用于實(shí)時(shí)超聲成像的三平面圖像的自動(dòng)分割的制作方法
【專利摘要】一種實(shí)現(xiàn)對心臟的標(biāo)準(zhǔn)視圖平面的實(shí)時(shí)自動(dòng)采集的超聲診斷成像系統(tǒng)和方法，所述標(biāo)準(zhǔn)視圖平面例如AP4視圖、AP3視圖和AP2視圖。采集心臟的3D圖像并且結(jié)合幾何心臟模型來處理心臟的3D圖像。心臟模型被適配到處于其被采集的姿態(tài)中的心臟，以從3D圖像數(shù)據(jù)中分割出期望的圖像平面。在相繼的圖像采集間隔期間，通過相繼圖像數(shù)據(jù)將各圖像平面作為多平面系統(tǒng)進(jìn)行跟蹤，以更新對多平面圖像的顯示。相繼圖像采集能夠是在每個(gè)采集間隔期間對僅僅所跟蹤的圖像平面的體積圖像采集或多平面采集。
【專利說明】
用于實(shí)時(shí)超聲成像的三平面圖像的自動(dòng)分割
技術(shù)領(lǐng)域
[0001]本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)超聲成像系統(tǒng)，并且具體涉及用于心臟成像的3D超聲系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0002]在心臟超聲成像中，存在心臟的多個(gè)標(biāo)準(zhǔn)平面視圖，必須頻繁地被采集心臟的多個(gè)標(biāo)準(zhǔn)平面視圖以便對心臟性能做出標(biāo)準(zhǔn)化的測量或診斷。這些標(biāo)準(zhǔn)視圖中的三種是心尖二腔觀、心尖三腔觀和心尖二腔觀，其通常被稱為AP4視圖、AP3視圖和AP2視圖。如名稱所示意的，心臟的這些平面視圖都是通過將超聲探頭把持在左胸腔下面來采集的，在那里超聲探頭將從心臟的心尖查看心臟。心尖四腔觀將心臟的全部四個(gè)腔室，即左右心房和左右心室可視化。當(dāng)臨床醫(yī)生想要計(jì)算射血分?jǐn)?shù)以將左心室可視化或者評價(jià)舒張功能或瓣膜狹窄時(shí)，該視圖是優(yōu)選的。心尖三腔觀使得臨床醫(yī)生能夠?qū)⒅鲃?dòng)脈瓣和主動(dòng)脈根可視化。該視圖優(yōu)選用于評價(jià)心臟的前外側(cè)壁和后壁的收縮性。通過將多普勒束與左心室流出道進(jìn)行對齊，臨床醫(yī)生能夠定量地評價(jià)瓣膜狹窄的嚴(yán)重性。心尖二腔觀實(shí)現(xiàn)對左心室的前壁和下壁可視化和評價(jià)。
[0003]存在用于操縱二維超聲探頭以便采集心臟的這些標(biāo)準(zhǔn)平面視圖的熟知的且充分理解的技術(shù)。一般取四腔觀作為第一視圖以及用于其他視圖的參考。為了采集心尖四腔觀，臨床醫(yī)生將探頭抵靠著患者的左側(cè)把持，其中，探頭瞄準(zhǔn)心臟的尖端并且向上朝向右肩。探頭的一側(cè)上的缺口被定位在2點(diǎn)鐘或3點(diǎn)鐘方向，該缺口使得臨床醫(yī)生在患者的解剖結(jié)構(gòu)與超聲系統(tǒng)顯示器上的圖像之間保持期望的左右取向。當(dāng)被合適地定位時(shí)，心臟的四個(gè)腔室被清楚地顯示，其中尖端在屏幕的頂部處并且右腔室在屏幕的左側(cè)。右心室應(yīng)當(dāng)不大于左心室的寬度的三分之二。
[0004]根據(jù)四腔觀，對心尖三腔觀的采集僅僅要求對探頭的簡單操縱。探頭針對患者被逆時(shí)針旋轉(zhuǎn)直到探頭上的缺口大致處于11點(diǎn)鐘位置處?，F(xiàn)在應(yīng)當(dāng)在屏幕上看到三腔觀。該旋轉(zhuǎn)意味著在四腔觀的圖像平面與三腔觀的圖像平面之間存在大致90°關(guān)系。為了采集二腔觀，探頭被進(jìn)一步旋轉(zhuǎn)直到大致9點(diǎn)鐘位置?，F(xiàn)在心尖二腔觀應(yīng)當(dāng)被顯示在屏幕上。這意味著二腔觀被定位在距參考的四腔觀大致135°的旋轉(zhuǎn)處。
