專利名稱：超聲成像系統(tǒng)和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于對(duì)組織變形進(jìn)行求值和顯示的超聲成像系統(tǒng)。本 發(fā)明還涉及一種用在這種系統(tǒng)中的成像方法。本發(fā)明最后涉及一種用于執(zhí) 行這種成像方法的計(jì)算機(jī)程序。
本發(fā)明特別是在超聲心動(dòng)描記成像領(lǐng)域方面得到應(yīng)用。
背景技術(shù)：
在超聲圖像的很多診斷求值(evaluation)中，對(duì)組織的運(yùn)動(dòng)學(xué)性質(zhì)(速 度和變形)進(jìn)行定量求值提高了識(shí)別功能障礙的能力。這種分析在超聲心 動(dòng)描記成像領(lǐng)域中有著特殊的相關(guān)性。在該領(lǐng)域中，對(duì)有效心室功能進(jìn)行 評(píng)估需要了解心室動(dòng)力學(xué)的很多性質(zhì)。
一種用于對(duì)速度進(jìn)行求值的技術(shù)被稱為組織多普勒成像(TDI)，該技 術(shù)允許測(cè)量心室壁中所有點(diǎn)上的組織速度。測(cè)量組織速度有助于發(fā)現(xiàn)在B 模式成像中無(wú)法通過使組織可視化立即觀察到的異常情況。測(cè)得的組織速 度提供了關(guān)于剛體位移和收縮/擴(kuò)張的信息。收縮/擴(kuò)張與心肌活動(dòng)有關(guān)。還 可以從組織速度導(dǎo)出其他的特征，例如組織的局部應(yīng)變或應(yīng)變速率。
TDI的缺點(diǎn)是僅能測(cè)量組織速度沿掃描線的分量。因此，當(dāng)組織在與 掃描線不一致的方向上運(yùn)動(dòng)時(shí)，多普勒速度不能反映有效的組織運(yùn)動(dòng)。僅 能夠評(píng)價(jià)應(yīng)變和應(yīng)變速率沿掃描線的分量，使得對(duì)局部變形狀態(tài)的觀察范 圍減小。此外，這限制著將TDI應(yīng)用到能夠沿掃描線對(duì)準(zhǔn)成像或沿掃描線 方向具有位移的結(jié)構(gòu)部位。在超聲心動(dòng)圖中，這些解剖部位基本對(duì)應(yīng)于室 間隔和頂面視圖中的側(cè)壁。
另一個(gè)結(jié)果是為了進(jìn)行TDI采集應(yīng)當(dāng)在同一位置進(jìn)行幾條掃描線的采 集，這意味著如果要實(shí)現(xiàn)高采集幀速率，則空間分辨率，即掃描線數(shù)目會(huì) 減小。
美國(guó)專利申請(qǐng)?zhí)朥S 2005/0070798公開了一種從B模式超聲成像數(shù)據(jù)的單次采集估算組織速度矢量和定向應(yīng)變的方法。采用光流速度場(chǎng)估計(jì)技
術(shù)從至少兩個(gè)相繼的B模式圖像幀的序列提供密集運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)，而不需要
在多普勒模式下采集更多圖像數(shù)據(jù)。從所計(jì)算的密集運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)可以導(dǎo)出 在任意方向上，即使是垂直于掃描線的應(yīng)變和應(yīng)變速率數(shù)據(jù)求值。
這種方法的缺點(diǎn)在于，它不提供用于使所評(píng)價(jià)的應(yīng)變張量和應(yīng)變速率 數(shù)據(jù)可視化的任何方案，這對(duì)于用戶而言將是方便的。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種系統(tǒng)和方法，該系統(tǒng)和方法以方便用戶的方 式產(chǎn)生和可視化從密集運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)計(jì)算導(dǎo)出的組織速度和應(yīng)變分量。 這是通過根據(jù)本發(fā)明的用于評(píng)價(jià)和顯示人體器官變形的系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)的，
所述系統(tǒng)包括
用于通過向所述人體器官發(fā)射超聲束并接收由所述人體器官反射的對(duì) 應(yīng)波束來從所述人體器官采集圖像數(shù)據(jù)組序列的裝置，所述圖像數(shù)據(jù)組序 列至少包括回波描記數(shù)據(jù)的第一圖像數(shù)據(jù)組和回波描記數(shù)據(jù)的第二圖像數(shù) 據(jù)組；
用于計(jì)算與所述圖像數(shù)據(jù)組序列在所述第二圖像數(shù)據(jù)組和所述第一圖 像數(shù)據(jù)組之間的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的運(yùn)動(dòng)矢量的裝置，所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)由所
述第一和第二圖像數(shù)據(jù)組序列的參考系內(nèi)的坐標(biāo)定位； 用于在所述參考系內(nèi)選擇參考點(diǎn)的裝置；
用于將對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)矢量投影到第一掃描線上的裝置，所 述第一掃描線將所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)連接到所述參考點(diǎn)，所述裝置被配置成產(chǎn) 生所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的投影組織速度值；
用于根據(jù)所述投影運(yùn)動(dòng)值對(duì)所述人體器官在所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)處的形變 進(jìn)行求值的裝置；以及
