一种超分辨成像方法及系统与流程

1.本申请涉及超声技术领域，特别涉及一种超分辨成像方法及系统。


背景技术：

2.超声波内窥镜(endoscopic ultrasonography system，eus)是一种集超声波与内镜检查为一身的医疗设备。当内镜进入体腔后，在内镜直视下对内脏器官壁或邻近脏器进行断层扫描，获得内脏器官壁黏膜以下各层次和周围邻近脏器的超声图像，如纵膈、胰腺、胆管及淋巴结等，并且可采用超声多普勒技术或对比增强超声(ceus)技术对血流进行成像，在胃肠道肿瘤的分期及判断肠壁起源肿瘤的性质方面具有极大的优势。
3.但是，超声多普勒技术或对比增强超声技术，均存在成像分辨率受到超声衍射极限限制的问题，导致对血流进行成像时无法获得大的成像深度和高分辨率。


技术实现要素：

4.为解决上述技术问题，本申请实施例提供一种超分辨成像方法及系统，以达到提高成像分辨率的同时，保证大的成像深度的目的，技术方案如下：
5.一种超分辨成像方法，应用于内窥环阵超声换能器，该方法包括：
6.在成像目标内注射有超声造影剂的情况下，每隔设定时间利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射一次超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号；
7.基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号，并分别基于每个所述造影剂信号，确定造影剂图像；
8.获取预先标定的psf模板图像，并对每帧所述造影剂图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，所述互相关系数用于表征所述psf模板图像与所述造影剂图像中第一区域的相似度；
9.将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，分别作为每个造影剂的中心坐标，所述第二区域包含至少一个所述第一区域；
10.通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像。
11.所述分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数之后，还包括：
12.分别比较所述造影剂图像中各个第一区域对应的互相关系数与设定互相关系数阈值；
13.若所述第一区域对应的互相关系数小于所述设定互相关系数阈值，则从所述造影剂图像中删除所述第一区域。
14.所述获取预先标定的psf模板图像，并对每帧所述造影剂图像，分别计算所述psf
模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，包括：
15.获取预先标定的不同角度的psf模板图像；
16.将每帧所述造影剂图像划分为不同角度的子造影剂图像；
17.对每个所述角度的子造影剂图像，从不同角度的psf模板图像中选择与所述子造影剂图像的角度对应的psf模板图像，作为目标psf模板图像，分别计算所述目标psf模板图像与所述子造影剂图像中各个第一区域的互相关系数；
18.所述将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，包括：
19.将每个所述子造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域。
20.所述分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，包括：
21.利用关系式分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数；
22.其中，f表示所述造影剂图像，t表示所述psf模板图像，表示所述造影剂图像的均值，表示所述psf模板图像的均值，c表示互相关系数，x表示横坐标，y表示纵坐标，f(x,y)表示所述造影剂图像中(x，y)坐标处的像素值，u，v分别表示所述psf模板图像在所述造影剂图像中沿x轴和y轴的平移量，f
u,v
表示当所述psf模板图像在所述造影剂图像中平移时，所述造影剂图像在所述psf模板图像覆盖区域中的像素值。
23.所述基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号，包括：
24.对每个所述回波反射信号进行波束合成，得到波束合成信号，并对每个所述波束合成信号进行正交解调，得到正交解调信号；
25.对多个所述正交解调信号进行采样，将采样得到的数据组成数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，n
x
表示沿横轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
z
表示沿纵轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
t
表示多个所述正交解调信号的个数；
26.将所述数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)转换为以casorati矩阵形式重新排列的二维时空矩阵；
27.利用奇异值分解关系式s＝uδv
*
，对所述二维时空矩阵进行奇异值分解，得到奇异值矩阵，其中，s表示所述二维时空矩阵，u和v分别表示不同的正交矩阵，u等于(n
x
×
n
z
,n
x
×
n
z
)，v等于(n
t
,n
t
)，*表示共轭转置，δ表示奇异值矩阵；
28.基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，删除所述奇异值矩阵中大于设定奇异值阈值的奇异值，得到更新后的奇异值矩阵；