[0005]如可以從前文中看出的，臨床醫(yī)生可能花費(fèi)相當(dāng)量的時(shí)間來采集這些視圖并操縱探頭從一個(gè)視圖到另一視圖。將期望能夠在沒有上述的小心且辛苦的探頭操縱的情況下采集心臟的這些標(biāo)準(zhǔn)視圖。進(jìn)一步將期望由超聲系統(tǒng)自動(dòng)地采集視圖而根本不需要對探頭的特別操縱。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0006]根據(jù)本發(fā)明的原理，描述了一種超聲成像系統(tǒng)和方法，其實(shí)現(xiàn)從心尖位置的對心臟的3D采集。對于在3D采集中采集的大多數(shù)心臟體積，由超聲系統(tǒng)將數(shù)學(xué)心臟模型應(yīng)用到3D體積以對心臟的三種心尖視圖平面(S卩AP4圖像平面、AP3圖像平面和AP2圖像平面)進(jìn)行識別和分割。一旦被分割，三個(gè)圖像平面接著被用作三平面系統(tǒng)以將三平面系統(tǒng)作為剛性變換在對3D體積的后續(xù)采集中進(jìn)行跟蹤。因此能夠通過從實(shí)況體積圖像中提取MPR切片或者通過利用矩陣陣列換能器探頭掃描僅僅三平面來對三平面系統(tǒng)進(jìn)行實(shí)時(shí)地可視化。
【附圖說明】
[0007]在附圖中:
[0008]圖1以方框圖的形式圖示了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的醫(yī)學(xué)超聲系統(tǒng)。
[0009]圖2a、圖2b和圖2c是心臟的AP4視圖、AP3視圖和AP2視圖的圖形圖示。
[0010]圖3圖示了AP4視圖、AP3視圖和AP2視圖的平面當(dāng)被布置在三平面系統(tǒng)中時(shí)的相對取向。
[0011]圖4是根據(jù)本發(fā)明的原理對心尖三平面圖像系統(tǒng)的采集、分割和跟蹤的流程圖。
[0012]圖5a、圖5b和圖5c圖示了心尖三平面系統(tǒng)的三幅超聲圖像當(dāng)作為超聲顯示屏幕上的實(shí)況圖像被同時(shí)查看時(shí)并且當(dāng)被疊加以表示心臟模型的視圖平面的圖形時(shí)的外觀。
【具體實(shí)施方式】
[0013]首先參考圖1，以方框圖的形式示出了本發(fā)明的超聲成像系統(tǒng)。該超聲系統(tǒng)是通過以下兩個(gè)子系統(tǒng)來配置的:前端采集子系統(tǒng)1A和顯示子系統(tǒng)10B。超聲探頭耦合到采集子系統(tǒng)，該超聲探頭包括二維矩陣陣列換能器70和微型波束形成器72。微型波束形成器含有如下電路，該電路控制被施加到陣列換能器70的元件的組(“補(bǔ)片”)的信號并且對由每組的元件接收到的回波信號進(jìn)行特定處理。探頭中的微型波束形成有利地減少了在探頭與超聲系統(tǒng)之間的線纜中的導(dǎo)體的數(shù)量，并且在(Savord等人的)美國專利5997479和(Pesque的)美國專利6436048中進(jìn)行描述。
[0014]探頭耦合到超聲系統(tǒng)的采集子系統(tǒng)10A。采集子系統(tǒng)包括波束形成控制器74，其對用戶控制36做出響應(yīng)并將控制信號提供到微型波束形成器72，關(guān)于發(fā)送波束的定時(shí)、頻率、方向和聚焦來指導(dǎo)探頭。波束形成控制器還控制對由采集子系統(tǒng)通過其對模數(shù)(A/D)轉(zhuǎn)換器18和系統(tǒng)波束形成器20的控制采集的回波信號的波束形成。由探頭接收到的回波信號由采集子系統(tǒng)中的前置放大器和TGC(時(shí)間增益控制)電路16放大，接著由A/D轉(zhuǎn)換器18進(jìn)行數(shù)字化。接著由系統(tǒng)波束形成器20將經(jīng)數(shù)字化的回波信號形成為完全轉(zhuǎn)向并聚焦的波束。接著由信號處理器22處理回波信號，所述信號處理器執(zhí)行數(shù)字濾波、B模式和M模式探測以及多普勒處理，并且還能夠執(zhí)行其他信號處理，例如諧波分離、散斑減小和其他期望的圖像信號處理。
