專利名稱：全方向m型心動圖方法及其系統(tǒng)的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種從心臟B超(或稱超聲心動圖)序列圖像中重建出新的動態(tài)信息的方法，特別是涉及到一種反映心臟結構活動與變形的灰階強度～時間波形圖的動態(tài)信息。
現(xiàn)有的心臟B超顯像儀能顯示心臟內部結構的截面相，通過其幾何形態(tài)、大小等能揭示心臟內結構的病變。然而人們依據(jù)對心臟序列運動圖像長期觀察的經驗，結合有限的監(jiān)示式M型心動圖也作些心臟結構機能的分析，但這樣對心臟B超序列圖像的運動信息分析是非常膚淺的，因人而異，沒有統(tǒng)一標準的結論。
此外由于原心臟B超的M型心動圖每次只選擇一探測波束，所以無法進行多束同步比較。因此，這樣的M型心動圖信息對于心臟內大部分結構的變形和運動等機能的分析失去了應有的意義。
經檢索可知，目前還沒有全方向M型心動圖方法及其系統(tǒng)問世。
本發(fā)明的目的在于反映心臟結構活動與變形的灰階強度～時間波形圖的動態(tài)信息，即發(fā)明全方向M型心動圖方法及其系統(tǒng)。
本發(fā)明是這樣實現(xiàn)的，實現(xiàn)全方向M型心動圖方法為(1)先保證實時地對心臟B超的序列圖像進行采集并實時順序地傳輸并存貯到大容量存貯器內；(2)當重建全方向M型心動圖時，通過一個軟件操作模塊，完成了回放存貯在大容量存貯器的圖像平面上任一確定的方向線段軌跡相遇或最鄰近的一個個象素點坐標位置對應大容量存貯器的一個個地址及其相應單元內容的轉換，這單元內容即是對應象素點的灰階強度，并補上因任意方向相對象素點排列坐標軸偏離而需要的最鄰近平均插補點的灰階強度，形成了完整的方向線段上的灰階強度點集，在這段時間內，序列圖像所有幀的這方向線段上的灰階強度點集被幀間隔時間拉開成一列，這就是任一確定方向的灰階強度～時間波形圖。對于不同結構的所有各方向線段，這樣灰階強度集就形成了代表各方向的多列同步灰階強度～時間波形圖，即全方向M型心動圖，這里一列波形代表了某結構的一個方向波形，而不一定只有一個波形。
全方向M型心動圖方法的系統(tǒng)，它具有輸入設備，將序列圖像的視頻模擬信息連接到插在微機系統(tǒng)PCI總線擴充槽上的PCI高速圖像采集卡的輸入端1或2，被該卡的多路開關選擇一路濾波后由A/D變換采集，變換為數(shù)字圖像信息，通過該卡插在PCI擴充槽連接到PCI總線，高速實時地傳輸?shù)酱笕萘看鎯ζ?。如果不采集圖像數(shù)據(jù)，通過微機機構VGA卡接到微機顯示器顯示這時的圖像；采集期間可通過輸入設備和監(jiān)示器相連來監(jiān)示采集的圖像，以上操作是配合控制軟件來實現(xiàn)的。
本發(fā)明能實現(xiàn)在心臟B超序列截面圖像所顯示心臟各結構的任意部位，設定(通常根據(jù)該部位的運動趨勢)一方向(軸)線段，在某一心臟B超檢測期時間段內重建出這方向線段上序列圖像象素點灰階強度(基本代表了心臟結構的輪廓)～時間波形圖，在同一時間段內，序列圖像中所有被確定的方向線段的波形圖可以同步地相互作比較。
下面結合附圖對實現(xiàn)全方向M型心動圖方法及其系統(tǒng)作詳細說明

圖1為原心臟B超內設置的監(jiān)示式M型心動圖探測的波束方向和其結構各部位的運動方向比較圖。
圖2為任定OF運動路徑方向線段的象素點確定圖。
圖3是本發(fā)明全方向M型心動圖系統(tǒng)結構方框圖。
圖4是本發(fā)明高速采集、傳輸?shù)酱笕萘看尜A器單元方框圖。
圖5是本發(fā)明主要控制軟件的結構。
圖6是全方向M型心動圖重建流程圖。
圖7是本發(fā)明自動操作的實際結果圖例。