29.将所述更新后的奇异值矩阵代入所述奇异值分解关系式s＝uδv
*
，计算得到更新后的二维时空矩阵，将更新后的二维时空矩阵转换为数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，将转换得到的数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)对应的信号作为造影剂信号。
30.一种超分辨成像系统，应用于内窥环阵超声换能器，该系统包括：
31.信号发射及采集模块，用于在成像目标内注射有超声造影剂的情况下，每隔设定时间利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射一次超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号；
32.信号分离模块，用于基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号；
33.第一确定模块，用于分别基于每个所述造影剂信号，确定造影剂图像；
34.第一计算模块，用于获取预先标定的psf模板图像，并对每帧所述造影剂图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，所述互相关系数用于表征所述psf模板图像与所述造影剂图像中第一区域的相似度；
35.第二确定模块，用于将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，分别作为每个造影剂的中心坐标，所述第二区域包含至少一个所述第一区域；
36.成像模块，用于通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像。
37.所述系统还包括：
38.比较模块，用于分别比较所述造影剂图像中各个第一区域对应的互相关系数与设定互相关系数阈值；
39.删除模块，用于若所述第一区域对应的互相关系数小于所述设定互相关系数阈值，则从所述造影剂图像中删除所述第一区域。
40.所述第一计算模块，具体用于：
41.获取预先标定的不同角度的psf模板图像；
42.将每帧所述造影剂图像划分为不同角度的子造影剂图像；
43.对每个所述角度的子造影剂图像，从不同角度的psf模板图像中选择与所述子造影剂图像的角度对应的psf模板图像，作为目标psf模板图像，分别计算所述目标psf模板图像与所述子造影剂图像中各个第一区域的互相关系数；
44.所述第二确定模块，具体用于：
45.将每个所述子造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域。
46.所述第一计算模块，具体用于：
47.利用关系式分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数；
48.其中，f表示所述造影剂图像，t表示所述psf模板图像，表示所述造影剂图像的均值，表示所述psf模板图像的均值，c表示互相关系数，x表示横坐标，y表示纵坐标，f(x,y)表示所述造影剂图像中(x，y)坐标处的像素值，u，v分别表示所述psf模板图像在所述造影剂图像中沿x轴和y轴的平移量，f
u,v
表示当所述psf模板图像在所述造影剂图像中平移
时，所述造影剂图像在所述psf模板图像覆盖区域中的像素值。
49.所述信号分离模块，具体用于：
50.对每个所述回波反射信号进行波束合成，得到波束合成信号，并对每个所述波束合成信号进行正交解调，得到正交解调信号；
51.对多个所述正交解调信号进行采样，将采样得到的数据组成数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，n
x
表示沿横轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
z
表示沿纵轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
t
表示多个所述正交解调信号的个数；
52.将所述数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)转换为以casorati矩阵形式重新排列的二维时空矩阵；
53.利用奇异值分解关系式s＝uδv
*
，对所述二维时空矩阵进行奇异值分解，得到奇异值矩阵，其中，s表示所述二维时空矩阵，u和v分别表示不同的正交矩阵，u等于(n
x
×
n
z
,n
x
×
n
z
)，v等于(n
t
,n
t
)，*表示共轭转置，δ表示奇异值矩阵；
54.基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，删除所述奇异值矩阵中大于设定奇异值阈值的奇异值，得到更新后的奇异值矩阵；
55.将所述更新后的奇异值矩阵代入所述奇异值分解关系式s＝uδv
*
，计算得到更新后的二维时空矩阵，将更新后的二维时空矩阵转换为数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，将转换得到的数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)对应的信号作为造影剂信号。
56.与现有技术相比，本申请的有益效果为：
57.在本申请中，由于内窥环阵超声换能器的声场能量较高，因此利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号，能够以较高帧率采集到较大范围内的回波反射信号，并通过增加虚拟点源个数能够提高成像时的横向分辨率，在此基础上，由于造影剂信号可以表征成像目标内血流的信号，因此从回波反射信号中分离出造影剂信号，并获取预先标定的psf模板图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，确定出与psf模板图像相似度最高的区域，将该区域的中心坐标作为造影剂的中心坐标，缩小每个造影剂在图像中的空间，保证超分辨图像的高分辨率，并能够提高每个造影剂定位的准确性，保证超分辨图像的准确性，同时，由于并不需要提高内窥环阵超声换能器的频率来换取高分辨率，因此，能够保证大的成像深度。