[0015]由采集子系統(tǒng)1A產(chǎn)生的回波信號耦合到顯示子系統(tǒng)10B，所述顯示子系統(tǒng)處理回波信號以用于以期望的圖像格式顯示。由圖像線處理器24處理回波信號，所述圖像線處理器能夠?qū)夭ㄐ盘栠M(jìn)行采樣、將波束的段拼接成完整的線信號并且對線信號求平均以用于信噪改進(jìn)或流持久性。由掃描轉(zhuǎn)換器26將針對2D圖像的圖像線掃描轉(zhuǎn)換為期望的圖像格式，所述掃描轉(zhuǎn)換器執(zhí)行本領(lǐng)域中已知的R-theta轉(zhuǎn)換。接著圖像被存儲在圖像緩存或存儲器28中，從其中圖像能夠被顯示在顯示器38上。存儲器28中的圖像還被疊加有要與圖像一起顯示的圖形，所述圖形是由對用戶控制36做出響應(yīng)的圖形生成器(未示出)生成的。在對圖像循環(huán)或序列的捕獲期間，個(gè)體圖像和圖像序列能夠被存儲在影片存儲器(未示出)中。
[0016]針對實(shí)時(shí)體積成像，顯示子系統(tǒng)1B還包括3D圖像繪制處理器32，其接收來自圖像線處理器24的圖像線以繪制實(shí)時(shí)三維圖像。3D圖像能夠在顯示器38上被顯示為實(shí)況(實(shí)時(shí))3D圖像或者耦合到圖像存儲器28以用于存儲供稍后審查和診斷的3D數(shù)據(jù)集。
[0017]根據(jù)本發(fā)明的原理，顯示子系統(tǒng)還包括存儲在存儲器40中的解析幾何心臟模型。存儲在存儲器中的心臟模型數(shù)據(jù)在概念上是3D表面網(wǎng)格，所述3D表面網(wǎng)格勾畫出心臟的主要特征的形狀，所述主要特征例如流體腔、心臟瓣膜等。在所構(gòu)建的實(shí)施例中，所述網(wǎng)格是由相互連接的三角元素組成的，但是也可以使用其他網(wǎng)格，例如矩形元素網(wǎng)格或方形元素網(wǎng)格或由不均勻的旋轉(zhuǎn)b樣條組成的網(wǎng)格。如本文中所預(yù)期的，心臟模型能夠是全細(xì)節(jié)的幾何模型或簡單的解剖界標(biāo)模型，所述解剖界標(biāo)例如腔室壁、心尖、心臟瓣膜或瓣膜平面輪廓等。還能夠使用將兩者組合的心臟模型。例如，識別標(biāo)準(zhǔn)平面的關(guān)鍵界標(biāo)的心臟模型能夠被用于識別超聲圖像數(shù)據(jù)中的那些標(biāo)準(zhǔn)平面。心臟模型的目的是對患者的心臟的3D超聲圖像進(jìn)行識別或分割。該功能由APn平面分割和跟蹤處理器42來執(zhí)行，所述APn平面分割和跟蹤處理器使用心臟模型數(shù)據(jù)來提取3D超聲圖像的特定圖像平面，在這種情況下是AP2圖像平面、AP3圖像平面和AP4圖像平面。在圖2a、圖2b和圖2c中以圖形方式示出了這些圖像平面。在圖2a中示出了心臟的四腔AP4平面的模型。在該視圖中，臨床醫(yī)生能夠看到全部四個(gè)心臟腔室，右心房和右心室由三尖瓣分開，并且左心房和左心室由二尖瓣分開。在AP4模型的這種取向中，心臟的尖端在頂部處。圖2b圖示了 AP3三腔圖像平面的模型。AP3視圖實(shí)現(xiàn)對左心臟腔室以及主動(dòng)脈根和主動(dòng)脈瓣的可視化。圖2c圖示了 AP2模型。該視圖實(shí)現(xiàn)對左心房、二尖瓣和左心室的可視化。圖3是這三個(gè)視圖平面對彼此的相對取向的透視圖。在典型的檢查中，臨床醫(yī)生將超聲探頭放置在胸腔的左側(cè)下面，向上朝向右肩瞄準(zhǔn)。探頭被操縱直到采集到心尖四腔觀。接著探頭被向上傾斜以在心尖三腔觀或心尖5腔觀中采集LV流出道和主動(dòng)脈瓣。通過將探頭逆時(shí)針旋轉(zhuǎn)90°來再次操縱探頭以采集二腔觀。能夠認(rèn)識到，這是辛苦的且耗時(shí)的任務(wù)，需要臨床醫(yī)生的相當(dāng)大的技巧。AP2視圖、AP3視圖和AP4視圖是用于許多心臟診斷的標(biāo)準(zhǔn)視圖平面。
