專利名稱：圖像處理設備和超聲診斷設備的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及圖像處理設備和超聲診斷設備，更具體地說，涉及這樣的超聲診斷設備，其中對從器官圖像中得到的特征點(標簽)的移動進行跟蹤，并根據(jù)上述對標簽移動的跟蹤來評估和輸出與組織的各種局部功能有關的信息，從而提供有用的臨床信息。
關于局部心臟壁運動的定量評估已經(jīng)提出了許多傳統(tǒng)的方法。這些實例包括在第7-184877號日本待審查專利申請公開文件中披露的“MRI標記(磁標記)方法”、“利用B型圖像的二維運動矢量探測”、“組織多普勒方法”等等。
MRI標記(磁標記)方法專用于MRI(核磁共振成象)，其中來自電磁波的磁標記(標簽)作為格柵設置在MRI圖像上，并對標簽中的暫時性變化進行定量評估，于是可觀察器官組織的運動或變形。MRI標記方法是這樣的一種方法，其中格柵點(用標簽表示的磁標記)作為采樣點，于是可探測運動并顯示格柵變形的情景，該方法對應于物理上稱作拉格朗日方法的分析方法[連續(xù)介質(zhì)力學(continuum mechanics)]。通過利用拉格朗日方法，暫時跟蹤采樣點可使心肌等的收縮和舒張作為張量特征直接計算。
“利用B型圖像的二維運動矢量探測”包括一些傳統(tǒng)方法，這些方法例如根據(jù)二維互相關系數(shù)的峰值來估算運動矢量的方法、利用圖像密度梯度的光流方法，作為探測在垂直于超聲束方向上的運動的方法。待顯示的信息包括運動矢量、軌跡、互相關值等等。
組織多普勒方法為這樣的方法，其中利用超聲脈沖多普勒儀或彩色多普勒儀來探測組織的運動，并且基本上只探測在超聲束方向上的成分。還提出一種方法，其中通過假設運動方向來得到二維運動分量。估算和顯示的信息包括兩個采樣點之間的速度差、通過把上述差積分得到的變形等等。
另一方面，不容易用傳統(tǒng)設備探測的心肌的扭曲和變形可以用MRI標記方法來分析。然而，存在的問題是，MRI是非常昂貴的設備，同時不能實時地通過標記來進行圖像采集。
因此，一般地，得到的MRI圖像是多個心臟搏動時間間隔的圖像，同時不能對每個心臟搏動的心臟壁運動進行評估。具體地說，大家都知道對擴張性的評估需要高精度的時間分辨率，于是用MRI不容易進行充分的分析，因為MRI的時間分辨率為50ms到100ms。
相反，在采用B型超聲的二維運動矢量探測中，在具有如心內(nèi)膜和環(huán)部等清晰輪廓的較大組織上，或者在稱為“散斑圖”的隨機超聲發(fā)散而導致的干涉圖上進行跟蹤時，可跟蹤的特征點不容易確定。
這樣，在利用B型超聲的二維運動矢量探測中，在心肌內(nèi)暫時跟蹤任意格柵點不能進行，而在MRI中的標記方法能實現(xiàn)上述跟蹤。
如果采用利用B型超聲的二維運動矢量探測來跟蹤，則只有可跟蹤特征點的暫時變化(運動尾跡)等能顯示。另外，也出現(xiàn)了有關跟蹤算法本身的各種改進方法，如將混合處理疊加到簡單的互相關計算上的方法，但是該方法的精確性很差，因此該方法在臨床上幾乎不能實行。在進行高精度跟蹤時，必須選擇適宜跟蹤的特征點。
另一方面，當采用組織多普勒方法時，存在的問題是，由于需要有多普勒計算的互相關計算電路使設備很昂貴。
另外，由組織多普勒方法探測的位相變化(半波長內(nèi)距離的變化)比局部心肌部分的運動量(大約1到10mm)小，因此，通過對探測到的瞬時相(速度)進行時間積分得到心肌部分的位移，從而得到心肌宏觀移動的信息。
于是，通過對速度信息積分而出現(xiàn)的累積誤差范圍就產(chǎn)生了與進行拉格朗日分析中產(chǎn)生的同樣的問題，其中標記(標簽)放在某個點上，并需要對該點的移動進行直接跟蹤。具體地說，所提供的時間和空間分辨率是不足的，因而需要對數(shù)據(jù)進行內(nèi)插處理，以便計算運動量，同時計算的精確性也影響最后測量精度。
另外，根據(jù)傳統(tǒng)的設計，在上述兩種方法的任何之一中不能實現(xiàn)在心肌內(nèi)跟蹤任意位置，而必須通過手工操作來確定要跟蹤的初始位置或區(qū)域，這是很麻煩的。也就是說，更把指針等放在某個點上，該點才可被跟蹤。然而，當把指針放到?jīng)]有結構的點上時，就不能對該點進行跟蹤。于是，用戶必須改變放有指針的點，而用戶通過手工逐個地選擇可跟蹤點的程序是很麻煩的。
另外，對于分析方法而言也存在角相關的問題。例如，運動是舒張還是收縮取決于與心肌相同部位纖維平行或垂直的方向，因此，分析方向不同可得到不同結果，這樣就會作出錯誤診斷。換句話說，利用組織多普勒方法，基本上是一維分析組織，即測量在超聲束方向上組織的運動速度，于是得到一維信息，因此在其他方向上的運動必須可根據(jù)垂直方向上的投影分量來假設(估算)。另外，在其他方向上不易進行跟蹤。
為了達到該目的，本發(fā)明的一個方面是提供一種圖像處理設備，該設備包括圖像采集單元、第一跟蹤單元和物理參數(shù)計算單元；圖像采集單元用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；第一跟蹤單元用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)的亮度和幅值中至少一種數(shù)據(jù)來跟蹤圖像中的多個點；以及物理參數(shù)計算單元用于計算特定物理參數(shù)，這些物理參數(shù)與多個位置中的相對位置關系的變化有關。
最好是提取單元用于根據(jù)采集的圖像數(shù)據(jù)提取多個可跟蹤的特征點，同時第二跟蹤單元用于對特征點的運動進行跟蹤。
最好是圖像處理設備具有興趣區(qū)設定單元，該單元用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)在顯示的圖像上設定多個興趣區(qū)，其中物理參數(shù)計算單元用于根據(jù)來自位于每個興趣區(qū)內(nèi)多個特征點的信息來獲取物理參數(shù)。
另外，最好是興趣區(qū)設定單元用于提取心臟及其心肌區(qū)中至少一個的輪廓，并根據(jù)提取結果在圖像上設定興趣區(qū)。例如，興趣區(qū)設定單元還用于把心臟或心臟心肌區(qū)從環(huán)部到每側的心尖部分成基部、中間部和心尖部三個區(qū)段，并根據(jù)劃分結果在圖像上設定興趣區(qū)。
還有，最好是提取單元用于提取僅在興趣區(qū)邊界內(nèi)的特征點，而跟蹤單元用于跟蹤該特征點。
再有，最好是興趣區(qū)設定單元用于根據(jù)多個特征點移動的信息來移動至少一個興趣區(qū)，其中所述多個特征點位于興趣區(qū)邊界內(nèi)或彼此相鄰隔開。
另外，最好是圖像處理設備還包括提取單元、興趣區(qū)設定單元、互相關單元、變形單元；其中提取單元用于根據(jù)采集的圖像數(shù)據(jù)來提取多個可跟蹤的特征點；興趣區(qū)設定單元用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)在顯示圖像上設定多個具有等距離圖形的興趣區(qū)；互相關單元用于使提取的特征點與具有相同形狀的興趣區(qū)相關聯(lián)起來；變形單元用于根據(jù)跟蹤結果使具有等距離圖形的興趣區(qū)變形，其中物理參數(shù)計算單元用于計算有關興趣區(qū)變形的物理參數(shù)。例如，興趣區(qū)設定單元可用于把興趣區(qū)設定在等距離分開的格柵圖形內(nèi)，并自動調(diào)節(jié)等距離分開的格柵圖形的格柵間距。
最好是物理參數(shù)計算單元用于從有關興趣區(qū)變形的信息中獲取變形張量，并將該變形張量分離成對稱張量和非對稱張量?；蛘呶锢韰?shù)的主軸方向取向為與心內(nèi)膜面和心外膜面之一垂直或相切的方向。另外，物理參數(shù)還優(yōu)選為從設定在格柵圖形內(nèi)的興趣區(qū)變形中得到的位移、變形和變形速度之一。同樣優(yōu)選的是，提取單元用于通過從圖像中探測角點來提取特征點。
本發(fā)明的第二方面是提供一種圖像處理設備，包括圖像采集單元、跟蹤單元、興趣區(qū)設定單元和物理參數(shù)計算單元；圖像采集單元用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；跟蹤單元用于跟蹤圖像上預定點的移動；興趣區(qū)設定單元用于設定興趣區(qū)，并接著改變多個興趣區(qū)；以及物理參數(shù)計算單元用于根據(jù)興趣區(qū)的移動信息來獲取物理參數(shù)。
最好是興趣區(qū)設定單元用于根據(jù)在興趣區(qū)邊界內(nèi)的多個特征點的統(tǒng)計分布來修正興趣區(qū)的位置信息。
優(yōu)選的是圖像處理設備還包括下述單元之一對通過物理參數(shù)計算單元得到的圖像數(shù)據(jù)進行彩色顯示的單元，以及對通過把多種數(shù)據(jù)結合而形成的信息塊進行顯示的單元，其中的多種數(shù)據(jù)是通過物理參數(shù)計算裝置而得到的。另外，還優(yōu)選的是，圖像數(shù)據(jù)為三維圖像數(shù)據(jù)。