附图说明
58.为了更清楚地说明本申请实施例中的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
59.图1是本申请实施例1提供的一种超分辨成像方法的流程图；
60.图2是本申请提供的设置三个虚拟点源的球面波复合示意图；
61.图3是本申请提供的以环阵中心为坐标原点的波束投影示意图；
62.图4是本申请实施例2提供的一种超分辨成像方法的流程图；
63.图5是本申请实施例3提供的一种超分辨成像方法的流程图；
64.图6是本申请提供的一种造影剂图像分角度划分的示意图；
65.图7是本申请实施例4提供的一种超分辨成像方法的流程图；
66.图8是本申请提供的超分辨成像系统的一种逻辑结构示意图。
具体实施方式
67.下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本申请一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。
68.为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细的说明。
69.参照图1，为本申请实施例1提供的一种超分辨成像方法的流程图，该方法应用于内窥环阵超声换能器，如图1所示，该方法可以包括但并不局限于以下步骤：
70.步骤s11、在成像目标内注射有超声造影剂的情况下，每隔设定时间利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射一次超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号。
71.本实施例中，在利用内窥环阵超声换能器对血流进行成像时，需要向成像目标内注射超声造影剂。超声造影剂注射到成像目标内后，超声造影剂随成像目标的血液流动，因此超声造影剂的信号可以表征血流信号。
72.本实施例中，环阵超快成像算法的具体原理为：
73.内部设置虚拟点源，根据虚拟点源到不同阵元的距离，可以计算出虚拟的球面波到达不同阵元的时间。以该时间间隔依次激发环阵上的所有阵元，那么最终由所有阵元发射信号所形成的球面波可以看作是从虚拟点源位置发射出的球面波，因此其正向传播时间可以被精确计算，通过对不同接收阵元的回波信号采用延时叠加方法进行波束形成，可以得到整个成像平面的射频信号图像。通过在环阵内部设置多个虚拟点源，形成不同的发散球面波并得到相应的射频信号图像。最后将不同发散波得到的射频信号图像进行相干叠加，使得每次发射的不同发散波在成像平面内任意位置都能相干叠加形成合成聚焦，如图2所示，为设置三个虚拟点源的球面波复合示意图。
74.如图3所示，在以环阵中心为坐标原点的极坐标系中，由虚拟点源s(r，β)发出的发散波波阵面到达成像点处时，可以将波束k0向原点与成像点连线的垂直方向(切向)做投影，记为k
τ
。由几何关系可知：
[0075][0076]
当存在多个虚拟点源的时候，将多个虚拟点源产生的声场在成像点p处相干叠加之后，可以得到成像点p处沿原点与成像点连线的垂直方向的声场分布为：
[0077][0078]
n为虚拟点源的个数，l
i
为第i个虚拟点源到成像点p的距离。当n个虚拟点源都分布在半径为r的圆环上时，成像点p处沿原点与成像点连线的垂直方向的复合声场的空间频
谱范围为：
[0079][0080]
因此由上述理论分析可知，虚拟点源所在的圆环半径r越大，复合声场的空间频率范围越大，空间频谱宽度也越大，理论上图像的横向分辨率也就越高。而虚拟点源个数越多，对空间频谱的采样率就越高，而且声场能量越高，因此利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号，可以提高成像时的横向分辨率。
[0081]
步骤s12、基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号，并分别基于每个所述造影剂信号，确定造影剂图像。
[0082]
由于成像目标内的组织是稳定存在的，而造影剂是随血液流动的，造影剂之间不存在稳定的关系，因此组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性。
[0083]
可以理解的是，回波反射信号中包含组织信号和造影剂信号，因此可以基于两者之间的关系，具体可以基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，从所述回波反射信号中分离出造影剂信号。
[0084]
基于所述造影剂信号，确定造影剂图像，可以理解为：从所述造影剂信号中提取造影剂元素，将提取出的造影剂元素，组成造影剂图像。
[0085]
本实施例中，所述基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号，可以包括但不局限于：
[0086]
s121、对每个所述回波反射信号进行波束合成，得到波束合成信号，并对每个所述波束合成信号进行正交解调，得到正交解调信号；
[0087]
s122、对多个所述正交解调信号进行采样，将采样得到的数据组成数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，n
x
表示沿横轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