[0018]由本發(fā)明的超聲系統(tǒng)消除了該困難任務(wù)和其復(fù)雜性，通過本發(fā)明的超聲系統(tǒng)，從3D超聲圖像中提取期望的心尖視圖平面并通過對心臟模型的分析使用來顯示。該提取是由APn平面分割和跟蹤處理器42完成的，所述提取通過在3D超聲圖像體積中找到心臟模型的大致位置開始。以霍夫變換的形式實(shí)施的形狀查找器在3D圖像中找到心臟模型的大致位置。局部化的仿射變換在體積圖像中更好地限定大的結(jié)構(gòu)，例如心臟流體腔。局部化的精細(xì)調(diào)諧在圖像體積中將模型與解剖結(jié)構(gòu)更精確地進(jìn)行對齊。現(xiàn)在，在3D心臟模型與體積圖像中的心臟的解剖結(jié)構(gòu)對齊的情況下，從心臟模型取得的三個(gè)心尖平面的界標(biāo)被用于在體積圖像中識別這三個(gè)平面，并且從體積圖像中提取三個(gè)圖像平面AP4、AP3和AP2。
[0019]在該處理的實(shí)施方式中，Apn平面分割和跟蹤處理器42如下對心臟的3D體積圖像的體素進(jìn)行操作。該平面分割和跟蹤處理器包括用作針對分割器的初始化器的預(yù)處理器。預(yù)處理器自動(dòng)分析圖像數(shù)據(jù)并用于對當(dāng)前視圖進(jìn)行分類，當(dāng)前視圖即已經(jīng)采集到當(dāng)前3D心臟圖像的視圖。換言之，預(yù)處理器能夠檢測要被分割的器官相對于參考姿態(tài)的姿態(tài)。“姿態(tài)”是目標(biāo)相對于作為參考取向的模型的位置及其取向。檢測到的姿態(tài)由“姿態(tài)參數(shù)”表示。該參數(shù)描述如下變換，即需要如何將心臟的幾何模型移位并旋轉(zhuǎn)，使得經(jīng)如此變換的模型與圖像中的心臟的姿態(tài)相對應(yīng)?；谶@些姿態(tài)參數(shù)，接著將心臟的幾何模型的點(diǎn)變換為所估計(jì)的(“當(dāng)前的”)姿態(tài)。在優(yōu)選實(shí)施方式中，心臟的幾何模型被定義為由三角元素組成的3D表面網(wǎng)格，所述網(wǎng)格在給出的參考姿態(tài)中粗略地勾畫標(biāo)準(zhǔn)心臟形狀。接著將經(jīng)如此變換(即移位并旋轉(zhuǎn))的模型供應(yīng)為用于對圖像體積的基于模型的分割的開始點(diǎn)，該分割依賴于對要被分割的目標(biāo)的位置和取向的先驗(yàn)知識，在這種情況下為對三個(gè)期望的心尖視圖平面的分割。
[0020]預(yù)處理器采用具有多個(gè)累加器的廣義霍夫變換(GHT)，針對心臟的每個(gè)取向有一個(gè)累加器。為了解決一定范圍的明顯變化的心臟姿態(tài)可能性，來自訓(xùn)練3D圖像的頻繁重現(xiàn)的姿態(tài)取向被存儲在處理器中，并且在聚類之后，根據(jù)那些取向來計(jì)算一組變換。接著在GHT投票過程期間的操作階段中應(yīng)用變換以填充多個(gè)霍夫累加器。接著在所有霍夫累加器上針對最大投票條目對多個(gè)霍夫累加器進(jìn)行搜索，以找到即時(shí)心臟姿態(tài)?？梢栽谒谢舴蚶奂悠魃贤瑫r(shí)運(yùn)行該搜索，或者可以順序地進(jìn)行搜索。取具有最高投票計(jì)數(shù)的霍夫累加器條目來表示針對給出的姿態(tài)取向β的最可能的目標(biāo)位置。在優(yōu)選實(shí)施方式中，從圖像數(shù)據(jù)中對界標(biāo)的提取被用于根據(jù)多個(gè)仿射(或其他)變換來確定最佳地與即時(shí)圖像中的結(jié)構(gòu)相關(guān)的最佳變換。