S11-S16以获取微泡中心；

对每一采集时刻的所述微泡中心进行追踪与累加，以得到所述微泡中心所在的微血管的超分辨图像。