z
表示沿纵轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
t
表示多个所述正交解调信号的个数。
[0088]
其中，数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)可以理解为c(n
x
,n
z
,n
t
)+b(n
x
,n
z
,n
t
)+n(n
x
,n
z
,n
t
)，c(n
x
,n
z
,n
t
)表示对组织信号进行采样得到的数据的集合，b(n
x
,n
z
,n
t
)表示对造影剂信号进行采样得到的数据的集合，n(n
x
,n
z
,n
t
)表示对噪声信号进行采样得到的数据的集合。
[0089]
s123、将所述数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)转换为以casorati矩阵形式重新排列的二维时空矩阵；
[0090]
s124、利用奇异值分解关系式s＝uδv
*
，对所述二维时空矩阵进行奇异值分解，得到奇异值矩阵，其中，s表示所述二维时空矩阵，u和v分别表示不同的正交矩阵，u等于(n
x
×
n
z
,n
x
×
n
z
)，v等于(n
t
,n
t
)，*表示共轭转置，δ表示奇异值矩阵；
[0091]
s125、基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，删除所述奇异值矩阵中大于设定奇异值阈值的奇异值，得到更新后的奇异值矩阵。
[0092]
基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，可以确定奇异值矩阵中奇异值越大，表征该奇异值对应的是组织信号，因此，可以删除所述奇异值矩阵中大于设定奇异值阈值的奇异值，得到更新后的奇异值矩阵。更新后的奇异值矩阵中的奇异值对应的是造影剂信号。
[0093]
s126、将所述更新后的奇异值矩阵代入所述奇异值分解关系式s＝uδv
*
，计算得到更新后的二维时空矩阵，将更新后的二维时空矩阵转换为数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，将转换得到的数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)对应的信号作为造影剂信号。
[0094]
当然，所述基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，从所述回波反射信号中分离出造影剂信号的过程也可以为：基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息及高通滤波方法，从所述回波反射信号中分离出造影剂信号。
[0095]
步骤s13、获取预先标定的psf模板图像，并对每帧所述造影剂图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，所述互相关系数用于表征所述psf模板图像与所述造影剂图像中第一区域的相似度。
[0096]
本实施例中，psf(点扩展函数，point spread function)模板图像标定的过程，可以为：将一根细线垂直于内窥环阵超声换能器成像平面放置，以充当理想点散射体，内窥环阵超声换能器采集到的图像作为psf模板图像。
[0097]
由于造影剂的大小远小于内窥环阵超声换能器的超声波长，因此独立的造影剂图像也表现为超声系统的点扩散函数(psf)，因此可以通过判断psf模板图像与造影剂的相似度，来确定造影剂的中心坐标。具体地，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数。
[0098]
本实施例中，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，可以包括但不局限于：
[0099]
将psf模板图像按照设定步长在造影剂图像中平移，每平移一次，计算一次psf模板图像与造影剂图像中第一区域的互相关系数。
[0100]
在将psf模板图像按照设定步长在造影剂图像中平移的情况下，第一区域可以理解为：造影剂图像中与包含psf模板图像的图形(如，外接矩形或外接圆)重叠的区域。
[0101]
当然，也可以预先对造影剂图像进行划分，得到多个第一区域，并分别计算所述psf模板图像与造影剂图像中各个第一区域的互相关系数。
[0102]
需要说明的是，互相关系数越大，psf模板图像与第一区域的相似度越高。
[0103]
本实施例中，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，可以包括但不局限于：
[0104]
利用关系式分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数；
[0105]
其中，f表示所述造影剂图像，t表示所述psf模板图像，表示所述造影剂图像的均值，表示所述psf模板图像的均值，c表示互相关系数，x表示横坐标，y表示纵坐标，f(x,y)表示所述造影剂图像中(x，y)坐标处的像素值，u，v分别表示所述psf模板图像在所述造影剂图像中沿x轴和y轴的平移量，f
u,v
表示当所述psf模板图像在所述造影剂图像中平移时，所述造影剂图像在所述psf模板图像覆盖区域中的像素值。
[0106]
步骤s14、将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域
作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，分别作为每个造影剂的中心坐标，所述第二区域包含至少一个所述第一区域。
[0107]