(第一實施例)首先要指出本發(fā)明的優(yōu)點。本發(fā)明的優(yōu)點是能夠在超聲圖像上同時自動地提取和顯示可被跟蹤的一些特征點，從而輕易地選擇出特征點。
另外，通過增加任意點(格柵點)的移動量來提高估計值的精確度，其中的任意點是根據(jù)實現(xiàn)跟蹤后的多個跟蹤點的典型值進行估計而得到的。另外，本系統(tǒng)帶有低成本、高時間分辨率的超聲診斷設備，其中特征點與格柵點相關聯(lián)一起，因而很容易實現(xiàn)對變形等的計算、可以通過知覺進行觀察，以及可通過標記得到有關心臟功能的信息。
下面參照

圖1來描述上面描述的特征以及本發(fā)明的超聲診斷設備硬件的整體示意結構。圖1為示出本實施例的超聲診斷設備的典型結構的框圖。
如圖1所示，超聲診斷設備1具備的硬件結構包括超聲探頭2、主體單元10、操作輸入單元3和顯示單元4，其中超聲探頭2用于將超聲信號傳輸?shù)奖粶y對象以及接收來自被測對象的超聲信號；主體單元10用于驅動超聲探頭2并處理來自超聲探頭2的信號；操作輸入單元3與主體單元10連接，借此用戶可輸入指令信息，以及顯示單元4用于顯示圖像、興趣區(qū)(ROI)、提取的特征點、跟蹤結果等等。
當從主體單元10獲得的脈沖驅動電壓轉換成超聲脈沖信號以在被測對象掃描區(qū)內(nèi)的需要方向傳輸時，利用超聲探頭2，從被測對象反射的超聲回聲信號就轉換成對應的超聲回聲信號的電壓回聲信號。
操作輸入單元3包括鼠標、按鈕、鍵盤、跟蹤球等，利用這些裝置，用戶可確定興趣區(qū)(ROI)或興趣時相，這些操作裝置可用于用戶輸入需要的傳輸/接收條件、選擇與顯示狀態(tài)相關的信息等，以及確定患者信息、裝置條件、興趣區(qū)(ROI)、興趣時相、是否要開始跟蹤等。
主體單元10包括作為整個裝置設備控制中心的控制器34、與超聲探頭2連接的傳輸系統(tǒng)11和接收系統(tǒng)12、用于獲得被測對象B型局部解剖圖像的B型處理單元13、多普勒處理單元14、位于上部的DSC(數(shù)字掃描轉換器)單元21、圖像存儲器22、對提取的特征點進行跟蹤的跟蹤計算單元24、存儲器控制單元25、數(shù)據(jù)發(fā)生單元26、操作接口31、記錄媒體32和其他接口33，其中存儲器控制單元25用于對圖形數(shù)據(jù)圖像合成等處理，其中圖形數(shù)據(jù)例如是與存儲在圖像存儲器22內(nèi)圖像信息有關的特征點或格柵圖形內(nèi)的興趣區(qū)；數(shù)據(jù)發(fā)生單元26(帶有彩色編碼電路等)根據(jù)控制器34的指令，產(chǎn)生如在格柵圖形內(nèi)的特征點或興趣區(qū)的顯示狀態(tài)(顏色、形狀等)的圖形數(shù)據(jù)；記錄媒體32用于記錄各種類型的程序，如設備控制程序，提取特征點的計算程序(在本發(fā)明中是主要部分)、計算物理參數(shù)的程序等等。另外，控制器34通過操作接口31從操作輸入單元3接收操作信號。這些部件可以是如集成電路的硬件，或者可以是模塊化軟件程序。
傳輸系統(tǒng)11由如延遲電路、脈沖電路等的傳輸電路組成，這些電路在圖中省略了。接收系統(tǒng)12由例如A/D轉換器、累加器等接收電路組成。產(chǎn)生脈沖狀超聲波并把該波傳輸?shù)匠曁筋^2的換能器上，在被測對象組織中散布的回聲信號被同一超聲探頭2接收，從而得到了接收信號。
來自接收系統(tǒng)12的輸出信號被傳輸?shù)紹型處理單元13。對回聲信號進行各種類型的濾波處理、邏輯放大、包絡檢波處理等，于是產(chǎn)生了用亮度表示信號強度的數(shù)據(jù)。多普勒處理單元14對來自回聲信號的速度信息進行頻率分析，并把分析結果傳輸?shù)紻SC21。
利用DSC單元21，超聲掃描的掃描信號線轉化成如TV格式的普通視頻格式的掃描信號線。另外，當顯示與由數(shù)據(jù)發(fā)生單元26產(chǎn)生的各種設定參數(shù)相關的特征信息，即顯示比例、表示興趣區(qū)的圖形數(shù)據(jù)、跟蹤等時，利用圖像存儲器22和存儲器控制單元25，對各種自動提取的表示特征點和如圖表等數(shù)據(jù)的圖形數(shù)據(jù)以及表示根據(jù)跟蹤結果而計算出的物理參數(shù)計算結果進行圖像合成，并且將合成后的圖像輸出到顯示單元4上。這樣，在顯示單元4上顯示出表示被測對象組織結構的斷層掃描圖像。
另外，例如在診斷后，用戶可讀取存儲在圖像存儲器22內(nèi)的圖像數(shù)據(jù)。
控制器34具有包括CPU和存儲器的信息處理器(計算機)的功能，并作為在預先編程后，控制本超聲診斷設備動作的控制裝置。
被控動作包括對診斷模式的顯示狀態(tài)、傳輸/接收條件、興趣區(qū)等處理。這些由用戶通過操作輸入單元3來下指令，同時被控動作還包括傳輸控制(傳輸計時、傳輸延遲等)、接收控制(接收延遲等)、指示產(chǎn)生顯示數(shù)據(jù)、提取本發(fā)明的特征點、通過讀取和執(zhí)行記錄在記錄媒體32內(nèi)的程序和數(shù)據(jù)來指示跟蹤計算單元24進行跟蹤處理、指示執(zhí)行根據(jù)跟蹤結果計算有關變形等物理參數(shù)的程序、以及以集中的方式控制軟件模塊的處理。
記錄媒體32存儲上述的診斷圖像，同時也存儲如各種特征點提取軟件程序、物理參數(shù)計算機程序等各種程序。
另外，控制器34通過B型處理單元13讀取直接來自接收系統(tǒng)12的輸出信號或圖像亮度信號，進行特征點提取處理、跟蹤處理、物理參數(shù)計算處理等等，并通過DSC單元2 1把結果顯示在顯示單元4上，作為圖像文件存在記錄媒體32上，或者傳送到外部信息處理器(PC)、打印機、外部記錄媒體、診斷數(shù)據(jù)基地、電子臨床記錄系統(tǒng)等。
上面是有關帶硬件結構的超聲診斷設備1動作的一般描述。
現(xiàn)在假定要進行B型診斷。通過B型處理單元13，把經(jīng)超聲探頭22由接收系統(tǒng)12接收的回聲信號轉換成視頻信號，并把該信號輸入到DSC單元21作為圖像數(shù)據(jù)。在進行如平滑等后信息處理后，傳輸?shù)紻SC單元21的圖像數(shù)據(jù)被掃描變換成視頻格式的B型圖像數(shù)據(jù)。該B型圖像數(shù)據(jù)再實時地傳輸?shù)斤@示單元4上。此時，在顯示單元4上顯示、疊加有所需圖形數(shù)據(jù)的B型圖像。
另一方面，通過DSC單元21，在圖像存儲器22中存儲有這些數(shù)據(jù)，即例如在掃描中產(chǎn)生的掃描轉換之前超聲掃描有關的圖像數(shù)據(jù)以及在掃描轉換后的視頻格式的圖像數(shù)據(jù)中的至少一種的多幀數(shù)據(jù)。
用戶可讀取存儲在圖像存儲器22中的圖像數(shù)據(jù)，并在掃描(及實時診斷)后再次利用該圖像數(shù)據(jù)，同時讀取出的多幀圖像數(shù)據(jù)可以動畫方式再次回放。
此時，利用從圖像存儲器22中讀取的圖像數(shù)據(jù)，可改變幀速率，于是使回放動作變慢、以逐幀和定格模式回放?；胤乓话阋匝h(huán)模式進行。例如，在顯示第十次心跳圖像后，回放循環(huán)回到第一次心跳圖像上。
用戶利用操作輸入單元3內(nèi)的興趣時相設定裝置來設定“興趣時相”(興趣時間區(qū)間范圍)，以用于測量。這樣，圖像存儲器22的任意區(qū)域可預設為興趣時相。在用戶設定興趣時相并命令回放開始后，只有在興趣時相范圍內(nèi)的圖像以循環(huán)形式回放。例如，在把興趣時相設定成收縮期間的情況中，只進行與收縮期間有關的顯示。
在上述設定興趣時相后，利用操作輸入單元3，用戶設定興趣區(qū)(ROI)來在所需時相范圍內(nèi)在圖像上提取特征點?？刂拼鎯ζ骺刂茊卧?5和DSC單元21，將用于特征點提取的興趣區(qū)(ROI)疊加在器官的圖像上。
在此，在用戶開始啟動自動顯示可跟蹤特征點的模式后，根據(jù)存儲在圖像存儲器22內(nèi)的圖像數(shù)據(jù)，通過執(zhí)行特征點提取程序進行特征點提取處理，并顯示有關興趣時相的興趣區(qū)特征點。跟蹤計算單元24根據(jù)上述特征點，進行有關時間的跟蹤計算，同時物理參數(shù)計算程序根據(jù)跟蹤計算結果計算如變形等的各種物理參數(shù)。該計算結果顯示在顯示單元4上。
利用本實施例，圖像信息臨時存儲在圖像存儲器22上，在圖像上提取的特征點可以疊加的方式顯示。另外，對需要的特征點進行跟蹤，并根據(jù)跟蹤結果進行如變形等物理參數(shù)的計算。在此，物理參數(shù)包括組織的變形、距離、速度和加速度等。