用于產(chǎn)生和顯示所述求得的變形的圖形表示的裝置。
利用本發(fā)明，采集至少兩個(gè)二維或三維圖像數(shù)據(jù)組序列。計(jì)算密集運(yùn) 動(dòng)矢量場(chǎng)作為第二圖像數(shù)據(jù)組中相對(duì)于第一圖像數(shù)據(jù)組的圖像點(diǎn)的組織速 度估算。在第二圖像數(shù)據(jù)組的參考系內(nèi)選擇參考點(diǎn)。將該參考點(diǎn)用作定義 第一掃描線的起始點(diǎn)。進(jìn)一步將該第一掃描線用于計(jì)算人體器官沿第一掃描線方向的變形的1D分量。參考點(diǎn)可以位于圖像數(shù)據(jù)組外部或內(nèi)部。
通過將針對(duì)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)計(jì)算的運(yùn)動(dòng)矢量投影到包括所述參考點(diǎn)的第一
掃描線上獲得投影組織速度值。從該投影運(yùn)動(dòng)值導(dǎo)出人體器官變形的ID分 量求值。這種變形的1D分量例如是應(yīng)變速率，其求值基于投影組織速度值 的空間梯度或應(yīng)變，所述應(yīng)變是通過在時(shí)間上對(duì)應(yīng)變速率積分獲得的。應(yīng) 變和應(yīng)變速率是一維數(shù)據(jù)，進(jìn)一步將其渲染(render)為圖形表示，例如提 供為疊加于灰度超聲2D或3D圖像上的彩色編碼信息。
利用本發(fā)明，每次僅對(duì)組織變形的投影而不是變形的整個(gè)張量進(jìn)行求 值和顯示，從而能產(chǎn)生易于讀取和分析的圖形表示。事實(shí)上，用戶對(duì)這種 圖形參數(shù)表示非常熟悉。
優(yōu)選地，采集3D圖像數(shù)據(jù)組的序列。
在本發(fā)明的第一實(shí)施例中，為所有圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)選擇單個(gè)參考點(diǎn)。將運(yùn) 動(dòng)矢量沿著可以與實(shí)際探頭的采集掃描線比擬的掃描線投影。有利地，參 考點(diǎn)位于圖像數(shù)據(jù)組外部，優(yōu)選地位于用于采集圖像數(shù)據(jù)組序列的探頭可 能所在的位置。沿著這些掃描線對(duì)變形值進(jìn)行求值。根據(jù)本發(fā)明的第一實(shí) 施例的優(yōu)點(diǎn)在于它再現(xiàn)了可利用TDI獲得且用戶熟悉的圖形表示種類。
在本發(fā)明的第二實(shí)施例中，將第二掃描線定義為垂直于第一掃描線。 根據(jù)本發(fā)明第二實(shí)施例的超聲成像系統(tǒng)包括用于將運(yùn)動(dòng)矢量投影到第二掃 描線的裝置。因此，獲得了第二1D投影運(yùn)動(dòng)值，其垂直于將運(yùn)動(dòng)矢量投影 到第一掃描線獲得的投影運(yùn)動(dòng)值?？梢詫?dǎo)出變形的第二分量。例如，第一 掃描線為心臟的長(zhǎng)軸，而第二掃描線為心臟的短軸。本發(fā)明的第四實(shí)施例 的優(yōu)點(diǎn)是提供人體器官局部變形的2D求值。這尤其對(duì)心臟而言更現(xiàn)實(shí)，公 知心臟要經(jīng)歷沿三個(gè)主要方向的變形。第一掃描線可以提供對(duì)縱向變形的 求值，而第二掃描線可以提供徑向變形的求值。
在本發(fā)明的第三實(shí)施例中，定義包括選定參考點(diǎn)的視平面。在視平面 內(nèi)而非在整個(gè)3D圖像數(shù)據(jù)組內(nèi)執(zhí)行運(yùn)動(dòng)矢量投影。所產(chǎn)生的圖形表示可以 有利地將彩色編碼的變形值疊加在對(duì)應(yīng)于所定義視平面的2D灰度圖像幀 上。對(duì)用戶而言，優(yōu)點(diǎn)是利用這種2D圖形表示，不需要在大量數(shù)據(jù)內(nèi)導(dǎo)航。
有利地，用解剖參考點(diǎn)定義視平面。因此，視平面可以對(duì)應(yīng)于超聲探 頭可能實(shí)際掃描的視圖，例如胸骨旁長(zhǎng)軸視圖(long-axis parasternal view)。在該特例中，解剖參考點(diǎn)為心尖和心臟的長(zhǎng)軸。
在本發(fā)明的第四實(shí)施例中，運(yùn)動(dòng)值投影和組織變形求值不是在整個(gè)視 平面內(nèi)執(zhí)行，而是在視平面內(nèi)定義的感興趣區(qū)域中執(zhí)行。事實(shí)上，在視平 面中存在與組織速度信息不相關(guān)的區(qū)域。例如，在充滿血液的心臟腔室就 是這種情況。相反，心肌壁是很讓人感興趣的區(qū)域。因此，在人體器官的 第一和第二邊界之間界定感興趣區(qū)域。有利地，對(duì)心內(nèi)膜壁和心外膜壁進(jìn) 行自動(dòng)分割。優(yōu)點(diǎn)是僅計(jì)算相關(guān)信息并節(jié)省了計(jì)算成本。
在本發(fā)明的第五實(shí)施例中，在3D圖像數(shù)據(jù)組內(nèi)選擇參考點(diǎn)。這允許定 義不能被超聲探頭掃描的視平面。具體而言，相關(guān)視平面是由位于心臟長(zhǎng) 軸上的參考點(diǎn)定義且被選擇成垂直于長(zhǎng)軸的視平面。優(yōu)選將該視平面選擇 在二尖瓣上方。超聲探頭不能掃描這種短軸視平面。在該短軸視平面中， 所定義的第一掃描線相對(duì)于心臟長(zhǎng)軸是徑向的，因此組織速度運(yùn)動(dòng)矢量的 投影提供了組織速度的徑向分量。組織速度的這種徑向分量不能用TDI技 術(shù)測(cè)量，因?yàn)樗怪庇诔曁筋^發(fā)射的掃描線，而且因?yàn)槌曁筋^通常不 能放在心臟的左心室內(nèi)。