在第二区域包含至少一个第一区域的情况下，第二区域中每个第一区域均对应有一个互相关系数，则可以从第二区域中选取出最大互相关系数对应的第一区域，将选取出的第一区域作为目标区域。
[0108]
步骤s15、通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像。
[0109]
通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像，可以理解为：将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到造影剂运动轨迹，将包含造影剂运动轨迹的图像作为超分辨图像。
[0110]
在本申请中，由于内窥环阵超声换能器的声场能量较高，因此利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号，能够采集到较大范围内的回波反射信号，基于较大范围内回波反射信号能够提高成像时的横向分辨率，在此基础上，由于造影剂信号可以表征成像目标内血流的信号，因此从回波反射信号中分离出造影剂信号，并获取预先标定的psf模板图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，确定出与psf模板图像相似度最高的区域，将该区域的中心坐标作为造影剂的中心坐标，能够提高每个造影剂定位的准确性，在此基础上，缩小每个造影剂在图像中的空间，保证超分辨图像的高分辨率，同时，由于并不需要提高内窥环阵超声换能器的频率来换取高分辨率，因此，能够保证大的成像深度。
[0111]
作为本申请另一可选实施例，参照图4，为本申请提供的一种超分辨成像方法实施例2的流程图，本实施例主要是对上述实施例1描述的超分辨成像方法的扩展方案，如图4所示，该方法可以包括但并不局限于以下步骤：
[0112]
步骤s21、在成像目标内注射有超声造影剂的情况下，每隔设定时间利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射一次超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号。
[0113]
步骤s22、基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号，并基于所述造影剂信号，确定造影剂图像。
[0114]
步骤s23、获取预先标定的psf模板图像，并对每帧所述造影剂图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，所述互相关系数用于表征所述psf模板图像与所述造影剂图像中第一区域的相似度。
[0115]
步骤s21-s23的详细过程可以实施例1中步骤s11-s13的相关介绍，在此不再赘述。
[0116]
步骤s24、分别比较所述造影剂图像中各个第一区域对应的互相关系数与设定互相关系数阈值。
[0117]
可以理解的是，由于造影剂信号中可能会存在噪声信号，因此造影剂图像中也会相应的存在噪声像素点。这种情况下，可以基于噪声像素点组成的区域与psf模板图像之间的互相关系数小于包含造影剂的区域与psf模板图像之间的互相关系数，确定设定互相关系数阈值。
[0118]
步骤s25、若所述第一区域对应的互相关系数小于所述设定互相关系数阈值，则从
所述造影剂图像中删除所述第一区域。
[0119]
若所述第一区域对应的互相关系数小于所述设定互相关系数阈值，则表征第一区域为噪声像素点组成的区域，因此从造影剂图像中删除第一区域，以删除造影剂图像中的噪声像素点。
[0120]
步骤s26、将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，分别作为每个造影剂的中心坐标，所述第二区域包含至少一个所述第一区域。
[0121]
本步骤中的造影剂图像可以理解为：删除噪声像素点之后的造影剂图像。
[0122]
步骤s27、通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像。
[0123]
步骤s27的详细过程可以参见实施例1中步骤s15的相关介绍，在此不再赘述。
[0124]
本实施例中，通过分别比较所述造影剂图像中各个第一区域对应的互相关系数与设定互相关系数阈值，若所述第一区域对应的互相关系数小于所述设定互相关系数阈值，则从所述造影剂图像中删除所述第一区域，实现删除造影剂图像中的噪声像素点，并将删除噪声像素点的造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，进一步提高造影剂的中心坐标的准确性，进一步提高超分辨图像的分辨率。
[0125]
作为本申请另一可选实施例，参照图5，为本申请提供的一种超分辨成像方法实施例3的流程图，本实施例主要是对上述实施例1描述的超分辨成像方法的细化方案，如图5所示，该方法可以包括但并不局限于以下步骤：
[0126]
步骤s31、在成像目标内注射有超声造影剂的情况下，每隔设定时间利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射一次超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号。
[0127]
步骤s32、基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号，并分别基于每个所述造影剂信号，确定造影剂图像。
[0128]
步骤s31-s32的详细过程可以参见实施例1中步骤s11-s12的相关介绍，在此不再赘述。
[0129]
步骤s33、获取预先标定的不同角度的psf模板图像。
[0130]