數(shù)據(jù)發(fā)生單元26響應來自控制器34的指令，產(chǎn)生如表明特征點和興趣區(qū)的圖表的圖形數(shù)據(jù)，或產(chǎn)生物理參數(shù)計算結果。利用存儲器控制單元25，對在圖像存儲器22內(nèi)的圖像數(shù)據(jù)進行如圖像合成等的各種處理。
如上所述，根據(jù)控制器34的指令，存儲器控制單元25接收傳輸來的B型圖像的圖像數(shù)據(jù)，同時也接收作為圖像補充的圖形數(shù)據(jù)以及表明計算結果的圖表和/或值，并以如疊加方式、排列方式等適當方式對圖像和補充數(shù)據(jù)進行合成。
如上所述，最后合成的數(shù)據(jù)傳輸?shù)斤@示單元4。顯示單元4顯示含有被測對象組織圖像的圖像和提取的特征點。利用該圖像，適當?shù)貙π枰糠趾?或數(shù)據(jù)進行計算機顏色增強。
下面詳細描述具有上述結構的用于特征點提取的軟件結構。(軟件模塊結構)本實施例具有下面所描述的軟件結構，該軟件結構用于對在預定任意興趣區(qū)內(nèi)的特征點進行方便和精確的跟蹤。
需要注意的是，下面將根據(jù)本實施例詳細描述這樣的情況，其中包括確定在格柵圖形內(nèi)的興趣區(qū)，并跟蹤含在其中的一些特征點，由此計算并顯示在相對局部區(qū)域(即5mm左右)內(nèi)的物理參數(shù)。
根據(jù)本實施例的超聲診斷設備，如圖2所示，軟件模塊結構40包括超聲圖像采集裝置41a、興趣時相設定裝置42a、第一興趣區(qū)設定單元42b、第二興趣區(qū)設定單元42c、圖像處理裝置41b、預處理裝置43、特征點提取裝置44、特征點跟蹤裝置45、代表點計算裝置46a、其他各種計算處理46b、物理參數(shù)計算裝置47、各種處理48和顯示處理裝置49。
需要注意的是，在本實施例中的特征點提取裝置對應于本發(fā)明的提取裝置。另外，本實施例中的特征點跟蹤裝置對應于本發(fā)明的跟蹤裝置，而且本實施例中的第一興趣區(qū)設定單元和第二興趣區(qū)設定單元構成了本發(fā)明的興趣區(qū)設定裝置。另外，第二興趣區(qū)設定單元包括本發(fā)明中的修正裝置。也就是說，根據(jù)本實施例，興趣區(qū)設定裝置包括修正裝置。
超聲圖像(B型)采集裝置41a進行超聲B型圖像的采集。下面將描述其一般功能。也就是說，從超聲探頭傳輸?shù)某暡ㄗ鳛閺钠鞴俜瓷涞男盘栍赏怀曁筋^接收。通過接收電路對回聲信號進行排列和相加，然后通過B型計算單元進行對數(shù)放大和包絡探測，涉及幅度的信息以亮度信息輸出，并由DSC單元重新構建成圖像以顯示。盡管下面將詳細描述用于獲取正常二維斷層圖像的超聲診斷設備，但通過使用三維重建裝置，該結構也可用于三維心臟功能分析。
興趣時相設定裝置42a具有設定時相(用于分析的范圍)的功能，用于分析運動心臟等的動態(tài)圖像。根據(jù)對興趣時相的設定，利用心電圖可自動提取如僅N個搏動期、收縮期、舒張期等的特定時間范圍，或者用戶也可人工設定任意期間。(根據(jù)壓力回聲，可制備基于心率的特定收縮期長度的表)，需要注意的是，分析的范圍最好在已存儲到圖像存儲器上的圖像上確定。
第一興趣區(qū)設定單元42b設定興趣區(qū)，用于跟蹤表示被測對象內(nèi)部信息的圖像數(shù)據(jù)，以及例如設定用于跟蹤的興趣區(qū)ROI1，該區(qū)域為圖6中用虛線構成的一般格柵圖形。
第二興趣區(qū)設定單元42c在表示被測對象內(nèi)部信息的圖像數(shù)據(jù)上設定興趣區(qū)ROI2，該興趣區(qū)ROI2為圖6中所示實線顯示的等距離格柵圖形。第二興趣區(qū)設定單元42c以下面方式改變、移動興趣區(qū)ROI2的位置，即使格柵點KPs基于上述用于跟蹤的興趣區(qū)ROI1內(nèi)多個特征點TPs和/或周圍的TPs的移動信息而移動。
因此，興趣區(qū)ROI2的形狀可根據(jù)在用于跟蹤的興趣區(qū)ROI1內(nèi)的多個特征點TPs的移動而改變，同時將在后面描述的物理參數(shù)(變形量、旋轉量、間隔量等)可根據(jù)格柵圖形內(nèi)興趣區(qū)的移動量來進行計算。
更具體地說，例如在圖4所示的B型組織圖像上確定出二維格柵化的興趣區(qū)(ROI)。用戶可手工設定當前興趣區(qū)，或者也可這樣設計，即其中在B型圖像上疊加有預定的興趣區(qū)。格柵圖形的間隔最好是幾毫米左右。下面將描述的是，格柵尺寸(空間分辨率)和測量精度(穩(wěn)定性)是相互矛盾的，于是格柵尺寸可根據(jù)所測量的被測對象的特點而自動確定。
需要注意的是，例如在被測對象是心臟的情況下，格柵圖形中的興趣區(qū)最好設定成只對應于心肌部分的區(qū)域。這樣，限制興趣區(qū)就使跟蹤計算特征點的計算時間周期縮短，這些將在后面描述。同時還有一個優(yōu)點是，例如心腔內(nèi)部等的不必要結果不顯示。
獲得心臟或心肌部分輪廓的方法最好是進行自動輪廓提取處理，該處理方法在第7-320068號日本待審查專利申請公開文件中披露。該自動輪廓提取處理方法利用圖像的統(tǒng)計特性來提取心內(nèi)膜組織。為了提取心肌，還要得到有關心外膜側面的信息。然而，心外膜組織一般是模糊的。于是在許多情況下，對心外膜的提取是不容易實現(xiàn)的。在這種情況下，心外膜側面設定為在心內(nèi)膜組織的外表上預定距離處，即15毫米左右，其中的心內(nèi)膜組織已經(jīng)自動地提取過。為簡化起見，中間的部位確定為心肌區(qū)，這樣就能以相對較高的精度來容易限制計算區(qū)域。
另外，提取心肌部分的另外方法為可采用利用圖像亮度值來劃分區(qū)域的方法。在超聲圖像中，心肌部分一般比心腔部分更亮而可視。因此，可通過提取具有比適當確定的閾值具有較大亮度的區(qū)域來提取心肌部分。
圖像處理裝置41b對超聲圖象進行圖像處理，其中的超聲圖象已經(jīng)通過興趣時相設定裝置42a設定，于是形成了由第一興趣區(qū)設定單元42b設定的興趣區(qū)。
在特征點跟蹤裝置45進行跟蹤處理前，預處理裝置43進行各種預處理(例如即減少動態(tài)范圍的處理，二元處理等)，這樣有助于實現(xiàn)下面的跟蹤，因而提高了精度。也就是說，當根據(jù)不同患者的期望獲得各種狀態(tài)的圖像時，對于各種類型輸入圖像來說，可通過進行各種處理來提高跟蹤的再現(xiàn)，從而有助于高精度地執(zhí)行后處理跟蹤算法。
例如，對輸入圖像進行二元處理以助于跟蹤，從而不能獲得由于患者不同而不同的結果。另外，使動態(tài)范圍變窄的處理具有相同的結果。而且，可設計成這樣，其中控制如高頻傳輸設定的傳輸/接收條件和圖像處理，以設定最佳條件，從而使跟蹤算法更容易執(zhí)行。
特征點提取裝置44提取可跟蹤的特征點(標簽)。需要注意的是，利用MRIs，通過把高頻電磁波加到器官上而使格柵圖形上的標記(標簽)加到圖像上，同時可觀察到正方形格柵隨時間逐漸變形的結果。然而，傳統(tǒng)超聲設備不能完成這種標記的添加。
現(xiàn)在以如下方式來確定特征點(超聲標簽)。也就是說，特征點用于隨時間來跟蹤位置，于是就有必要執(zhí)行預定的算法來跟蹤特征點，該預定算法將在后面描述。根據(jù)本實施例，例如可使用角點的角探測等作為提取結構的方法。
角點可限定為這樣的點，其中該點的亮度分別在圖像的X向和Y向顯著改變。因此，可通過探測角點并把探測到的角點作為特征點來確定移動方向。有各種角點探測的方法，例如，可采用利用下面表達式表示的海塞矩陣的行列式的方法。
需要注意的是，Ixx和Iyy表示分別在X向和Y向的I(x，y)的第二個微分，而Ixy表示在X向和Y向的I(x，y)的第二個微分。
在超聲圖像中，在減少噪音影響的平滑之后計算每個點的|H|，同時探測|H|的最大值，作為角點。
角探測的另外一個方法是例如最好采用SUSAN操作器。利用SUSAN操作器，確定圓形掩膜區(qū)。在該圓形掩膜區(qū)內(nèi)統(tǒng)計與圓形掩膜中心點亮度接近的亮度值的象素數(shù)量。當掩膜中心位于角點時，統(tǒng)計的數(shù)值具有為最小的特點。因此，對于每個點計算出SUSAN操作器的統(tǒng)計值，同時具有最小統(tǒng)計值的點就被探測為角點。
如上所述，海塞行列式用于亮度在X向和Y向上變化的圖像，但是容易受噪音影響，此時SUSAN操作器可在沒有噪音影響下而探測角點。因此比較理想。
另外，除了角探測外，還可假設探測特征點的各種方法，并可采用任意一種方法。例如根據(jù)最簡單的角探測方法，角點限定為這樣的點，其中在X向和Y向點的第一個微分，即值Δx(i，j)＝f(i，j)-f(i-1，j)、Δy(i，j)＝f(i，j)-f(i，j-1))具有比預定值較大的值。需要注意的是，f(i，j)表示在數(shù)字圖像上坐標(i，j)的象素值(亮度值)。
一般地，如圖3所示，由角探測限定的特征點間隔不是均一的。但是，可利用格柵點來修正跟蹤結果，這些將在后面描述。