預(yù)處理器包括用于接收3D圖像和分類器的輸入端口。還存在用于輸出如由分類器確定的姿態(tài)的姿態(tài)參數(shù)(β[ =取向]，x[=位置])的輸出端口。接著可以將該姿態(tài)信息(β，χ)應(yīng)用到幾何心臟模型。經(jīng)變換的模型形成用于分割的“初始化模型”。一旦獲知要被分割的圖像中的心臟的姿態(tài)(即可獲得初始化模型)，則分割器向幾何心臟模型應(yīng)用參數(shù)化的且可變形的適配步驟。由此，模型被適配到即時(shí)圖像體積中的心臟的結(jié)構(gòu)。具體地，所述適配包括一個(gè)或多個(gè)階段，在所述一個(gè)或多個(gè)階段中，通過相繼地應(yīng)用全局剛性變換、全局仿射變換、多剛性變換以及可變形的變換來將模型的坐標(biāo)適配到體積圖像數(shù)據(jù)。在對初始化模型進(jìn)行變形后，對網(wǎng)格模型的三角面的法線上的灰度值強(qiáng)度進(jìn)行評估以限定分割的邊界。
[0021]當(dāng)解剖界標(biāo)識別被用于心臟模型配準(zhǔn)和圖像平面提取時(shí)，界標(biāo)識別符用于檢測/識別3D心臟圖像中的一個(gè)或多個(gè)解剖界標(biāo)。圖像中的界標(biāo)檢測可以基于RANSAC(隨機(jī)采樣一致)算法，在M.Fischler等人的 “Random Sample Consensus...”(Communicat1ns of theACM，第24 (6)卷，1981年)中描述了 RANSAC算法。接著可以取經(jīng)如此檢測的界標(biāo)的集合來表示當(dāng)假設(shè)心臟處于特定姿態(tài)中時(shí)潛在的心臟幾何模型的骨架。心臟模型包括表示其中的界標(biāo)的界標(biāo)靶向點(diǎn)。在該實(shí)施方式中，分類器的操作基于仿射變換Ti的集合。變換Ti逐個(gè)地被應(yīng)用到檢測到的界標(biāo)點(diǎn)以實(shí)現(xiàn)對檢測到的界標(biāo)的坐標(biāo)變換。接著能夠?qū)⒔?jīng)如此變換的界標(biāo)與參考幾何模型進(jìn)行比較。具體地，將圖像中的經(jīng)如此變換的界標(biāo)點(diǎn)與心臟模型的靶向界標(biāo)點(diǎn)進(jìn)行比較。假設(shè)模型相對于參考取向而被呈現(xiàn)。接著針對每個(gè)變換，將經(jīng)變換的界標(biāo)的坐標(biāo)與模型的界標(biāo)革G向點(diǎn)的坐標(biāo)進(jìn)行比較。接著識別與模型的革G向點(diǎn)界標(biāo)最佳適配的(例如相對于適合的范數(shù)最接近的)經(jīng)變換的界標(biāo)的坐標(biāo)。接著，得到經(jīng)變換的界標(biāo)點(diǎn)與革E向界標(biāo)點(diǎn)之間的最佳適配或匹配的相應(yīng)變換被認(rèn)為表示如在潛在的心臟體積圖像中所記錄的姿態(tài)?！白罴选边m配是相對于相似性量度建立的?！白罴选币庵赴ㄔ谟脩艨啥x的邊界內(nèi)，而不是在算術(shù)意義上的最接近，但是特定實(shí)施方式可以實(shí)際上將“最佳”想象為意指在算數(shù)意義上的接近。計(jì)算相對于預(yù)設(shè)邊界的最佳適配允許高效的處理，這是因?yàn)樘幚砥鞑恍枰h(huán)通過所有預(yù)定義變換來評估相似性量度。一旦已經(jīng)建立了位于邊界內(nèi)的相似性值，輸出單元就返回相應(yīng)變換作為“最佳適配”。