由于内窥环阵超声换能器是以环阵的形式发射超声信号及采集回波反射信号的，因此内窥环阵超声换能器采集到的不同的回波反射信号中的造影剂信号的角度是不同的，因此，可以针对不同角度，预先标定psf模板图像。
[0131]
步骤s34、分别将每个所述造影剂图像划分为不同角度的子造影剂图像。
[0132]
本实施例中，将所述造影剂图像划分为不同角度的子造影剂图像，可以包括但不局限于：将造影剂图像划分为四个角度的子造影剂图像。如图6所示，以内窥环阵超声换能器为中心，将造影剂图像划分为四个角度的子造影剂图像。
[0133]
步骤s35、对每个所述角度的子造影剂图像，从不同角度的psf模板图像中选择与所述子造影剂图像的角度对应的psf模板图像，作为目标psf模板图像，分别计算所述目标psf模板图像与所述子造影剂图像中各个第一区域的互相关系数。
[0134]
分别计算所述目标psf模板图像与所述子造影剂图像中各个第一区域的互相关系
数的具体过程可以参见实施例1中分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数的相关介绍，在此不再赘述。
[0135]
步骤s33-s35为实施例1中步骤s13的一种具体实施方式。
[0136]
步骤s36、将每个所述子造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，分别作为每个造影剂的中心坐标，所述第二区域包含至少一个所述第一区域。
[0137]
步骤s36为实施例1中步骤s14的一种具体实施方式。
[0138]
步骤s37、通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像。
[0139]
步骤s37的详细过程可以参见实施例1中步骤s15的相关介绍，在此不再赘述。
[0140]
本实施例中，通过获取预先标定的不同角度的psf模板图像，及将所述造影剂图像划分为不同角度的子造影剂图像，及对每个所述角度的子造影剂图像，从不同角度的psf模板图像中选择与所述子造影剂图像的角度对应的psf模板图像，作为目标psf模板图像，分别计算所述目标psf模板图像与所述子造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，能够降低定位偏差，进一步提高造影剂的中心坐标的准确性，从而进一步提高超分辨图像的分辨率。
[0141]
作为本申请另一可选实施例，参照图7，为本申请提供的一种超分辨成像方法实施例4的流程图，本实施例主要是对上述实施例1描述的超分辨成像方法的扩展方案，如图7所示，该方法可以包括但并不局限于以下步骤：
[0142]
步骤s41、在成像目标内注射有超声造影剂的情况下，每个设定时间利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射一次超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号。
[0143]
步骤s42、基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号，并分别基于每个所述造影剂信号，确定造影剂图像。
[0144]
步骤s43、获取预先标定的psf模板图像，并对每帧所述造影剂图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，所述互相关系数用于表征所述psf模板图像与所述造影剂图像中第一区域的相似度。
[0145]
步骤s44、将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，分别作为每个造影剂的中心坐标，所述第二区域包含至少一个所述第一区域。
[0146]
步骤s45、通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像。
[0147]
步骤s41-s45的详细过程可以参见实施例1中步骤s11-s15的相关介绍，在此不再赘述。
[0148]
步骤s46、利用最邻近匹配算法，对相邻的两帧超分辨图像中所述造影剂的中心坐标对应的位置进行匹配，并计算匹配的两个所述造影剂的中心坐标对应的位置之间的距离。
[0149]
本实施例中，最邻近匹配算法可以为粒子追踪测速(ptv)中的最邻近匹配算法(kuhn-munkras匹配算法)。
[0150]
步骤s47、基于匹配的两个所述造影剂的中心坐标对应的位置之间的距离，计算所述造影剂的运动速度。
[0151]
本实施例中，造影剂的运动速度可以作为成像目标内的血流速度。
[0152]
本实施例中，在得到超分辨图像之后，进一步计算出成像目标内的血流速度，完善内窥环阵超声换能器的功能，为医疗检查提供更多的信息，推进医疗进步。
[0153]
接下来对本申请提供的超分辨成像系统进行介绍，下文介绍的超分辨成像系统与上文介绍的超分辨成像方法可相互对应参照。
[0154]
请参见图8，超分辨成像系统应用于内窥环阵超声换能器，超分辨成像系统包括：信号发射及采集模块100、信号分离模块200、第一确定模块300、第一计算模块400、第二确定模块500和成像模块600。
[0155]
信号发射及采集模块，用于在成像目标内注射有超声造影剂的情况下，每隔设定时间利用环阵超快成像算法向所述成像目标内发射一次超声信号，并采集所述超声信号的回波反射信号；
[0156]
信号分离模块，用于基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，分别从每个所述回波反射信号中分离出造影剂信号
[0157]
第一确定模块，用于分别基于每个所述造影剂信号，确定造影剂图像；
[0158]
第一计算模块，用于获取预先标定的psf模板图像，并对每帧所述造影剂图像，分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数，所述互相关系数用于表征所述psf模板图像与所述造影剂图像中第一区域的相似度；