特征點跟蹤裝置45隨時間來跟蹤在興趣區(qū)內(nèi)的特征點(標簽)。在B型圖像(圖形匹配)上跟蹤特征點的方法中，可采用各種的方法。這些方法均利用了如互相關方法、密度梯度方法(光流方法)等基本方法。通過普通的圖形匹配方法可針對每幀圖像可跟蹤提取的單個特征點。但是一般來說，用一個點進行跟蹤的精度是不夠的，也因此不容易得到穩(wěn)定的測量結果。例如，根據(jù)傳統(tǒng)的設計，已經(jīng)對如輪廓、環(huán)部等較大結構進行跟蹤，但是在心肌內(nèi)很難跟蹤大量的特征點。
然而，例如根據(jù)彼此靠近的心肌部分進行相同移動的物理限制，從彼此靠近的一組特征點的跟蹤結果中估算興趣區(qū)中代表點的移動量這種方式可提高跟蹤的精度和穩(wěn)定性。這些將在下面描述。
代表點計算裝置46a具有這樣的功能，即從涉及多個特征點的跟蹤結果中計算多個特征點的代表值，其中該多個特征點位于局部興趣區(qū)內(nèi)(在格柵內(nèi))。一般地，如圖3所示，被探測的特征點以不規(guī)則的間隔分布，于是特征點不容易與上述格柵圖形內(nèi)的興趣區(qū)互相關。根據(jù)最簡單的方法，與最靠近格柵點的一個點有關的跟蹤結果可作為與格柵點有關的跟蹤結果輸出。然而，最好通過跟蹤多個特征點并把其代表值輸出來提高跟蹤的穩(wěn)定性。例如，假定該區(qū)具有包含有多個特征點(例如5個點)的預定格柵間距(例如5mm)。每個特征點的跟蹤結果作為格柵點的代表值輸出。
若不通過上述代表值計算裝置46a計算，也可進行其他各種計算處理46b。例如，最好設計成采用在彼此靠近的多個特征點處探測移動量分布狀態(tài)(統(tǒng)計分布)，并進行把遠離該分布的特征點排除掉的排除處理。這樣，提高了可靠性。
利用統(tǒng)計分布，可以說，由于噪音等原因，僅一個特征點可以得到不同跟蹤結果。在普通的處理方法中，計算的平均值含有與上述特征點有關的跟蹤結果。下面，利用排除處理的專用程序計算不包括上述特征點的平均值，這樣把精度不高的特征點排除掉了，從而得到較高精度的計算結果。
需要注意的是，統(tǒng)計分布最好是基于分散和標準偏差的分布。利用排除處理方法，當只有一個特征點位于上述分布可靠范圍之外時才進行排除上述點的處理。
這樣，為了跟蹤某個區(qū)域內(nèi)彼此靠近點，要進行把位于統(tǒng)計分布可靠范圍之外的跟蹤點排除的處理，這樣就能使特征點的代表值、平均值等的計算精度提高。
另外，可以設計成這樣，其中其他各種計算處理46b進行格柵間距調(diào)整處理(采用格柵間距調(diào)整處理裝置)，以自動調(diào)整(實際)間距，于是至少有N個特征點位于一個格柵內(nèi)。需要注意的是，格柵間距越大，位于一個格柵內(nèi)的特征點數(shù)量就越多，這樣就提高了穩(wěn)定性，但是會導致測量的空間分辨率降低。下面，假定在X向和Y向需要的空間分辨率是不同的。在這種情況下，形成了在X向和Y向兩個間距不同的格柵(實際上)，于從而提高位于一個格柵內(nèi)的特征點數(shù)量。這樣就在需要的空間分辨率不降低情況下，能夠可靠地實現(xiàn)對特征點的跟蹤。
現(xiàn)在，當已知了超聲診斷設備的空間分辨率的情況下，通常可確定在格柵圖形內(nèi)的興趣區(qū)寬度。也就是說，能確定格柵圖形間距的合適范圍。例如，心肌厚度近似為10mm到15mm，并需要在心肌區(qū)包含有多個格柵單元。另外，當減小格柵間距以提高空間分辨率時，一個格柵內(nèi)就不能含有多個特征點。另一方面，當擴大格柵間距時，則減小了空間分辨率。因此，格柵間距最好在5mm左右，該尺寸空間分辨率是可以接受的，同時一個格柵可以含有多個特征點。需要注意的是，當在一個格柵單元內(nèi)沒有特征點時，設計成提示在該格柵單元內(nèi)沒有特征點。
根據(jù)這種設計，在一個格柵內(nèi)的特征點越多，從特征點的跟蹤結果中得到的代表值精度就越大。因此，根據(jù)在一個格柵內(nèi)含有特征點的數(shù)量，可設計成用不同顏色來顯示表示精度可靠性的標志。
需要注意的是，本發(fā)明不限于通過上述實例描述的跟蹤方法，而可采用其他任何跟蹤方法。
根據(jù)跟蹤的多個特征點的移動信息，第二興趣區(qū)設定單元42c移動興趣區(qū)的每一個格柵點。這樣，興趣區(qū)就在圖像上變形。此時，對于利用統(tǒng)計分布等跟蹤特征點的結果，對采用其他各種計算處理46b進行如修正等的處理而，根據(jù)有關修正的特征點的移動信息，來改變興趣區(qū)(每個特征點)的位置，并進行處理。
需要注意的是，第二興趣區(qū)設定單元42c最好由修正裝置組成，該修正裝置用于根據(jù)興趣區(qū)內(nèi)的多個特征點的統(tǒng)計分布來修正興趣區(qū)的位置。這樣，可根據(jù)統(tǒng)計分布來進行興趣區(qū)位置的修正處理。
物理參數(shù)計算裝置47用于根據(jù)每個興趣區(qū)內(nèi)包含的特征點的信息或跟蹤結果的代表值計算特定的物理參數(shù)(位移、速度、加速度、變形等)。另外，物理參數(shù)計算裝置47根據(jù)興趣區(qū)的變形和與興趣區(qū)有關的移動信息計算物理參數(shù)。利用上述跟蹤方法可隨時測量到在每個特征點(圖6中用“TP”表示)或每個格柵點(圖6中用“KP”表示)的位置變化。
從這些格柵點的跟蹤結果中可計算出在臨床領域重要的物理參數(shù)。下面利用本實施例描述當以心臟作為實例來分析時的位移、速度、加速度、變形、收縮開始時相等。
假定分析開始時相在舒張階段未尾的點上。計算(二維或三維)從分析開始時相的格柵點位置開始的格柵點位置變化的距離則得到位移。一般地說，公知的是，位移越大，收縮性能越好。
把上述位移取第一微分，計算出速度作為組織相對于格柵點的移動速度。速度可作成矢量(大小和方向)計算，或者也可定義成標量(與位移大小有關的微分)。一般地說，已經(jīng)公知的是，收縮速度或舒張速度及其血流速度比等反映心臟機能。
通過把上述位移取第二微分計算出加速度，作為組織相對于格柵點的移動加速度。通過顯示每個格柵點的加速度，用戶可得到表示收縮和舒張開始時間的標記。
對于變形，現(xiàn)在考慮作為最簡單例子的一維變形。把格柵間距(或特征點的間距)的初始值作為L0，當在時間點(t)時格柵間距為L(t)，則一維變形為(L(t)-L0)/L0(沒有維)，該變形值依收縮或舒張而有不同值，并由百分比表示。
另外，利用二維變形或三維變形，通過把變形張量Dij分成對稱張量和非對稱張量Fij，變形可分成變形分量和轉動分量，其中變形分量由舒張變形和間隙變形組成。
特別地，通過在心內(nèi)膜方向及其垂直方向上取坐標軸，可同時估算出在壁厚和在心肌縱向上的舒張/收縮上的變化，這些變化在臨床上是重要的。這樣，傳統(tǒng)設計中的嚴重問題即分析的方向依賴性被消除了。
自動輪廓提取技術最好用于本實施例中，從而以簡單方式沿心臟心內(nèi)膜設定坐標。這樣，在每個時相能自動提取心內(nèi)膜，根據(jù)從格柵點中得到的變形張量可計算出沿垂直于該方向的變形分量。在這種情況下，為簡化起見，可設計成獲得一維變形，此時可不分離轉動分量。
對超聲診斷而言，在許多場合，外科醫(yī)生利用如組織的變形、變形速度等的組織變形特性進行測量。例如，對應于肌肉組織的變形是與預定時間周期中，肌肉組織長度與初始長度相比的變化率相應的。需要注意的是，可設計成這樣，其中變形變化的百分比(變形百分比、變形速度等)可視地顯示為對應于各種變形速度的計算機顏色增強圖像。
變形速度為心肌的收縮和舒張性能提供了直接和定量的尺度。通過沿著心肌取圖像，可測量沿心肌縱軸的局部變形速度分量。另外，通過測量變形速度分量，可獲得與心臟壁的局部收縮和舒張有關的信息。另外，通過用腹肋成像取圖像，可獲得與心臟壁垂直的變形速度分量。通過得到與心臟壁垂直的變形速度分量，可獲得與局部心肌厚度有關的信息。如上所述，變形速度圖像有助于外科醫(yī)生對心臟的作出一些診斷，這是潛在的優(yōu)點。
另外，心肌速度的變化例如可用于心臟移植后排異的診斷、心臟腔室內(nèi)機械運動的活動狀態(tài)診斷等。其它物理參數(shù)可用于心臟壁的厚度測量、從心房到心室異常傳導路徑的位置確定等(與心肌內(nèi)路徑深度有關的信息，用于確定對患者采用控制飲食(caterer)方法還是外科手術)。
最后對上述物理參數(shù)計算裝置47計算的各種物理參數(shù)進行各種處理48，包括與空間和時間有關的擬合處理、內(nèi)插處理或濾波處理。這樣，物理參數(shù)中就排除掉了噪音等的影響。
特別地，對于心肌等周期運動而言，利用在時間方向上進行傅立葉擬合通過僅對具有達到最大值頻率的分量進行采樣而得到?jīng)]有噪音影響的數(shù)據(jù)。需要注意的是，可以設計成這樣，進行利用時間信息的平均值移動、通過低通濾波器濾波、平滑等處理來減少噪音。這樣，可利用時間信息提高精度。
顯示處理裝置49進行顯示處理(顯示控制)，以使在顯示單元上顯示通過上述物理參數(shù)計算裝置47計算出的各種物理參數(shù)。