導(dǎo)出了組織變形的徑向分量求值。人們對(duì)此非常感興趣，因?yàn)榻M織變 形的該徑向分量具有生理學(xué)上的對(duì)應(yīng)。事實(shí)上，常常把心肌壁的收縮力分 解成縱向、切向和徑向分量。因此，本發(fā)明第五實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)是，其允許 從不可能放置真實(shí)探頭的參考點(diǎn)位置計(jì)算投影的組織速度和對(duì)1D組織變 形求值。
在本發(fā)明的第六實(shí)施例中，從第二參考點(diǎn)以及(有利地)第二視平面 產(chǎn)生第二圖形表示。通過簡(jiǎn)單地從該第二參考點(diǎn)重新計(jì)算新的投影運(yùn)動(dòng)值 和變形值，能夠利用前面計(jì)算的運(yùn)動(dòng)矢量從所述第二參考點(diǎn)獲得變形的第 二組1D分量。應(yīng)當(dāng)注意的是，可以將該操作序列重復(fù)需要的任意次數(shù)。一 個(gè)優(yōu)點(diǎn)是，根據(jù)第五實(shí)施例的系統(tǒng)允許從單次超聲采集產(chǎn)生人體器官變形 的1D分量的多個(gè)圖形表示?？梢杂欣赝瑫r(shí)使組織變形的這些1D分量， 例如心臟變形的徑向、縱向和切向分量可視化。
在本發(fā)明的第七實(shí)施例中，為己經(jīng)計(jì)算了運(yùn)動(dòng)矢量的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)選擇 特定參考點(diǎn)。設(shè)計(jì)曲線使其包括對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的參考點(diǎn)。在曲線上選 擇對(duì)應(yīng)于圖像點(diǎn)的參考點(diǎn)，使得將圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)連接到參考點(diǎn)的第一掃描線垂直于所述曲線在所述參考點(diǎn)處的切線。
本發(fā)明第七實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)在于，可以將曲線選擇成遵循解剖結(jié)構(gòu)以及，
例如遵循由第一和第二邊界界定的感興趣區(qū)域的形狀。
本發(fā)明還涉及一種用在這種超聲成像系統(tǒng)中的成像方法。 參考下文所述的實(shí)施例，本發(fā)明的這些和其他方面將變得明了并得以闡述。


現(xiàn)在將參照附圖，以舉例方式更詳細(xì)地描述本發(fā)明，其中 圖1為根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)的示意圖2為通過根據(jù)本發(fā)明的采集裝置采集的3D圖像數(shù)據(jù)組的示意圖3A和3B為根據(jù)本發(fā)明第一實(shí)施例的運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)和對(duì)應(yīng)的投影組織 速度值的示意圖4為根據(jù)本發(fā)明第二實(shí)施例的視平面的示意圖5A和5B為根據(jù)本發(fā)明第三和第四實(shí)施例的運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)和對(duì)應(yīng)的投 影組織速度值的示意圖6A和6B為根據(jù)本發(fā)明第五和第六實(shí)施例求得的組織變形的圖形表 示的示例；
圖7為心肌收縮分量的示意圖；以及
圖8為根據(jù)本發(fā)明的成像方法的示意圖。
具體實(shí)施例方式
本發(fā)明涉及一種根據(jù)采集的2D或3D回波描記數(shù)據(jù)對(duì)人體器官變形進(jìn) 行求值和表示的超聲成像系統(tǒng)。在下文中，將在超聲心動(dòng)描記術(shù)這一特定 領(lǐng)域中更詳細(xì)地描述根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)，用于根據(jù)單次采集的3D回波描記 數(shù)據(jù)對(duì)患者心臟的心肌壁變形進(jìn)行求值和表示。
不過，本發(fā)明不局限于超聲心動(dòng)描記術(shù)，可以應(yīng)用于對(duì)能夠由超聲成 像的任何人體器官的變形求值。
圖1的示意圖示出了根據(jù)本發(fā)明的超聲成像系統(tǒng)100。患者1被放在患 者床2上。超聲探頭4指向由符號(hào)表示的他的心臟3。超聲探頭4包括2D換能器陣列，其適于向患者1的心臟3發(fā)射超聲束并接收由所述心臟反射
的對(duì)應(yīng)回波描記波束。根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)100包括裝置5，用于從所述接收 到的回波描記波束產(chǎn)生至少兩個(gè)心臟3的3D圖像數(shù)據(jù)組序列3DISj和 3DIS2。應(yīng)當(dāng)注意的是，圖像數(shù)據(jù)組包括原始數(shù)據(jù)或掃描轉(zhuǎn)換圖像。至少兩 個(gè)3D圖像數(shù)據(jù)組有利地對(duì)應(yīng)于心動(dòng)周期的相繼時(shí)刻。3D圖像數(shù)據(jù)組是能 夠在3D圖像數(shù)據(jù)組的參考系(0， X， Y， Z)內(nèi)以坐標(biāo)三元組(x， y， z) 表示的大量圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)。
根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)還包括裝置6，用于計(jì)算與第二 3D圖像數(shù)據(jù)組3DIS2