圖8是本發(fā)明手動操作的實際結果圖例。
在心臟B超中原設置的監(jiān)示式M型心動圖是被限制重重的，它是依據(jù)來自從體外的探頭向內一個選擇超聲波束(固定的方向)所探及的心內結構的位置，這位置超聲反射波調輝形成的灰度亮點被監(jiān)示這段時間拉開成灰度～時間波形。圖1表示相控陣或一般扇超的心臟B超比較常見截面相的左室短軸圖像(a)和長軸方向圖像(b)，圖中虛線表示原B超中M型心動圖被限制的允許選擇的波束方向；實線箭頭表示心臟內各結構各部位腔壁的實際運動方向。由圖可知，這兩圖僅有OA[5],O′A′[8]兩束的灰度(亮點)～時間波形圖(即監(jiān)示式M型心動圖)基本可以反映這兩個結構四個位置的運動情況，其他波束基本上都無法反映被探及該位置的運動，因為其運動方向和波束方向差異很大，所以該波束每幀所探及是該結構的位置是不同的，這樣的探測波形是沒什么意義的。甚至最常用的O′B′[12]束(即左房、主動脈、肺動脈四線M型心動圖)，它所提供的腔徑還具有不小的誤差。即使國外最新型心臟B超引用多普勒頻移去作粗略的室壁運動估計，由于收發(fā)都是通過探測波束，所以它也只能較好地發(fā)現(xiàn)探測方向的一些運動情況，因此和上面一樣地也受探測束方向限制。
為了解決這問題，本發(fā)明采用先確定運動路徑即圖1中的實線方向線段，而后從由所有超聲波束生成的心臟B超序列截面像的每幀圖像數(shù)據(jù)中去重建出這運動路徑方向線段上的灰度亮點(它反映了結構輪廓)，這些灰度亮點被序列圖像這段時間的每幀展開也形成了相似M型心動圖的波形，但由于這時的方向是可以任意的(按照運動的趨勢人為來確定)；并且由于同幀上的灰度亮點可看成同時刻，這樣所有被選擇的方向線段上的灰度亮點波形可看成是同步、可相互比較的波形，所以發(fā)明人把本發(fā)明稱為全方向M型心動圖(在我們實現(xiàn)的系統(tǒng)中，運動路徑方向線段是采用鼠標畫白線段的方法來實現(xiàn))，其特色在于“全方向”。
由于全方向M型心動圖的檢測方向就是心臟結構被探測位置的運動方向，因此每幀跟蹤的位置基本上是同一位置，所以它真正反映了心內結構某處(位置)的運動狀態(tài)，而且可以多方向同步、比較各結構、各不同位置的運動狀態(tài)。為此，這樣的動態(tài)信息，對心臟各結構不同部位的形變、運動等的機能分析具有了極為重要的意義。
根據(jù)上面敘述的全方向M型心動圖的方法，實現(xiàn)本發(fā)明的專用系統(tǒng)設置應主要解決以下二個問題。其一，它應有一個能將一定時間段心臟B超序列運動圖像實時采集并傳輸?shù)酱罅咳萘看尜A器的硬件設備，才能保證重建的全方向M型心動圖的真實性，可信性和科學性。這時間段若掌握在二個呼吸周期(約6秒)，按PAL制(即25幀/秒)計算共有150幀序列圖像，一幀黑白圖像約0.3MB，則共需45MB容量的存貯器；現(xiàn)有PCI總線的圖像采集卡可以用微機系統(tǒng)內存為圖像的大容量存貯器并能實時采集傳輸，因為其傳輸速度達40MB/秒以上，A/D采樣頻率達14.75MHz,所以它是足以達到該系統(tǒng)設置要求；其二是序列圖像某一幀圖像上運動路徑方向線段的象素點灰階強度值的取得，這是重建全方向M型心動圖的最關鍵技術。但對于已存入存貯器的數(shù)字圖像上象素點的灰階強度值，其實是將圖像上該方向線段的軌跡坐標轉換到存貯器地址，其存貯器地址的內容就是這方向線段軌跡相迂的象素點的灰階強度值。由于這選擇方向是任意的而不一定是在X、Y軸上而引起二個問題①如圖2所示，OF[5]是我們確定的方向線段，對于數(shù)字化后圖像，它不可能正好通過X、Y軸都為整數(shù)的交叉點處(此處才有灰階強度值)，所以只能用最鄰近點如S1,S2,S3…,S7來作為象素點坐標位置，再通過它們轉換為存儲器地址的內容(即灰階強度值)。