下面是這樣設計的，顯示對應于ASE壁運動估算的十六分區(qū)的平均值。另外，還設計成計算區(qū)分成心內(nèi)膜區(qū)和心外膜區(qū)，并對分離的區(qū)域分別進行計算，以得到心內(nèi)膜和心外膜區(qū)之間的物理參數(shù)差，已公知這些在臨床上非常重要。還已經(jīng)公知的是，心內(nèi)膜的收縮/舒張運動比心外膜大。然而，當由于缺血而使心內(nèi)膜側的運動減少時，心外膜運動增加來彌補心內(nèi)膜。還可設計成對這些物理參數(shù)進行彩色編碼，并疊加在圖像上顯示，這樣就能很直觀地看到心臟機能的狀態(tài)。
圖7為示出實例的示意圖，其中顯示了跟蹤后物理參數(shù)的計算結果。用戶對操作單元進行操作，預定的屏幕啟動，同時在顯示單元上顯示計算結果。
根據(jù)圖7所示的實例，多個特征點P顯示在超聲圖像上，其中顯示出由心內(nèi)膜Q和心外膜R包圍的心肌部位R。在這種情況下，例如興趣區(qū)預先設定成心肌部位，因而就不計算并顯示出位于心肌部位外部的特征點。
物理參數(shù)包括位移、速度、加速度、變形等。要涉及到的物理參數(shù)，即與經(jīng)過時間有關的變形中的變化等以圖表Gh形式顯示。也就是說，當為得到在時間上是連續(xù)的活動圖像而計算物理參數(shù)時，物理參數(shù)上的變化可用圖表顯示方式示出，這對于理解物理參數(shù)隨時間變化是有用的。計算后的物理參數(shù)結果存儲到記錄媒體中。
需要注意的是，用戶可在不受限制的情況下增加或刪除各種顯示項目(包括參數(shù))。由于僅顯示特定參數(shù)項目，因而可適當?shù)卣{(diào)整信息量，這樣就提供了使用戶容易理解的屏幕結構。(處理程序)下面描述本發(fā)明超聲診斷設備的有關上述軟件結構的執(zhí)行。
興趣時相設定裝置42a在由超聲圖像采集裝置41a獲得的超聲圖像上設定興趣時相。另外，在通過第一興趣區(qū)設定單元42b和第二興趣區(qū)設定單元42c(或者通過自動輪廓提取處理)設定了興趣區(qū)后，圖像處理裝置41b進行處理，指定對應于超聲圖像上興趣區(qū)的部分。
需要注意的是，可這樣設計，興趣時相設定裝置42a、第一興趣區(qū)設定單元42b和第二興趣區(qū)設定單元42c不進行設定處理，以及在不進行處理的情況下，超聲圖像從圖像處理裝置41b輸出。
預處理裝置43對超聲圖像進行預處理(動態(tài)范圍壓縮處理、二元處理等)，從而能夠高精度地、可靠地對各種超聲圖像進行后面的跟蹤。
因此，特征點提取裝置44可利用角探測等在超聲圖像上提取特定的多個特征點，這些特征點可隨時間被跟蹤(也就是說，可在沒有故障情況下對這些點進行跟蹤)。毫無疑問，當?shù)谝慌d趣區(qū)設定單元42b設定跟蹤的興趣區(qū)時，只在設定的用于跟蹤的興趣區(qū)范圍內(nèi)進行多個特征點的提取處理。
如上所述提取的特征點通過顯示處理裝置49進行顯示處理，以便在超聲圖像上見到特征點，例如，特征點用顏色增強點等來表示，并與超聲圖像合成在一起(見圖3)。需要注意的是，圖4中示出了當確定了格柵圖形內(nèi)的興趣區(qū)時的狀態(tài)。另外，還設計成特征點不顯示，而只顯示在格柵圖形內(nèi)的興趣區(qū)，這樣更便于觀察。
接著，在顯示可跟蹤的特征點的情況下對跟蹤下指令后，特征點跟蹤裝置45對提取的特征點進行隨時間的跟蹤處理。
接下來，例如在需要計算多個特征點的代表值時，代表值計算裝置46a計算代表值。
另一方面，在需要對于跟蹤結果進行各種處理的情況下，其中這些處理包括把特定特征點從統(tǒng)計分布可靠范圍中排除在外的修正處理、自動調(diào)整格柵間距的處理等，采用其他各種計算處理46b進行各種處理。
第二興趣區(qū)設定單元42c根據(jù)與被跟蹤的特征點有關的運動信息改變并移動興趣區(qū)ROI2的每個格柵點KP。其中被跟蹤的特征點已經(jīng)與格柵點預先互聯(lián)起來，結果，興趣區(qū)ROI2的形狀改變。
另外，物理參數(shù)計算裝置47根據(jù)進行上述處理的跟蹤結果，即興趣區(qū)變形量、格柵點移動量等計算各種物理參數(shù)，如變形等。
這些計算出的結果通過各種處理48進行濾波處理等處理，然后有必要的話，通過顯示處理裝置49進行彩色編碼等處理，接著進行顯示處理，以在顯示單元上進行顯示(見圖7)。
如上所述，隨時間跟蹤的特征點通過特征點提取裝置在超聲圖像上自動地被提取。這樣，就能夠容易地提取這些被跟蹤的特征點。為提取特征點而對其進行跟蹤，并據(jù)此計算各種物理參數(shù)，從而減少了計算的時間周期。
也就是說，不是所有點都能在超聲圖像上跟蹤，因此包括心肌本身的心肌周圍部位的容易跟蹤的部分，例如可跟蹤的所有特征點，可同時自動地在屏幕上顯示。因此，用戶不需要象傳統(tǒng)設計那樣手工操作在心肌內(nèi)的幾個點，以便逐點確定，而是可同時提取可跟蹤的多個點，因而減輕了用戶的負擔。
另外，根據(jù)這些特征點的跟蹤結果可計算任意部分(例如格柵點)的移動量。也就是說，當特征點以任意不規(guī)則距離布置并顯示時，具有不規(guī)則間距的格柵圖形的格柵點與特征點互相關起來，從而能夠提高精度。
另外，當與格柵點互相關時，多個特征點的跟蹤結果的代表值與格柵點互聯(lián)。這樣，除進行將其中不規(guī)則間距數(shù)據(jù)修正成規(guī)則數(shù)據(jù)的內(nèi)插處理外，代表值還在局部與變形、速度等互聯(lián)，因而提高了精度。
傳統(tǒng)上計算變形采用組織多普勒方法，在該方法中計算兩點的速度差((V2-V1)/L0)，并通過把計算的差值對時間求積分計算出距離。也就是說，從多普勒方法探測的速度中得到的點的距離是非常小的相差，即小于超聲波長(1mm左右)的相差，并且是遠遠小于要得到的心臟運動的值，于是需要對速度在時間上進行積分，以得到微觀運動值，并導致累積誤差容限。另外，對多普勒方法而言，根據(jù)超聲波束方向上的速度對不同方向(與波束方向不平行)的運動等進行假設，其中投射分量在垂直方向，并對角度進行修正，以計算出初始移動。因此，運動方向的假設是必要的。另外，根據(jù)多普勒方法，當提出利用二維互相關的各種方法時，存在的困難是，在以上所述的其它方向不容易跟蹤(具體地說是這樣的方向，其中波束方向和修正速度方向以比接近90°的預定角度大的角度相交叉)。
相反，在本實施例中，根據(jù)圖像而不是相差來進行處理，因此，即使在上述不同方向移動時也可進行跟蹤(例如與波束方向垂直的方向)，因此這種跟蹤具有優(yōu)點，提高了精度，同時避免了由于包含有大誤差容限而導致錯誤診斷的危險。
如上所述，對于位于設定的任意興趣區(qū)內(nèi)的特征點很容易精確地進行跟蹤。與MRIs相比，本實施例可以較高時間分辨率和低成本來時如拉格朗日變形等的物理參數(shù)進行計算和顯示處理。另外，本實施例與多普勒方法相比，在不需要大規(guī)模電路、積分處理等情況下，可以低成本、高精度地進行相同的處理。
特別地，對于心臟部位而言，可分析根據(jù)心臟形態(tài)(收縮、舒張等)的特定方向方面的信息，因而能高精度、容易地、客觀地評估心臟機能。另外，由于可跟蹤心肌肉的特征點，同時可定量評估如變形等的物理參數(shù)，從而有利于診斷。
另外，由于只對預定興趣區(qū)內(nèi)的特征點進行跟蹤，因而減少了計算的時間周期。
另外，興趣區(qū)設定在上述器官的圖像上的格柵圖形內(nèi)，并且根據(jù)特征點的跟蹤結果可計算任意位置(格柵點)的移動量，從而將不規(guī)則間距的特征點數(shù)據(jù)與格柵點聯(lián)系起來，這樣就有助于對變形等的計算，并能通過直覺觀察。另外，興趣區(qū)最好由有規(guī)則間距的格柵圖形的格柵點組成(對從不規(guī)則間距的特征點中得到的信息進行內(nèi)插，并轉換成有規(guī)則間距的信息)，這樣具有有規(guī)則間距的格柵圖形的格柵點有利于計算，并能憑直覺觀察。
另外，根據(jù)多個特征點的跟蹤結果計算代表值(計算平均值或只提取具有高可靠性的點)，提高了穩(wěn)定性。而且，從與興趣區(qū)或靠近興趣區(qū)的部分內(nèi)多個特征點有關的移動信息的統(tǒng)計分布中計算跟蹤結果，提高了精度。另外，在時間軸方向上，對結果進行擬合、內(nèi)插或濾波計算，從而提高了精度，并可提取特定的分量。
此外，最好計算并顯示對于預定區(qū)域跟蹤的結果或物理參數(shù)的代表值(平均值等)，這樣可提高結果的穩(wěn)定性。
還有，變形張量分成轉動分量和變形分量，形成了由轉動分量和變形分量組成的結，于是可得到二維和三維變形以及一維變形，從而可精確地評估收縮/舒張機能。
對于物理參數(shù)而言，主軸的方向最好是與提取的心內(nèi)膜面或心外膜垂直或相切。這樣，可分離出心肌變短和加厚的影響。(第二實施例)下面參照圖8來描述本發(fā)明的第二實施例。根據(jù)上述第一實施例，確定的興趣區(qū)由圖4所示的格柵圖形組成，但是本發(fā)明不限于此，而是例如可設計成區(qū)域結構由六段組成，用于評估壁運動，這由ASE(美國回聲學會)規(guī)定。