和第一 3D圖像數(shù)據(jù)組3DIS,之間的3D圖像數(shù)據(jù)組序列的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)對(duì)應(yīng)
的運(yùn)動(dòng)矢量^^ 。獲得了一個(gè)密集運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)MVF，其包括針對(duì)第二 3D圖 像數(shù)據(jù)組3DIS2的至少每個(gè)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)計(jì)算的3D運(yùn)動(dòng)分量的矢量
、^
采用公知的技術(shù)，例如光流或塊匹配。
根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)還包括裝置7，用于在第二 3D圖像數(shù)據(jù)組序列3DIS2 的所述參考系(p， X， Y， Z)內(nèi)選擇參考點(diǎn)RP?？紤]對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn) IP的運(yùn)動(dòng)矢量^ ，進(jìn)一步將所述參考點(diǎn)RP用于定義包括所述參考g RP 的第一掃描線SL1。根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)還包括裝置8，用于將運(yùn)動(dòng)矢量^投 影到第一掃描線SL1，如圖3B所示。獲得了投影的組織速度值TV，該值 表示運(yùn)動(dòng)矢量沿第一掃描線SL1的1D分量。
應(yīng)當(dāng)注意的是，如下文更詳細(xì)介紹的，可以針對(duì)圖像數(shù)據(jù)組的所有圖 像數(shù)據(jù)點(diǎn)一次性選擇參考點(diǎn)RP，或者可以針對(duì)每個(gè)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)特別選擇參 考點(diǎn)。
投影的組織速度值TV表示對(duì)局部組織速度的求值，還被裝置9用來對(duì) 人體器官在所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP處的組織變形進(jìn)行求值。為此，使用本領(lǐng)域 技術(shù)人員公知的圖像處理技術(shù)。具體而言，通過計(jì)算投影的運(yùn)動(dòng)值PMV的空間梯度來對(duì)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP處變形的應(yīng)變速率值SR進(jìn)行求值。有利地， 還根據(jù)在時(shí)間上對(duì)應(yīng)變速率值SR的積分對(duì)應(yīng)變值S進(jìn)行求值。因此，所求 得的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP處的組織應(yīng)變和應(yīng)變速率值S、 SR也是變形沿掃描線 SL的1D分量。
進(jìn)一步通過顯示裝置10將變形的該1D分量渲染到3D圖像數(shù)據(jù)組序 列的圖形表示GR上。有利地，所述顯示裝置適于根據(jù)一定的色彩范圍對(duì)所 計(jì)算的變形值編碼并將它們疊加在3D圖像數(shù)據(jù)組的灰度序列上。
應(yīng)當(dāng)注意的是，對(duì)于包括兩個(gè)以上3D圖像數(shù)據(jù)組的序列，尤其是覆蓋 整個(gè)心動(dòng)周期的序列而言，可以將用于計(jì)算運(yùn)動(dòng)矢量的裝置6反復(fù)用于耦 合相繼的3D圖像數(shù)據(jù)組，從而獲得多個(gè)運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)。于是，可以根據(jù)多個(gè) 運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)對(duì)多組變形1D分量進(jìn)行求值。優(yōu)點(diǎn)在于能夠在心動(dòng)周期期間觀 察到人體器官(例如心肌)的變形演變。
圖2的示意圖示出了由采集裝置5采集的3D圖像數(shù)據(jù)組3DIS。這種 圖像數(shù)據(jù)組包括心臟的回波描記數(shù)據(jù)，具體而言是心肌的回波描記數(shù)據(jù)。 如上所述，3D圖像數(shù)據(jù)組3DIS包括圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP (x， y， z)，通過它們 在3D圖像數(shù)據(jù)組的參考系(0， X， Y， Z)中的坐標(biāo)對(duì)該點(diǎn)定位。經(jīng)常用 解剖參考點(diǎn)，例如心尖A或心臟的縱軸LA來標(biāo)識(shí)心臟。這些解剖參考點(diǎn) 也是由參考系(O， X， Y， Z)中的坐標(biāo)定位的。
圖3A的示意圖示出了由裝置6計(jì)算的密集運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)MVF。有利地， 涉及到本領(lǐng)域技術(shù)人員公知的光流法。這些光流法基于亮度守恒的假設(shè)。 根據(jù)這種假設(shè)，對(duì)象從一個(gè)圖像幀移動(dòng)到另一個(gè)，而其亮度不會(huì)發(fā)生局部 變化。
參照?qǐng)D3B,在圖像數(shù)據(jù)組內(nèi)部或外部選擇參考點(diǎn)RP?？紤]3D圖像數(shù) 據(jù)組3DIS的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP1，繪出將參考點(diǎn)RP連接到圖像數(shù)據(jù)《IP1的第 一掃描線SL1 (IP1)。用于將對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP,的運(yùn)動(dòng)矢量^^投影到 第一掃描線SL, (IP1)的裝置8適于提供沿第一掃描線SL, (IP》方向的 投影組織速度值TV,。