[0022]能夠考慮預(yù)定義仿射變換中的每個(gè)來編碼某個(gè)姿態(tài)。具體而言，每個(gè)仿射變換除其他分量(例如剪切)外還包括描述姿態(tài)中的相應(yīng)姿態(tài)的平移和旋轉(zhuǎn)分量。識別出的最佳適配變換的平移和旋轉(zhuǎn)分量的描述被轉(zhuǎn)發(fā)到分割器以用于初始化。備選地，首先將最佳適配的變換直接應(yīng)用到模型，接著轉(zhuǎn)發(fā)經(jīng)如此變換的模型以對分割器進(jìn)行初始化。現(xiàn)在，分割器執(zhí)行識別三個(gè)期望的心尖平面的界標(biāo)靶向點(diǎn)的直接任務(wù)，并且從圖像體積中提取最完整地含有那些解剖界標(biāo)的三個(gè)平面。
[0023]如(四腔觀的)圖5a、(三腔觀的)圖5b和(二腔觀的)圖5c圖示的，通過上述APn平面分割和跟蹤處理器42從3D心臟圖像數(shù)據(jù)中提取的三個(gè)心尖視圖平面被單獨(dú)地或同時(shí)地顯示在超聲系統(tǒng)顯示器38上。在圖示的實(shí)施方式中，通過對由心臟模型提供的、圖形描畫的解剖邊界62、64、66的疊加來對每個(gè)圖像平面的心臟的腔室和結(jié)構(gòu)進(jìn)行分割。一旦針對一幅體積圖像完成了該動(dòng)作，則能夠?qū)崟r(shí)地或在后處理中通過相繼的圖像體積來跟蹤APn平面。為了跟蹤，三個(gè)平面不被當(dāng)作不相關(guān)的圖像平面，而是被當(dāng)作如圖3中圖示的三平面系統(tǒng)的三個(gè)平面。當(dāng)相繼的心臟體積圖像變?yōu)榭色@得時(shí)，心臟模型的三個(gè)APn平面被用于從每幅相繼體積圖像中提取三個(gè)圖像平面。通過分析解剖界標(biāo)從先前的三平面系統(tǒng)到新識別出的三平面系統(tǒng)的總運(yùn)動(dòng)來在新的體積中跟蹤那些平面。這通過光流或圖像配準(zhǔn)來完成，例如通過使用互信息、塊匹配或特征匹配來完成。界標(biāo)從一個(gè)平面到下一平面的運(yùn)動(dòng)被用于找出針對每個(gè)平面的運(yùn)動(dòng)向量，并且三個(gè)平面的三個(gè)運(yùn)動(dòng)向量被用于確定三平面系統(tǒng)的復(fù)合運(yùn)動(dòng)向量(變換)。實(shí)質(zhì)上，三個(gè)平面內(nèi)運(yùn)動(dòng)向量被用于識別三平面系統(tǒng)的復(fù)合運(yùn)動(dòng)。該變換被用于將三平面系統(tǒng)的運(yùn)動(dòng)建模為相對于探頭的剛性變換。剛性變換識別三平面系統(tǒng)從一幅體積圖像到下一幅體積圖像的平移和旋轉(zhuǎn)，并且該位移被用于計(jì)算三平面系統(tǒng)在新的體積圖像中的新位置。由于這是剛性變換，因此不存在對模型或圖像數(shù)據(jù)的縮放或扭曲，這減輕了計(jì)算要求。針對每個(gè)新的體積圖像采集來重復(fù)該跟蹤和三平面系統(tǒng)更新。偶爾地，為了防止過大的心臟或探頭運(yùn)動(dòng)，能夠如以上描述地重新對處理進(jìn)行初始化。
[0024]圖4圖示了根據(jù)本發(fā)明的原理的參考平面分割和跟蹤的典型序列。在第一步驟50中，通過心尖掃描來采集心臟的3D體積圖像。由于以心尖的方式掃描心臟，因此APn平面分割和跟蹤處理器42能夠被預(yù)調(diào)整以期望在體積圖像的頂端處找到心臟的尖端。在步驟52中，APn平面分割和跟蹤處理器42使用心臟模型來對AP4視圖平面、AP3視圖平面和AP2視圖平面進(jìn)行分割以識別心臟的姿態(tài)，并且如以上描述地將心臟模型適配到3D圖像數(shù)據(jù)。在步驟54中，處理器使用經(jīng)適配的心臟模型的期望平面位置來提取并顯示三平面圖像。在步驟56中，采集新的3D體積圖像，并且在步驟58中，通過剛性變換來跟蹤新的體積圖像中的三平面系統(tǒng)。在步驟60中，從新的圖像數(shù)據(jù)中提取所跟蹤的三平面系統(tǒng)圖像，并且在顯示器上更新所顯示的三平面圖像。