具體地說，如圖8所示，本實施例具有由S1到S6的六個分區(qū)(段)組成的結構，于是可觀察每個區(qū)段的位移等。此時，通過觀察，用戶可判斷壁運動量的大小，并通過點擊鼠標為壁運動打分(1、2、3、4、5)，如“正?！?、“運動減退”等。另外，本實施例具有這樣的設計，其中與每個區(qū)段的變形、運動的程度有關的信息用不同顏色自動顯示，從而提高了利用率。毫無疑問，該方法可用于由格柵圖形組成的興趣區(qū)的布置中。
需要注意的是，如圖8所示，根據(jù)輪廓信息的顯示方法，輪廓線T可用粗線或與其它輪廓線不同的顏色顯示。通過這種辦法，用戶可容易地并且清楚地識別輪廓部分。
如圖8所示，對對應于圖像分區(qū)的顯示圖來說，例如圖中顯示有心肌，此時在心臟壁內(nèi)部從右環(huán)部到心尖部區(qū)域的分區(qū)以及從左環(huán)部到心尖部區(qū)域的分區(qū)再分別分成三個區(qū)，同時輪廓線(心壁輪廓)用對應于劃分區(qū)域S1、S2、S3、S4、S5、S6的不同顏色區(qū)分，并疊加在要顯示心臟的剖面圖上。
上述對三個區(qū)的劃分對診斷是有用的，例如，整個區(qū)劃分成基部、中間部和心尖部。這樣，心臟壁被確定，同時其中的輪廓線用對應于每個確定區(qū)域的不同顏色來顯示，從而用戶可把心臟壁適當劃分，同時在圖像上很容易和清楚地識別心臟壁區(qū)域的位置。
下面詳細描述顯示的各個部分。下面將描述作為實例的情況，其中從左環(huán)部到心尖部區(qū)的區(qū)域和從心尖部區(qū)到右環(huán)部的區(qū)域分別分成三個區(qū)域。
如上所述，在心臟壁輪廓上確定了多個分開的區(qū)域。首先，這些多個分開的區(qū)域進一步用與心臟壁輪廓有關的需要的區(qū)段單元來確定。例如，利用心臟壁的輪廓，從左環(huán)部到心尖部的區(qū)域和從心尖部區(qū)到右環(huán)部的區(qū)域分別分成三個區(qū)，即基部、中間部、心尖部。
當用戶利用如跟蹤球等操作輸入單元在心臟左腔室縱向剖面圖像上進行預定操作后，自動提取心肌即對應于心內(nèi)膜Q的部位的輪廓，，該輪廓被增強并以輪廓線T顯示，以便用于跟蹤。利用各種方法根據(jù)亮度梯度對心肌輪廓的跟蹤自動地提取心臟腔室和心肌之間的邊界。通過跟蹤確定的區(qū)域作為興趣區(qū)。
此時，當對心內(nèi)膜T等進行跟蹤時，該興趣區(qū)隨著心內(nèi)膜T的移動而移動和變形。接著，根據(jù)與移動和變形后的興趣區(qū)內(nèi)的特征點有關的信息計算物理參數(shù)，并根據(jù)這些物理參數(shù)對興趣區(qū)進行顏色增強。
需要注意的是，當如圖8所示對興趣區(qū)進行劃分時，一個劃分的區(qū)域具有不能跟蹤的部位，此時采用排除掉該部位范圍內(nèi)的特征點中來計算劃分區(qū)域的物理參數(shù)。
如上所述，例如被測對象的心臟剖面圖像是隨時間變化地從超聲診斷設備中得到的，對該圖像提取心臟輪廓，并把該提取的輪廓圖像作為心臟壁輪廓信息存儲到圖像存儲器中。探測單元(未示出)根據(jù)利用涉及心臟壁輪廓形狀、輪廓曲率等的心臟壁輪廓信息來自動探測如心臟壁輪廓、心尖部和環(huán)部的輪廓部分，同時輪廓劃分單元根據(jù)探測區(qū)的位置對心臟壁輪廓進行劃分。對分開的心臟壁輪廓進行分類，形成有利于診斷的區(qū)域，這些區(qū)域通過數(shù)值顯示、圖表顯示和心臟壁的顏色增強顯示中的至少一種來顯示。需要注意的是，輪廓信息或分部信息可存儲在圖像存儲器中。
另外，心臟的心尖部和環(huán)部具有清晰的形態(tài)特性，作為特征點，這樣就使心尖部和環(huán)部的位置精確地互相關起來。另外，根據(jù)心尖部和環(huán)部對心臟壁輪廓劃分，于是心臟壁可適當?shù)鼗ハ嚓P。
另外，也可設計成當計算物理參數(shù)時，通過在格柵圖形內(nèi)確定興趣區(qū)來進行計算，同時當最后作為用戶界面顯示時，如圖8所示，對顯示的布置設計成使用戶容易觀察。
另外，還可設計成對特征點的變形等進行插值，并且在每個象素上放置標記(顏色)來表明在物理參數(shù)上的變化(變形等)，于是以顏色平穩(wěn)變化的方式進行顯示。這樣，各種參數(shù)均可進行彩色編碼并顯示。
在圖9(a)和9(b)中示出了帶有彩色編碼的一個顯示實例。圖9(a)示出了描述組織的結構，而在圖9(b)中，心肌的變形疊加在斷層圖像上，但是它們的方向(舒張或收縮)仍然沒有分離出。圖9(b)中的彩條示出了心肌變形的幅度，其中典型的顏色分配是這樣，使具有較小幅度的心肌的變形用淺蘭色或接近的顏色表示，同時具有較大幅度的修正后的速度用深蘭色或接近的顏色表示。
圖10(a)到圖10(e)示出了可顯示彩條的實例。
與圖12(b)中所示的情況類似，圖13(a)示出了用紅色表示的心肌較小程度的變形，當心肌變形增加時，色調(diào)例如換成黃色。
圖13(b)示出了彩條顯示的另一個實例，其中變形速度的顯示與圖13(a)中示出的變形顯示結合起來。在該實例中，心肌變形的速度越大，在彩條中用的顏色就越亮，反之亦然。通過這種方式，變形速度與變形一起互相關地同時顯示，于是為要顯示的心肌提供了較高可視性。
圖13(c)示范了另外彩條的顯示，其中在圖13(a)中所示的心肌變形顯示中另外進行了方向分離。在這種情況下，例如，用暖色表示心肌的收縮變形，同時用冷色表示舒張變形。這種方向分離有可能很容易地區(qū)別開使心肌變形的種類。
圖13(d)也示范了另外的彩條，其中通過把圖13(c)中所示的方向分離后變形的顯示與變形速度的顯示結合起來而構成。這種顯示結構具有把圖13(b)和圖10(c)所示兩個實例的優(yōu)點。
需要注意的是，利用自動輪廓提取結果可自動進行興趣區(qū)設定(用于心臟或心肌區(qū))。此時，輪廓提取最好在跟蹤心內(nèi)膜程序后面進行，將心內(nèi)膜和心外膜側之間的區(qū)域作為心肌區(qū)提取，該區(qū)域估計為距心內(nèi)膜外面一預定距離(例如1cm)。這樣可以很容易設定區(qū)域。需要注意的是，對心外膜的跟蹤不是始終需要的。然而，當興趣區(qū)設定成心肌的心內(nèi)膜或心外膜時，可得到與心內(nèi)膜和心外膜(對應于心肌)之間差有關的信息。
另外，本實施例具有這樣的結構，其中心內(nèi)膜T的輪廓線由自動輪廓提取處理器進行提取，以設定興趣區(qū)。這樣當設定興趣區(qū)時，需要的組織輪廓被自動地跟蹤，于是用戶可憑直覺觀察組織等大小，并根據(jù)信息可只對需要跟蹤的區(qū)域進行確定，從而能有效進行心臟壁的評估。
毫無疑問，自動提取處理具有這樣的設計，其中對應于心外膜和心內(nèi)膜的區(qū)域輪廓線可自動地顯示。在這種情況下，在心內(nèi)膜和心外膜之間的心肌區(qū)內(nèi)對特征點探測并提取，在該區(qū)進行跟蹤，從而避免了在不必要部位進行如特征點提取處理等的不必要處理。
這樣，不必對整個心臟內(nèi)所有可跟蹤的特征點進行提取，而只對需要設定興趣區(qū)的部分和局部進行設定，從而避免了對不必要部位的計算。因而可有效地進行計算，減少了處理的負擔，并提高了處理速度。
需要注意的是，對設定興趣區(qū)的自動輪廓提取處理而言，最好由輪廓提取單元(未示出)根據(jù)圖像信息提取被測對象的輪廓。若干輪廓提取方法可用于輪廓提取單元。例如，這些方法包括基于確定圖像能量、彈性能量等的輪廓提取方法、在圖像進行二元處理后提取封閉輪廓線的方法、通過把從用戶輸入的中心點在徑向圖形中延伸的掃描線上的輪廓候選點連接起來的提取輪廓方法，等等。如上所述提取輪廓的坐標信息存儲在記錄媒體上。(第三實施例)下面參照圖8到圖10來描述本發(fā)明的第三實施例。需要注意的是，與上述第一實施例基本相同結構的描述省略，只描述不同部分。圖11為示出了本實施例的超聲診斷設備的示范結構。
根據(jù)本實施例，例如跟蹤乳頭肌、環(huán)部以及心肌內(nèi)的任意代表部位等，并可根據(jù)跟蹤結果提供在臨床中重要的心臟微觀結構的信息。
具體地說，本實施例的超聲診斷設備的軟件模塊100包括這些與第一實施例具有大致相同的結構超聲圖像采集裝置101a，興趣時相設定裝置102a，圖像處理裝置101b、預處理裝置預處理裝置103、特征點跟蹤裝置105、各種處理108和顯示處理裝置109，還包括用于設定多個興趣區(qū)的興趣區(qū)設定裝置102b、用于興趣區(qū)內(nèi)多個特征點的跟蹤結果計算代表值的代表值計算裝置106以及物理參數(shù)計算裝置107。
興趣區(qū)設定裝置102b設計成可設定多個興趣區(qū)。圖12示出了興趣區(qū)設定在乳頭肌和mital瓣膜環(huán)部的情景。在這里，用戶可把具有預定尺寸的興趣區(qū)設定成任意點。