在本發(fā)明的第一實(shí)施例中，為圖像數(shù)據(jù)組的所有圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IPi選擇單 個(gè)參考點(diǎn)RP，其中i為整數(shù)。這樣獲得了掃描線SI^ (IPi)波束，可以將 其視為由位于參考點(diǎn)RP位置的虛擬探頭向人體器官內(nèi)發(fā)射的。參照?qǐng)D4，有利地在圖像數(shù)據(jù)組3DIS外部選擇參考點(diǎn)RP。應(yīng)當(dāng)注意的 是，也可以選擇參考點(diǎn)RP以位于3D圖像數(shù)據(jù)組3DIS內(nèi)部。
在本發(fā)明的第二實(shí)施例中，定義第二掃描,SL2，其垂直于第一掃描線 SLp如圖3B所示。在圖3B中，將運(yùn)動(dòng)矢f^「'投影到對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn) IP,的第二掃描線SL2 (IP》，將運(yùn)動(dòng)矢量^^投影到對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP2 的第二掃描線SL2 (IP2)，以此類推。每個(gè)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)都具有其自己的第二 掃描線。獲得了對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP,、 IP2、 IP3的投影組織速度TV12、 TV22、 TV32，它們是組織速度沿對(duì)應(yīng)第二掃描線SL2 (IP,)、 SL2 (IP2)、 SL2 (IP3) 的1D分量?？梢詫?dǎo)出變形沿第二掃描線SL2 (IPi)的第二分量S,2、 SRi2， 其中i為屬于O， 2， 3}的整數(shù)。
本發(fā)明的第二實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)是提供對(duì)人體器官局部變形的2D求值。這 尤其對(duì)心臟而言更現(xiàn)實(shí)，公知心臟要經(jīng)歷沿三個(gè)主要方向的變形。第一掃 描線可以提供對(duì)縱向變形的求值，而第二掃描線可以提供對(duì)徑向變形的求 值。
在本發(fā)明的第三實(shí)施例中，在3D圖像數(shù)據(jù)組之內(nèi)選擇視平面VP。視 平面VP包括參考點(diǎn)RP。優(yōu)選^針對(duì)視平面VP中包括的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)由裝置8 執(zhí)行運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)的運(yùn)動(dòng)矢量^的投影TV。由裝置9導(dǎo)出相應(yīng)的組織變形， 從而提供應(yīng)變和應(yīng)變速率值S、 SR的平面。本發(fā)明的第二實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)在 于，可以通過(例如)在對(duì)應(yīng)于視平面的2D圖像幀的灰度值上進(jìn)行疊加來 顯示所獲得的一組1D變形值。這樣的圖形表示比用戶需要在其中導(dǎo)航的大 量圖像數(shù)據(jù)更加容易分析。
有利地，可以通過使用解剖參考點(diǎn)，例如心尖A和心臟的長(zhǎng)軸LA來 定義視平面。通過這種方式，所定義的視平面對(duì)應(yīng)于由真實(shí)探頭采集的視 圖，例如圖4中所示的長(zhǎng)軸頂面視圖。 一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于，為用戶提供了對(duì)應(yīng) 于他通常分析的人體器官視圖的變形圖形表示。
在圖5A中所示的本發(fā)明的第四實(shí)施例中，根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)包括用于 在3D圖像數(shù)據(jù)組內(nèi)選擇第一和第二邊界B1、 B2的裝置。進(jìn)一步將這些第 一和第二邊界用于對(duì)感興趣區(qū)域劃界，在感興趣區(qū)域中必須要對(duì)變形值S、 SR求值。在心臟這一特例中，有利地在心肌內(nèi)選擇第一和第二邊界。事實(shí) 上，所求得的變形值給出了有關(guān)收縮/擴(kuò)張的信息，這些與心肌活動(dòng)直接相關(guān)。反之，存在這樣的區(qū)域，例如心腔，它們填充有血液，且速度和變形 信息與其不是非常相關(guān)。它甚至?xí)?duì)分析相鄰區(qū)域計(jì)算的變形值構(gòu)成噪聲 源和干擾。
參照?qǐng)D5A，由顯示裝置10產(chǎn)生的圖形表示GR僅渲染出由第一和第二 邊界Bi、 B2劃界的感興趣區(qū)域內(nèi)的變形值。因此，本發(fā)明第四實(shí)施例的第 一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是僅為相關(guān)的感興趣區(qū)域提供變形求值。第二個(gè)優(yōu)點(diǎn)是對(duì)感興趣 區(qū)域劃界降低了計(jì)算成本。
可以通過在3D圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的灰度表示上選擇第一和第二邊界的圖像 數(shù)據(jù)點(diǎn)來手動(dòng)執(zhí)行這種選擇?；蛘?，通過以半自動(dòng)或自動(dòng)方式使用公知的 圖像處理技術(shù)，這種選擇可以構(gòu)成心外膜壁和心內(nèi)膜壁的圖像分割。