[0159]
第二确定模块，用于将所述造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域，将每个所述目标区域的中心坐标，分别作为每个造影剂的中心坐标，所述第二区域包含至少一个所述第一区域；
[0160]
成像模块，用于通过将多帧所述造影剂图像中每个所述造影剂的中心坐标对应的位置累加，得到超分辨图像。
[0161]
本实施例中，超分辨成像系统还可以包括：
[0162]
比较模块，用于分别比较所述造影剂图像中各个第一区域对应的互相关系数与设定互相关系数阈值；
[0163]
删除模块，用于若所述第一区域对应的互相关系数小于所述设定互相关系数阈值，则从所述造影剂图像中删除所述第一区域。
[0164]
本实施例中，所述第一计算模块，具体可以用于：
[0165]
获取预先标定的不同角度的psf模板图像；
[0166]
将每帧所述造影剂图像划分为不同角度的子造影剂图像；
[0167]
对每个所述角度的子造影剂图像，从不同角度的psf模板图像中选择与所述子造影剂图像的角度对应的psf模板图像，作为目标psf模板图像，分别计算所述目标psf模板图像与所述子造影剂图像中各个第一区域的互相关系数；
[0168]
所述第二确定模块，具体可以用于：
[0169]
将每个所述子造影剂图像中各个第二区域中最大互相关系数对应的第一区域作为目标区域。
[0170]
所述第一计算模块，具体可以用于：
[0171]
利用关系式分别计算所述psf模板图像与所述造影剂图像中各个第一区域的互相关系数；
[0172]
其中，f表示所述造影剂图像，t表示所述psf模板图像，表示所述造影剂图像的均值，表示所述psf模板图像的均值，c表示互相关系数，x表示横坐标，y表示纵坐标，f(x,y)表示所述造影剂图像中(x，y)坐标处的像素值，u，v分别表示所述psf模板图像在所述造影剂图像中沿x轴和y轴的平移量，f
u,v
表示当所述psf模板图像在所述造影剂图像中平移时，所述造影剂图像在所述psf模板图像覆盖区域中的像素值。
[0173]
所述信号分离模块，具体可以用于：
[0174]
对每个所述回波反射信号进行波束合成，得到波束合成信号，并对每个所述波束合成信号进行正交解调，得到正交解调信号；
[0175]
对多个所述正交解调信号进行采样，将采样得到的数据组成数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，n
x
表示沿横轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
z
表示沿纵轴方向对每个所述正交解调信号采样得到的数据，n
t
表示多个所述正交解调信号的个数；
[0176]
将所述数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)转换为以casorati矩阵形式重新排列的二维时空矩阵；
[0177]
利用奇异值分解关系式s＝uδv
*
，对所述二维时空矩阵进行奇异值分解，得到奇异值矩阵，其中，s表示所述二维时空矩阵，u和v分别表示不同的正交矩阵，u等于(n
x
×
n
z
,n
x
×
n
z
)，v等于(n
t
,n
t
)，*表示共轭转置，δ表示奇异值矩阵；
[0178]
基于组织信号之间的相关性大于造影剂信号之间的相关性的关系信息，删除所述奇异值矩阵中大于设定奇异值阈值的奇异值，得到更新后的奇异值矩阵；
[0179]
将所述更新后的奇异值矩阵代入所述奇异值分解关系式s＝uδv
*
，计算得到更新后的二维时空矩阵，将更新后的二维时空矩阵转换为数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)，将转换得到的数据矩阵s(n
x
,n
z
,n
t
)对应的信号作为造影剂信号。
[0180]
需要说明的是，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似的部分互相参见即可。对于装置类实施例而言，由于其与方法实施例基本相似，所以描述的比较简单，相关之处参见方法实施例的部分说明即可。
[0181]
最后，还需要说明的是，在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个
……”
限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
[0182]
为了描述的方便，描述以上装置时以功能分为各种单元分别描述。当然，在实施本申请时可以把各单元的功能在同一个或多个软件和/或硬件中实现。
[0183]
通过以上的实施方式的描述可知，本领域的技术人员可以清楚地了解到本申请可
借助软件加必需的通用硬件平台的方式来实现。基于这样的理解，本申请的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品可以存储在存储介质中，如rom/ram、磁碟、光盘等，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等)执行本申请各个实施例或者实施例的某些部分所述的方法。
[0184]
以上对本申请所提供的一种超分辨成像方法及系统进行了详细介绍，本文中应用了具体个例对本申请的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本申请的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本申请的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本申请的限制。