代表值計算裝置106根據(jù)在興趣區(qū)內(nèi)的多個特征點的跟蹤結果計算代表值。如上所述，對傳統(tǒng)圖形匹配技術來說，對特征結構外的部位不容易進行隨時間的跟蹤。
因此，如第一實施例那樣，在本實施例中，位于較大尺寸的興趣區(qū)內(nèi)的多個特征點被跟蹤，同時對其代表值進行計算，從而能夠精確跟蹤興趣區(qū)內(nèi)的結構。
物理參數(shù)計算裝置107根據(jù)跟蹤結果的代表值計算特定物理參數(shù)(位移、速度、加速度、變形等)。當存在mital瓣膜回流問題時，已知乳頭肌突然停止跳動使乳頭肌和環(huán)部之間的相對位置關系發(fā)生變化，從而導致回流發(fā)生。
根據(jù)本實施例，用戶很容易地得到這些點之間的相對位置關系，即各種信息隨時間發(fā)生的變化，例如乳頭肌和環(huán)部之間的距離、乳頭肌和環(huán)部相交的角度等。根據(jù)傳統(tǒng)設計，當?shù)玫竭@些信息時，需要對每個時相進行人工測量，這是很麻煩的。
顯示處理裝置109顯示計算的結果?？稍O計成從多個興趣區(qū)中得到的信息用圖表或在幾何圖形上的變化來顯示。
根據(jù)上述結構，首先興趣區(qū)設定裝置102b設定多個興趣區(qū)。接著，特征點跟蹤裝置105在每個興趣區(qū)內(nèi)跟蹤特征點。
物理參數(shù)計算裝置107計算興趣區(qū)之間的距離、興趣區(qū)相交的角度等，并通過顯示處理裝置109顯示計算的結果。
上述第一實施例顯示了變形的局部情景，而本實施例沒有心肌收縮等信息以及標簽等，而只顯示出由較大區(qū)域組成的心臟結構是如何變化的，其中較大區(qū)域是如左腔室環(huán)部、乳頭肌、心尖部等的標志性部分(作為標志的區(qū)域)。
例如，對傳統(tǒng)的設計而言，在觀察瓣膜尺寸變化的情況下，當心臟運動后的每個期間觀察瓣膜如何擴張或變窄時，需要用戶逐幀地人工觀察圖像，這是非常麻煩的。
相反，本實施例指定有多個興趣區(qū)，這樣例如可跟蹤興趣區(qū)之間的距離、環(huán)部運動的距離、移動兩個點之間的距離。
例如，在確定了興趣區(qū)的具體實例中，如圖13A所示，假定確定了多個興趣區(qū)U1、U2和U3，中心有三個點，即心尖部TP1、左環(huán)部TP2和右環(huán)部TP3。在心臟收縮和舒張后，心尖部TP1、左環(huán)部TP2和右環(huán)部TP3以及興趣區(qū)U1、U2和U3也同步進行收縮和舒張。
具體地說，如圖13B所示，當心臟收縮時，興趣區(qū)U1、U2和U3之間的距離變小，形成了由直線W1組成的近似三角形的幾何形狀，其中直線連接興趣區(qū)U1、U2和U3。
另一方面，如圖13C所示，當心臟舒張時，興趣區(qū)U1、U2和U3之間的距離增加，于是形成了由直線W2(與上述W1不同)組成的近似三角形的幾何形狀，其中直線連接興趣區(qū)U1、U2和U3。
在上述情形下，興趣區(qū)之間的距離或角度以由三個點組成的幾何結構被跟蹤。例如，在第一階段，幾何結構為某個三角形，在跟蹤處理后，該形狀逐漸變形成為不同的形狀，從而很明顯地觀察到心臟的收縮和舒張程度。需要注意的是，確定多個跟蹤的興趣區(qū)時，興趣區(qū)數(shù)量并不象上述實施例中那樣只限于三個，而可以是兩個。毫無疑問，興趣區(qū)數(shù)量可以比3大(即4或5個點)。
如上所述，本實施例具有上述第一和第二實施例中一樣的優(yōu)點，本實施例還有觀察如瓣膜、乳頭肌、心尖部等微觀結構參數(shù)變化的優(yōu)點，可精確地測量到由于心肌梗塞等導致的心臟形態(tài)上的特征變化。(第四實施例)下面參照圖14來描述本發(fā)明的第四實施例。圖14為示出了本發(fā)明第四實施例的功能方框圖。
上述的每個實施例已經(jīng)對有關顯示普通二維圖像的超聲診斷設備進行了描述，但是近年來，已經(jīng)出現(xiàn)了可獲得三維圖像的超聲診斷設備。在這種情況下，進行了這樣的設計，其中通過從三維圖像取任意剖面而形成二維圖像，并采用上述各實施例。另外，還進行了這樣的設計，其中在格柵圖形內(nèi)形成三維興趣區(qū)，用于三維象素數(shù)據(jù)，并進行三維跟蹤，從而可計算并顯示各種三維物理參數(shù)。
具體地說，如圖14所示，超聲診斷設備的軟件模塊結構110可根據(jù)本實施例進行三維顯示，該軟件模塊結構110包括超聲圖像采集裝置111a、三維圖像重構裝置111b、興趣時相設定裝置112a、興趣區(qū)設定裝置112b、圖像處理裝置(3D)111c、預處理裝置(3D)113、特征點提取裝置(3D)114、特征點跟蹤裝置(3D)115、代表值計算裝置(3D)116a、其他各種計算處理裝置116b、物理參數(shù)計算裝置117、各種處理118和顯示處理裝置119。
對具有上述結構的超聲診斷設備來說，基本處理與上述第一實施例相同，三維圖像重建裝置111b把從超聲圖像采集裝置111a采集的超聲圖像制作成三維圖像，該三維圖像可以三維方式顯示。
接著，興趣區(qū)設定裝置112b以三維方式在具有立方體單元的格柵圖形內(nèi)設定興趣區(qū)。接著，圖像處理裝置(3D)111c進行預定的處理，從而以三維方式確定的興趣區(qū)構建在上述三維圖像上。然后，預處理裝置(3D)113對該三維圖像進行預處理，同時特征點提取裝置(3D)114接著提取特征點。該特征點也顯示在三維圖像上，于是用戶可觀察三維的位置關系。
另外，特征點跟蹤裝置(3D)115和116a分別以與三維圖像對應的方式進行處理。接著，其他各種計算處理裝置116b進行計算處理，物理參數(shù)計算裝置117進行計算，以及各種處理118和顯示處理裝置119進行與上述第一實施例相同的顯示處理。
如上所述，本實施例具有與上述其他實施例相同的優(yōu)點。同時采用二維處理的設計僅能觀察在平面內(nèi)的舒張和收縮，而采用三維處理的設計，用戶可通過三維信息觀察到由帶x、y和z軸的立方體格柵是如何變形的。在這種情況下，與上述第一實施例相同的處理用三維處理得到增強，于是對實時得到的三維信息進行處理，從而可計算并得到三維變形。
需要注意的是，盡管已參照幾個特定的實施例對本發(fā)明的設備和方法進行了描述，但在不脫離本發(fā)明的精神和范圍情況下可對本說明書描述的實施例進行各種修改。
在上述各實施例的超聲診斷設備執(zhí)行的處理程序中，例如，這些處理為圖2、8和11中示出的特征點提取處理、特征跟蹤處理、物理參數(shù)計算處理等，但也可通過具有上述處理功能的計算機(圖像處理裝置)，如獨立于超聲診斷設備的PC、工作站等進行各種處理。
另外，可設計成這樣，其中圖像處理裝置安裝在如超聲診斷設備等的圖像采集設備(模態(tài))內(nèi)。另外，也可設計成這樣，其中圖像處理裝置和圖像采集設備(模態(tài))彼此獨立。在這種情況下，模態(tài)不限于超聲診斷設備，而圖像采集單元可以是輸入圖像視頻信號的裝置。
另外，上述實施例包含了多個級，同時從披露的多個結構部件中的適當組合中可提取出各種設計。也就是說，毫無疑問地，本發(fā)明包括了上述實施例的組合，或者是一個實施例和一個改型的組合。另外，可進行這樣的設計，其中從整體結構中把幾個結構部件去掉。
前面已經(jīng)對有關本發(fā)明實施例的實例進行了描述，同時可以在適當范圍內(nèi)進行改型和/或改變。每個實施例都示出了本發(fā)明的實例，但是并不限制本發(fā)明。
如上所述，根據(jù)本發(fā)明，可隨時間跟蹤的多個特征點(容易跟蹤的部位)容易從超聲圖像上的所有點中同時提取出，因此不需要象傳統(tǒng)設計中那樣對幾個點進行手工操作和確認，而是在整個組織區(qū)域中可對跟蹤的多個點同時提取，從而減小了加在用戶上的負擔。
另外，利用在任意特定興趣區(qū)內(nèi)得到的特征點很容易精確地進行跟蹤。與MRIs相比，可以高時間分辨率和低成本得到物理參數(shù)。而且在不需要大規(guī)模電路、積分處理等情況下，能以低成本和高精度得到物理參數(shù)。此時，僅對興趣區(qū)內(nèi)的特征點進行跟蹤，同時計算各種物理參數(shù)，從而減少了計算的時間周期。
具體地說，在心臟區(qū)，可通過二維或三維方式分析基于心臟形態(tài)的特定方向上的信息(涉及收縮、舒張等)，從而能高精度地、更容易和客觀地評估心臟機能。
另外，從多個特征點的跟蹤結果中可估算出任意部位(即格柵)的移動量，從而提高了精度。
再有，確定多個興趣區(qū)，對涉及興趣區(qū)的距離等進行跟蹤，于是得到微觀結構的定量信息，這些信息對觀察如瓣膜、乳頭肌、心尖部等微觀結構參數(shù)中的變化是非常有用的，從而能高精度測量由于心肌梗塞等造成的心臟形態(tài)上發(fā)生的特征變化。
權利要求