這里我們采用4舍5入近似算法確定象素點位置，這樣的誤差在0.5象素點間距左右，假如軸向用500點代表20cm心臟內距離，則象素點間距約為0.4mm，所以這樣的誤差相當心臟內0.2mm長度，這數(shù)據(jù)小于超聲檢測的靈敏度，所以不會影響檢測結果的；②圖2還可得出，OF[15]通常大于X軸的“7”或Y軸的“4”(因為它是直角三角形的斜邊)。但作為全方向M型心動圖OF[15]就是(和XY軸一樣的)軸向，如圖2實例它應恢復為8.06(4舍5入后取8)象素點間距長度，包括原點O，它應有9個象素點，按圖上的象素點只有0,S1,…,S7共八個，所以必需補一個象素點，我們用最鄰近(灰階強度值)平均插補法補上這點，以達到9點。
這樣各幀的OF[15]方向線段上的灰度值(亮點)相當于時間軸上的一條條豎起的亮點集，它們就構成了反映心臟結構運動的波形圖——即全方向M型心動圖。這些新的灰度值數(shù)據(jù)都存貯在存貯器中，所以可以很便利地對這些波形作特征參數(shù)的提取(如移動距離、速度等)以便于臨床分析需要。
實現(xiàn)全方向M型心動圖方案的系統(tǒng)是一個帶有IBM-PC微機系統(tǒng)。由于速度的要求，一般微機選擇在奔騰586-166以上，PCI總線，內存64MB的配置即可。由于我們采用大恒公司生產的Video-PCI-SM黑白高速圖像采集卡，它的A/D的采樣頻PAL制達到14.75MHz。圖像采集最大分辯率PAL制式達到768×576×8bits；通過PCI總線傳到VGA卡實時顯示或傳到計算機內存、實時存貯，其傳輸速度達到40MB/秒，所以可以用微機內存為圖像大容量存貯器。因此，這樣配置足以達到圖像的實時采集并傳輸?shù)酱笕萘看尜A器的要求，而且大大簡化了全系統(tǒng)的設置。
該系統(tǒng)在全方向M型心動圖重建中有二種操作，一種是自動方式，它是只適應心臟B超左室短軸截面相，收縮、舒張比較相似于向、離圓心的運動狀態(tài)。這時操作者只需確定圓心，圖上會自動形成從圓心散射出各間隔30°的十二條全方向線段，并形成這十二個方向的M型心動圖；另一種就是上面敘述的人工地根據(jù)探測結構某部位的運動方向用鼠標以橡皮筋式畫出特定的方向線段，而后根據(jù)它形成這方向的M型心動圖，由于人工可以從整個圖像的各結構不同位置都確定一個方向線段，這樣的多方向線段就形成可以同步互相可比較的多方向M型心動圖。
圖3是全方向M型心動圖系統(tǒng)的結構方框圖，它由輸入設備[20]、PCI高速圖像采集卡[24]、監(jiān)示器[28]、控制軟件[30]、IBM586-166微機[35]含顯示器[44]和激光打印機[48]等組成，全部操作由控制軟件[30]指揮。首先由輸入設備輸出的視頻心臟B超序列圖像通過高速圖像采集卡[24]，在微機控制下直通VGA卡[46]后在計算機顯示器顯示輸入設備的圖像。當操作者選定要做全方向M型心動圖的序列圖像時，按下采集操作鍵、控制軟件[30]命令PCI高速圖像采集卡[24]進行了實時采集，并通過PCI總線[40]實時存入微機系統(tǒng)的內存[38]。由于該圖像卡在采集時無法同時向VGA卡[46]傳遞圖像，所以系統(tǒng)中設置監(jiān)示器[28]以監(jiān)示此刻被實時采集的序列圖像，若操作者滿意就保存這序列圖像數(shù)據(jù)150～200幀于內存[38]；若不滿意則重新采集。采集到內存[38]的是從采集鍵按下算起5-8秒時間段內的數(shù)字序列圖像數(shù)據(jù)(如果要繼續(xù)采集新的序列圖像時則將這數(shù)據(jù)形成文件存入硬盤，待到要形成全方向M型心動圖時再通過PCI總線[40]傳輸?shù)絻却鎭?；要生成全方向M型心動圖功能鍵按下時，由控制軟件[30]根據(jù)鼠標操作[56]的方向線段，生成其軌跡于各幀頁的坐標位置集轉為幀序和內存[38]地址并提取其灰階強度值。重建的全方向M型心動圖通過VGA卡[46]直接顯示在微機顯示器上，并可被激光打印機打??；結合鼠標操作[56]對顯示的M型超聲心動圖作一些參數(shù)測量，并形成表格可被激光打印機[48]打印。