圖5A中所示的圖形表示僅表示對(duì)應(yīng)于與視平面VP相交的感興趣區(qū)域 的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的變形值。不過，應(yīng)當(dāng)注意的是，感興趣區(qū)域的任何3D圖形 表示都包括在本發(fā)明的范圍之內(nèi)。
在本發(fā)明的第五實(shí)施例中，也可以在3D圖像數(shù)據(jù)組內(nèi)部選擇參考點(diǎn) RP。在這種情況下，繪出的掃描線SL不對(duì)應(yīng)于真實(shí)探頭發(fā)射的超聲束路徑， 因?yàn)樘筋^通常并不放在心臟內(nèi)部，而是在患者體外皮膚表面上。
參照?qǐng)D5B，可以這樣選擇參考點(diǎn)和視平面VP，從而獲得心臟的徑向 短軸視圖。為此，參考點(diǎn)屬于心臟的長(zhǎng)軸。此外，相關(guān)的解剖參考為圖6A 中所示的長(zhǎng)軸LA和二尖瓣MiV。具體而言，選定的視圖垂直于長(zhǎng)軸并在 超出二尖瓣的參考點(diǎn)位置與長(zhǎng)軸相交。然后針對(duì)所述短軸視平面中包括的 圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)計(jì)算投影的運(yùn)動(dòng)值和對(duì)應(yīng)的變形值S、 SR。
有利地，變形值的計(jì)算可以局限于由第一和第二邊界B,、 B2界定的感 興趣區(qū)域。
本發(fā)明第五實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)是計(jì)算了變形的徑向分量。這有很大意義， 因?yàn)榭梢允棺冃蔚脑搹较蚍至繉?duì)應(yīng)于心肌的內(nèi)部結(jié)構(gòu)，尤其是對(duì)應(yīng)于心肌 的肌纖維預(yù)計(jì)要收縮的方式。
參照?qǐng)D6，心肌的收縮受三個(gè)主要收縮力控制縱向力LF引起沿心臟 長(zhǎng)軸的縱向運(yùn)動(dòng)；徑向力RF引起組織的徑向運(yùn)動(dòng)，這導(dǎo)致心肌壁的寬度在 心動(dòng)周期期間變化；而切向力引起心肌相對(duì)于長(zhǎng)軸的扭轉(zhuǎn)。
利用經(jīng)典的TDI技術(shù)，僅可以從頂端采集表征出心肌收縮的縱向分量。因此，本發(fā)明第五實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)是利用單次采集隔離和定量評(píng)價(jià)心肌收縮 的縱向和徑向分量二者。
在本發(fā)明的第六實(shí)施例中，從第二參考點(diǎn)以及(有利地)第二視平面 產(chǎn)生第二圖形表示。通過簡(jiǎn)單地根據(jù)第二參考點(diǎn)重新計(jì)算新的投影運(yùn)動(dòng)值 以及變形值，利用前面計(jì)算的運(yùn)動(dòng)矢量從所述第二參考點(diǎn)獲得變形的第二 組1D分量。應(yīng)當(dāng)注意的是，可以將該操作序列重復(fù)需要的任意次數(shù)。 一個(gè) 優(yōu)點(diǎn)是，根據(jù)第六實(shí)施例的系統(tǒng)允許從單次超聲采集產(chǎn)生人體器官變形的
1D分量的多個(gè)圖形表示?？梢杂欣赝瑫r(shí)使組織變形的這些1D分量(例 如心臟變形的徑向、縱向和切向分量)可視化，以為用戶提供從多個(gè)觀察 點(diǎn)得到的人體器官變形的定量圖形表示。
在本發(fā)明的第七實(shí)施例中，為已經(jīng)計(jì)算了運(yùn)動(dòng)矢量的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)選擇 特定參考點(diǎn)。參照?qǐng)D7A和7B，在已經(jīng)在人體器官內(nèi)選擇的第一和第二邊 界B,、 B2之間定義曲線ML。所述曲線ML被設(shè)計(jì)成包括對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù) 點(diǎn)IPi的參考點(diǎn)RPi，其中i為整數(shù)。在曲線ML上選擇參考點(diǎn)RPi，使得將 圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IPi連接到參考點(diǎn)RPi的第一掃描線SL, (IPi)垂直于所述曲線 ML在所述參考點(diǎn)RPi處的切線。
本發(fā)明第七實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)在于，可以將曲線選擇成遵循由第一和第二 邊界B,、 B2劃界的感興趣區(qū)域的形狀。例如，圖7A的曲線ML具有心肌 壁的局部方向。因此，沿著垂直于肌纖維方向的第一掃描線投影運(yùn)動(dòng)矢量。 獲得了對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP,、 IP2、 IP3的投影組織速度TV1、 TV2、 TV3。 可以從這些投影組織速度導(dǎo)出對(duì)心肌壁徑向變形的求值，這更加可靠。事 實(shí)上，針對(duì)給定像點(diǎn)沿著精確的徑向方向進(jìn)行投影。 ———
在圖7B中，在第二掃描線SL2 (IPi)上投影運(yùn)動(dòng)矢量^^ 、 ^1^2 、 M》3 ， 第二掃描線對(duì)應(yīng)于曲線ML在參考點(diǎn)RPi處的切線。獲得了對(duì)應(yīng)于圖像數(shù) 據(jù)點(diǎn)IP,、 IP2、 IP3的投影組織速度TV'1、 TV'2、 TV'3?？梢詫?dǎo)出變形S2、 SR2沿第二掃描線SL2的第二分量，其精確對(duì)應(yīng)于在圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IPi處組織 變形的縱向分量。