1.一種圖像處理設備，包括圖像采集裝置、第一跟蹤裝置和物理參數(shù)計算裝置；圖像采集裝置用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；第一跟蹤裝置用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)亮度和幅值中的至少一種數(shù)據(jù)來跟蹤圖像中的多個點；以及物理參數(shù)計算裝置用于計算特定物理參數(shù)，這些物理參數(shù)與多個位置的相對位置關系中的變化有關。
2.一種圖像處理設備，包括圖像采集單元、第一跟蹤單元和物理參數(shù)計算單元；圖像采集單元用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；第一跟蹤單元用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)亮度和幅值中的至少一種數(shù)據(jù)來跟蹤圖像中的多個點；以及物理參數(shù)計算單元用于計算特定物理參數(shù)，這些物理參數(shù)與多個位置的相對位置關系中的變化有關。
3.根據(jù)權利要求2所述的圖像處理設備，其中這些點由多個可跟蹤的特征點組成，該設備還包括提取單元和第二跟蹤單元；其中提取單元用于根據(jù)采集圖像數(shù)據(jù)來提取多個可跟蹤的特征點；第二跟蹤單元用于跟蹤特征點的移動。
4.根據(jù)權利要求3所述的圖像處理設備，還包括興趣區(qū)設定單元，該單元用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)在顯示圖像上設定多個興趣區(qū)，其中物理參數(shù)計算單元根據(jù)來自位于每個興趣區(qū)內(nèi)多個特征點的信息來獲取物理參數(shù)。
5.根據(jù)權利要求4所述的圖像處理設備，其中興趣區(qū)設定單元設置成提取心臟及其心肌區(qū)中至少一個的輪廓，并根據(jù)提取結果在圖像上設定興趣區(qū)。
6.根據(jù)權利要求5所述的圖像處理設備，其中興趣區(qū)設定單元還設置成把心臟或心臟心肌區(qū)從環(huán)部到每側的心尖部分成基部、中間部和心尖部三個區(qū)段，并根據(jù)劃分結果在圖像上設定興趣區(qū)。
7.根據(jù)權利要求4所述的圖像處理設備，其中提取單元設置成提取僅在興趣區(qū)邊界內(nèi)的特征點，而跟蹤單元設置成跟蹤該特征點。
8.根據(jù)權利要求4所述的圖像處理設備，其中興趣區(qū)設定單元設置成根據(jù)多個特征點移動的信息來移動至少一個興趣區(qū)，其中的多個特征點位于興趣區(qū)邊界內(nèi)或彼此相鄰隔開。
9.根據(jù)權利要求2所述的圖像處理設備，還包括提取單元、興趣區(qū)設定單元、互相關單元和變形單元；其中提取單元用于根據(jù)采集的圖像數(shù)據(jù)來提取多個可跟蹤的特征點；興趣區(qū)設定單元用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)在顯示圖像上設定多個具有等距離隔開圖形的興趣區(qū)；互相關單元用于使提取的特征點與具有相同形狀的興趣區(qū)聯(lián)系起來；變形單元用于根據(jù)跟蹤結果使具有等距離隔開圖形的興趣區(qū)變形，其中物理參數(shù)計算單元設置成計算有關興趣區(qū)變形的物理參數(shù)。
10.根據(jù)權利要求9所述的圖像處理設備，其中興趣區(qū)設定單元設置成把興趣區(qū)設定在等距離分開的格柵圖形內(nèi)，并自動調(diào)節(jié)等距離分開的格柵圖形的格柵間距。
11.根據(jù)權利要求9所述的圖像處理設備，其中物理參數(shù)計算單元設置成從有關興趣區(qū)變形的信息中獲取變形張量，并把該變形張量分離出對稱張量和非對稱張量，由此變形分量與轉動分量分離。
12.根據(jù)權利要求2所述的圖像處理設備，其中物理參數(shù)的主軸取向為與提取的心內(nèi)膜面和心外膜面之一垂直或相切的方向。
13.根據(jù)權利要求9所述的圖像處理設備，其中物理參數(shù)為從設定在格柵圖形內(nèi)興趣區(qū)變形中得到的位移、變形和變形速度之一。
14.根據(jù)權利要求3所述的圖像處理設備，其中提取單元設置成通過從圖像中探測角點來提取特征點。
15.根據(jù)權利要求2所述的圖像處理設備，其中跟蹤單元包括代表值計算單元，該代表值計算單元用于根據(jù)位于局部興趣區(qū)內(nèi)的跟蹤結果來計算多個特征點的代表值。
16.一種圖像處理設備，包括圖像采集裝置、跟蹤裝置、興趣區(qū)設定裝置和物理參數(shù)計算裝置；圖像采集裝置用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；跟蹤裝置用于跟蹤圖像上預定點的移動；興趣區(qū)設定裝置用于設定興趣區(qū)，并接著改變多個興趣區(qū)；以及物理參數(shù)計算裝置用于根據(jù)興趣區(qū)的移動信息來獲取物理參數(shù)。
17.一種圖像處理設備，包括圖像采集單元、跟蹤單元、興趣區(qū)設定單元和物理參數(shù)計算單元；圖像采集單元用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；跟蹤單元用于跟蹤圖像上預定點的移動；興趣區(qū)設定單元用于設定興趣區(qū)，并接著改變多個興趣區(qū)；以及物理參數(shù)計算單元用于根據(jù)興趣區(qū)的移動信息來獲取物理參數(shù)。
18.根據(jù)權利要求3或17所述的圖像處理設備，其中興趣區(qū)設定單元設置成根據(jù)在興趣區(qū)邊界內(nèi)的多個特征點的統(tǒng)計分布來修正興趣區(qū)的位置信息。
19.根據(jù)權利要求3或17所述的圖像處理設備，還包括下面之一對通過物理參數(shù)計算單元得到的圖像數(shù)據(jù)進行彩色顯示的單元，以及對通過把多種數(shù)據(jù)結合而形成的信息塊進行顯示的單元，其中的多種數(shù)據(jù)是通過物理參數(shù)計算裝置而得到的。
20.根據(jù)權利要求2所述的圖像處理設備，其中圖像數(shù)據(jù)為三維圖像數(shù)據(jù)。
21.根據(jù)權利要求17所述的圖像處理設備，其中圖像數(shù)據(jù)為三維圖像數(shù)據(jù)。
22.一種超聲診斷設備，包括圖像處理設備，該圖像處理設備包括圖像采集單元、跟蹤單元和物理參數(shù)計算單元；圖像采集單元用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；跟蹤單元用于根據(jù)圖像數(shù)據(jù)亮度和幅值中至少一種數(shù)據(jù)來跟蹤圖像中的多個點；以及物理參數(shù)計算單元用于計算特定物理參數(shù)，這些物理參數(shù)與多個位置中的相對位置關系中的變化有關。
23.一種超聲診斷設備，包括圖像處理設備，該圖像處理設備包括圖像采集單元、跟蹤單元、興趣區(qū)設定單元和物理參數(shù)計算單元；圖像采集單元用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；跟蹤單元用于跟蹤位于圖像內(nèi)預定點的移動；興趣區(qū)設定單元用于設定興趣區(qū)，并接著改變興趣區(qū)；以及物理參數(shù)計算單元用于根據(jù)興趣區(qū)的移動信息來獲取物理參數(shù)。
24.一種用于診斷被測對象的處理圖像的方法，包括的步驟為采集被測對象圖像數(shù)據(jù)；根據(jù)圖像數(shù)據(jù)亮度和幅值中至少一種數(shù)據(jù)來跟蹤圖像中的多個點；以及計算特定物理參數(shù)，這些物理參數(shù)與多個位置的相對位置關系中的變化有關。
25.一種用于診斷被測對象的處理圖像的方法，包括的步驟為采集被測對象圖像數(shù)據(jù)；跟蹤位于圖像內(nèi)預定點的移動；設定興趣區(qū)，并接著改變多個興趣區(qū)；以及根據(jù)興趣區(qū)的移動信息來獲取物理參數(shù)。
全文摘要
本發(fā)明涉及包括圖像處理單元的超聲圖像設備和超聲診斷設備。該圖像處理設備包括圖像采集單元、提取單元、跟蹤單元和物理參數(shù)計算單元。圖像采集單元用于采集被測對象的圖像數(shù)據(jù)；提取單元根據(jù)采集的圖像數(shù)據(jù)來提取多個可跟蹤的特征點；跟蹤單元跟蹤特征點的移動；以及物理參數(shù)計算單元根據(jù)從跟蹤結果中得到的信息來獲取位于每個興趣區(qū)內(nèi)特征點的特定物理參數(shù)。其中的特定物理參數(shù)例如為位移、變形和變形速度等。該超聲圖像設備和超聲診斷設備可更容易精確地提取特征點，并對心臟等收縮/舒張功能進行低成本的分析。
文檔編號A61B8/14GK1442118SQ0311079
公開日2003年9月17日 申請日期2003年3月5日 優(yōu)先權日2002年3月5日
發(fā)明者辻野弘行, 西浦正英 申請人:株式會社東芝