整個全方向M型心動圖系統(tǒng)硬件部分最重要的是高速采集和傳輸單元，它完成了序列圖像數(shù)據(jù)的實時采集和實時存貯進內存、保證了M型心動圖真實和可信。軟件部分最重要的是重建全方向M型心動圖。
高速采集傳輸單元的工作是微機通過控制軟件[30]進行操作的。這里的輸入設備允許直接從心臟B超的視頻輸出端或錄放象機的視頻輸出端接進Video-PCI-SM圖像卡的二個輸入端口，由多路開關選擇一路濾波后進行A/D變換(即進行采集變成數(shù)字序列圖像)，通過PCI總線[40]存入微機內存。
圖5是主要控制軟件的結構，它由圖像一般操作函數(shù)[50]、序列圖像實時采集、傳輸單元[53]鼠標操作函數(shù)[56]、全方向M型心動圖的重建[58]、全方向M型心動圖參數(shù)檢測[60]、打印和顯示[64]等組成。
圖6為全方向M型心圖重建單元的軟件流程圖，當軟件控制進行重建全方向M型心動圖操作時，它將序列圖像調到顯示屏上根據(jù)操作者對心臟結構和運動的判斷作出手動或自動的選擇(只有在左室短軸截面相并較均勻離、向心運動的情況才好選擇自動，一般則選擇手動)。自動主要是用鼠標選擇中心，和從所有序列圖像連續(xù)顯示的檢驗中確定是否要糾正中心位置。當確定好中心后，軟件會自動生成均勻的12個要生成M型心動圖的方向線段及其全方向M型心動圖如圖7所示，它們顯示出左室短軸截面序列圖像以中心為參考自動形成12個方向的6～7個周期的同步心動波形，波形圖上方為中心；當選擇手動時，這時應用鼠標以橡皮筋式畫出方向線段，同時可以利用序列圖像運動來提示方向線段的修改，當確定好方向線段后，鼠標操作函數(shù)[56]可以通過軟件自動轉換出方向線段的坐標數(shù)據(jù)集并轉換成其對應的灰階強度值集。由于各幀間隔是相同的，它也可以代表一個時間單位，這樣各幀順序的灰階強度值集就組合成一個方向的M型心動圖。在這時間段內，同樣的幀序代表同一時刻，所以各不同結構，不同位置的所有各方向線段的M型心動圖波形都可看成是同步的、可以相互比較的如圖8所示，它們同時可比較左室壁、主動脈壁和主動脈瓣、二尖瓣三個結構不同的位置的全方向M型心動圖。所有已形成的全方向M型心動圖可生成文件，可以隨時調用打印顯示軟件使之顯示于螢光屏和被激光打印機打印出波形。
得到全方向M型心動圖后，再借助鼠標通過控制軟件的參數(shù)測量、制表單元[60]可以得到醫(yī)學所需的參數(shù)，如腔徑、移動量、速度等等測量參數(shù)并形成有關的各種科學數(shù)據(jù)表。
由于這包含著一般圖像卡系統(tǒng)，所以還可以同時進行許多有關圖像的其他一般操作，就不詳細敘述。
全方向M型心動圖方法的重建，它具有一個操作軟件[58]，實現(xiàn)向存儲著心臟B超序列數(shù)字圖像的大容量存貯器[38]有選擇地提取相關單元的內容，這種選擇按全方向M型心動圖重建流程圖進行，它在通過鼠標確定手動或自動選向選擇后得到的方向線段被修改最后確定后，由鼠標操作函數(shù)[56]自動將該方向線段相遇最鄰近象素點坐標集提取出來，并轉換為大容量存貯器[38]的存貯地址，以致得到他們相應單元內容，即象素點的灰階強度，再根據(jù)象素點序和方向線段OF[15]比較確定插補點序，并以最鄰近象素點灰階強度平均值補為該點的灰階強度，由大容量存貯器提取和插補點的灰階強度為一個方向上的灰階強度，所有各幀的這方向線段的灰階強度被幀間隔時間展開成該方向的M型心動圖，各結構、各方向線段形成同步的多列的全方向M型心動圖的重建。