圖8的示意圖以功能方式描述了根據(jù)本發(fā)明的成像方法。這種方法包 括如下步驟
通過向所述人體器官發(fā)射超聲束并接收由所述人體器官反射的對(duì)應(yīng)波束，從所述人體器官采集(51)三維(3D)圖像數(shù)據(jù)組序列，該圖像數(shù) 據(jù)組序列至少包括回波描記數(shù)據(jù)的第一 3D圖像數(shù)據(jù)組3DIS,和回波描記數(shù) 據(jù)的第二 3D圖像數(shù)據(jù)組3DIS2;
計(jì)算(52)與所述第二 3D圖像數(shù)據(jù)組和所述第一 3D圖，數(shù)據(jù)組之間 的所述3D圖像數(shù)據(jù)組序列的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP對(duì)應(yīng)的運(yùn)動(dòng)矢量^7，所述圖像 數(shù)據(jù)點(diǎn)包括所述3D圖像數(shù)據(jù)組序列的參考系內(nèi)的坐標(biāo)I (x， y， z);
在所述第二 3D圖像數(shù)據(jù)組序列的所述參考系內(nèi)選擇(53)參考點(diǎn)RP;
將所述運(yùn)動(dòng)矢量^「投影(54)到將所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)連接到所述參考點(diǎn) RP的第一掃描線SL，所述裝置被配置成產(chǎn)生投影組織速度值TV;
通過計(jì)算所述投影組織速度值TV的空間梯度對(duì)在所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)IP 處組織的變形值S、 SR進(jìn)行求值(55);
產(chǎn)生(56)和顯示所述變形值的圖形表示GR。
附圖及它們的以上描述說明而非限制了本發(fā)明。顯然，存在著很多落 在所附權(quán)利要求書范圍內(nèi)的備選方案。就此而言，給出如下的結(jié)束語(yǔ)有 很多種借助于幾件硬件或軟件或二者實(shí)現(xiàn)功能的方式。就此而言，附圖非 常概略，每幅圖僅代表本發(fā)明的一個(gè)可能實(shí)施例。于是，雖然附圖可以將 不同的功能示為不同的塊，但這決不排除單件硬件或軟件執(zhí)行幾種功能， 也不排除由幾件硬件或軟件的組合或二者執(zhí)行單一功能。
權(quán)利要求書中的任何附圖標(biāo)記不應(yīng)被視為限制該權(quán)利要求。使用動(dòng)詞 "包括"及其變形并不排除存在權(quán)利要求中所述元件或步驟之外的元件或 步驟。在元件或步驟前使用冠詞"一個(gè)"并不排除存在多個(gè)這種元件或步 驟。
權(quán)利要求
1、一種用于對(duì)人體器官變形進(jìn)行求值和顯示的超聲成像系統(tǒng)，包括-用于通過向所述人體器官發(fā)射超聲束并接收由所述對(duì)象反射的對(duì)應(yīng)波束來從所述人體器官采集圖像數(shù)據(jù)組序列的裝置，所述圖像數(shù)據(jù)組序列至少包括回波描記數(shù)據(jù)的第一圖像數(shù)據(jù)組和回波描記數(shù)據(jù)的第二圖像數(shù)據(jù)組；-用于計(jì)算與所述圖像數(shù)據(jù)組序列在所述第二圖像數(shù)據(jù)組和所述第一圖像數(shù)據(jù)組之間的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的運(yùn)動(dòng)矢量的裝置，所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)包括所述圖像數(shù)據(jù)組序列的參考系內(nèi)的坐標(biāo)-用于在所述第二圖像數(shù)據(jù)組的所述參考系內(nèi)選擇參考點(diǎn)的裝置；-用于將對(duì)應(yīng)于圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的所述運(yùn)動(dòng)矢量投影到第一掃描線上的裝置，所述第一掃描線將所述圖像點(diǎn)連接到所述參考點(diǎn)，所述裝置被配置成產(chǎn)生所述人體器官在所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)處的投影組織速度值；-用于從所述投影組織速度值導(dǎo)出所述人體器官在所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)處的變形求值的裝置；以及-用于產(chǎn)生和顯示所述變形的圖形表示的裝置。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述用于導(dǎo)出 組織變形求值的裝置還包括用于通過計(jì)算所述投影組織速度值的空間梯度 或應(yīng)變來對(duì)應(yīng)變速率進(jìn)行求值的裝置，所述應(yīng)變是通過在時(shí)間上對(duì)應(yīng)變速 率積分獲得的。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，包括用于將運(yùn)動(dòng)矢量投影到 垂直于所述第一掃描線的第二掃描線上的裝置。
4、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述圖像數(shù)據(jù) 組序列為3D圖像數(shù)據(jù)組序列。
5、 根據(jù)權(quán)利要求4所述的超聲成像系統(tǒng)，包括用于在所述3D圖像數(shù) 據(jù)組內(nèi)選擇視平面的裝置，所述視平面包括所述參考點(diǎn)。