這種方法實際是在序列圖像中重建出按人定任意方向的灰度(輪廓、邊界)～時間波形，所以這樣方法可同樣適用于醫(yī)學其他動態(tài)序列圖像(不一定是超聲圖像)，同樣可以形成基于輪廓的灰階強度～時間波形，從而獲得人體內部臟器結構的運動信息和有關參數(shù)。
權利要求
1．全方向M型心動圖方法，其特征在于實現(xiàn)全方向M型心動圖方法為(1)先保證實時地對心臟B超或稱為超聲心動圖的序列圖像進行采集并實時順序地傳輸并存貯到大容量存貯器內；(2)當重建全方向M型心動圖時，通過一個軟件操作模塊[58]，完成了回放存貯在大容量存貯器的圖像平面上任一確定的方向線段軌跡相遇或最鄰近的一個個象素點坐標位置對應大容量存貯器的一個個地址及其相應單元內容的轉換，這單元內容即是對應象素點的灰階強度，并補上因任意方向相對象素點排列坐標軸偏離[15]而需要的最鄰近平均插補點的灰階強度，形成了完整的方向線段上的灰階強度點集，在這段時間內序列圖像所有幀的這方向線段上灰階強度點集，被幀間隔時間拉開成一列對應該確定方向的灰階強度～時間波形圖，不同結構的所有各方向線段，這樣的灰階強度集就形成代表各方向的多列同步的灰階強度～時間波形圖，即全方向M型心動圖。
2．根據(jù)權利要求1所述的全方向M型心動圖方法，其特征在于全方向M型心動圖的重建，它具有一個操作軟件[58]實現(xiàn)向存儲著心臟B超序列數(shù)字圖像的大容量存儲器[38]有選擇地提取相關地址單元的內容，這種選擇按全方向M型心動圖重建流程圖進行，它在通過鼠標確定手動或自動選向選擇后得到的方向線段被修改最后確定后，由鼠標操作函數(shù)[56]自動將該方向線段相遇最鄰近象素點坐標集提取出來，并轉換為大容量存貯器[38]的存貯地址，以致得到他們相應單元內容，即象素點的灰階強度，再根據(jù)象素點序和方向線段OF[15]比較確定插補點序，并以最鄰近象素點灰階強度平均值補為該點的灰階強度，由大容量存貯器提取和增補點的灰階強度為一個方向上的灰階強度集，所有各幀的這方向線段的灰階強度被幀間隔時間展開成該方向的M型心動圖，各結構、各方向線段形成了同步的多列的全方向M型心動圖的重建。
3．一種用于權利要求1或2所述的全方向M型心動圖方法的系統(tǒng)，其特征在于它具有輸入設備[20]，它將序列圖像的視頻模擬信息連接到插在微機系統(tǒng)[35]PCI總線的擴充槽上的PCI高速圖像采集卡[24]的輸入端1或2，被該卡的多路開關選擇一路濾波后由A/D變換采集、變換為數(shù)字圖像信息通過該卡插在PCI擴充槽連接到PCI總線[40]，實時地傳輸?shù)酱笕萘看鎯ζ鱗38]，如果不采集圖像數(shù)據(jù)通過微機的VGA卡接到微機顯示器顯示這時圖像；采集期間可通過輸入設備和監(jiān)示器相連來監(jiān)示采集的圖像。
全文摘要
本發(fā)明公開了全方向M型心動圖方法及其系統(tǒng),它是將心臟B超序列圖像實時采集并存入大容量存儲機構內,而后提取出任意軸向的灰階強度～時間關系波形。從而重建出心臟B超所能反映心臟內運動結構序列圖像的任意部位變化的幾何尺寸(含變形)和運動信息。這是有統(tǒng)一標準的運動信息數(shù)據(jù)而且可以各方向互相比較;這是只在心臟B超圖像上目視目測所得不到的科學信息。
文檔編號G06T3/00GK1225256SQ9812571
公開日1999年8月11日 申請日期1998年12月10日 優(yōu)先權日1998年12月10日
發(fā)明者林強 申請人:福州大學