6、 根據(jù)權(quán)利要求5所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述用于選擇 視平面的裝置包括用于在3D圖像數(shù)據(jù)組中識(shí)別解剖參考點(diǎn)的裝置，且其特 征在于，所述解剖參考點(diǎn)被用于定義所述視平面。
7、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述顯示裝置 被配置成顯示所述視平面中包括的數(shù)據(jù)圖像點(diǎn)的變形求值。
8、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述人體器官 為心臟，所述解剖參考點(diǎn)包括屬于心臟的長(zhǎng)軸和心尖的點(diǎn)。
9、 根據(jù)權(quán)利要求6所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述人體器官 為心臟，所述解剖參考點(diǎn)包括屬于心臟的短軸和二尖瓣的點(diǎn)。
10、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，包括用于在所述圖像數(shù)據(jù) 組序列內(nèi)選擇第一和第二邊界的裝置，其特征在于，所述用于產(chǎn)生和顯示 圖形表示的裝置被配置成顯示位于所述第一和第二邊界之間的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn) 的變形求值。
11、 根據(jù)權(quán)利要求10所述的超聲成像系統(tǒng)，包括用于在所述第一和第 二邊界之間選擇曲線ML的裝置，其特征在于，所述用于選擇參考點(diǎn)的裝 置適于選擇屬于所述曲線的參考點(diǎn)，使得將圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)連接到參考點(diǎn)的第 一掃描線SL,垂直于所述曲線在所述參考點(diǎn)處的切線。
12、 一種用于使人體器官的組織變形可視化的超聲成像方法，包括如 下步驟-通過向所述人體器官發(fā)射超聲束并接收由所述人體器官反射的對(duì)應(yīng)波束來從所述人體器官采集圖像數(shù)據(jù)組序列，所述圖像數(shù)據(jù) 組序列至少包括回波描記數(shù)據(jù)的第一圖像數(shù)據(jù)組和回波描記數(shù)據(jù)的 第二圖像數(shù)據(jù)組；-計(jì)算與所述圖像數(shù)據(jù)組序列在所述第二圖像數(shù)據(jù)組和所述第 一圖像數(shù)據(jù)組之間的圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的運(yùn)動(dòng)矢量，所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn) 包括所述圖像數(shù)據(jù)組序列的參考系內(nèi)的坐標(biāo)；-在所述第二圖像數(shù)據(jù)組序列的所述參考系內(nèi)選擇參考點(diǎn)，-將圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的所述運(yùn)動(dòng)矢量投影到第一掃描線上，所述第 一掃描線將所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)連接到所述參考點(diǎn)，所述裝置被配置成 產(chǎn)生所述人體器官在所述圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)處的投影組織速度值；-通過計(jì)算所述投影運(yùn)動(dòng)值的空間梯度對(duì)組織在所述圖像數(shù)據(jù) 點(diǎn)處的變形進(jìn)行求值；以及-產(chǎn)生和顯示所述變形值的圖形表示。
13、 一種計(jì)算機(jī)程序，包括用于執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求12所述的超聲成像 方法的一組指令。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于對(duì)人體器官變形進(jìn)行求值和顯示的超聲成像系統(tǒng)。采集圖像數(shù)據(jù)組序列，該圖像數(shù)據(jù)組序列至少包括回波描記數(shù)據(jù)的第一圖像數(shù)據(jù)組和第二圖像數(shù)據(jù)組。在第二圖像數(shù)據(jù)組的圖像點(diǎn)和第一圖像數(shù)據(jù)組的圖像點(diǎn)之間計(jì)算運(yùn)動(dòng)矢量場(chǎng)。在第一和第二圖像數(shù)據(jù)組內(nèi)部或外部選擇參考點(diǎn)。定義第一掃描線，其包括所述參考點(diǎn)。將圖像點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)矢量投影到所定義的第一掃描線上，這樣提供了沿第一掃描線的投影組織速度。使用該投影組織速度對(duì)人體器官在該圖像點(diǎn)處沿第一掃描線方向的變形ID分量進(jìn)行求值。進(jìn)一步在圖像數(shù)據(jù)組序列的圖形表示中對(duì)這種人體器官變形的ID分量，例如應(yīng)變速率或應(yīng)變進(jìn)行渲染。
文檔編號(hào)G06T7/00GK101292266SQ200680038728
公開日2008年10月22日 申請(qǐng)日期2006年10月20日 優(yōu)先權(quán)日2005年10月20日
發(fā)明者C·A·M·馬爾伯夫, E·M·G·Jp·薩魯克斯, E·德尼, O·博納富, O·熱拉爾, P·阿蘭 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司