[0025]本領(lǐng)域技術(shù)人員將容易想到本發(fā)明的其他變型。代替提取并顯示AP4視圖、AP3視圖和AP2視圖，可以備選地或額外地采集并顯示其他視圖。例如，超聲系統(tǒng)可以被用于顯示AP5視圖、圖和AP3視圖或四個(gè)不同的視圖平面。針對更高的顯示幀率，可以使用跟蹤信息來更新三平面顯示的平面，其每次僅僅掃描三個(gè)期望的視圖平面而不掃描整個(gè)體積。例如，在心臟模型已經(jīng)被適配到體積圖像中的心臟解剖結(jié)構(gòu)之后，能夠掃描僅僅三平面以用于接下來的更新。能夠?qū)⑷齻€(gè)新掃描的圖像平面與先前的三平面進(jìn)行比較，并且所計(jì)算的復(fù)合運(yùn)動(dòng)數(shù)據(jù)(跟蹤數(shù)據(jù))被用于在經(jīng)更新的平面位置處掃描三平面以進(jìn)行顯示。因此跟蹤數(shù)據(jù)被用于通過對如圖1所示的波束形成器控制器的控制來操縱下一三平面采集的平面掃描的方向。通過僅僅掃描三個(gè)平面而不是整個(gè)心臟體積，極大地提高了顯示的幀率和空間分辨率。如果心臟或探頭的總運(yùn)動(dòng)變得過大，則能夠通過采集并處理新的體積圖像來對過程進(jìn)行更新和重新初始化，并且再次開始三平面掃描。作為另一備選方案，能夠?qū)?D圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行變換以適配心臟模型，而不是相反，從而進(jìn)行分割。
【主權(quán)項(xiàng)】
1.一種采集心臟的多個(gè)標(biāo)準(zhǔn)視圖平面的超聲診斷成像系統(tǒng)，包括: 矩陣陣列探頭，其采集心臟的3D體積圖像數(shù)據(jù)； 存儲器，其存儲幾何心臟模型的數(shù)據(jù)； 分割和跟蹤處理器，其對所述心臟的3D圖像數(shù)據(jù)和心臟模型數(shù)據(jù)做出響應(yīng)，所述分割和跟蹤處理器將心臟圖像數(shù)據(jù)與所述心臟模型進(jìn)行配準(zhǔn)以從所述心臟圖像數(shù)據(jù)中分割出多個(gè)預(yù)定視圖平面;以及 圖像顯示器，其對所述分割和跟蹤處理器做出響應(yīng)，所述圖像顯示器顯示多個(gè)視圖平面的圖像， 其中，所述分割和跟蹤處理器還能用于跟蹤對所述多個(gè)視圖平面的相繼圖像的采集以對所顯示的圖像進(jìn)行更新。2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述分割和跟蹤處理器被配置為將所述多個(gè)視圖平面作為多平面系統(tǒng)進(jìn)行跟蹤。3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述多個(gè)預(yù)定視圖平面還包括三個(gè)圖像平面;并且 其中，所述分割和跟蹤處理器被配置為將所述三個(gè)圖像平面作為三平面系統(tǒng)進(jìn)行跟足示O4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述三個(gè)圖像平面還包括AP4視圖平面、AP3視圖平面和AP2視圖平面。5.根據(jù)權(quán)利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述分割和跟蹤處理器被配置為通過剛性變換來跟蹤所述多個(gè)視圖平面。6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述多個(gè)預(yù)定視圖平面還包括三個(gè)圖像平面;并且 其中，所述分割和跟蹤處理器被配置為將所述三個(gè)圖像平面作為三平面系統(tǒng)進(jìn)行跟足示O7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述分割和跟蹤處理器被配置為通過多幅相繼采集的3D心臟圖像來跟蹤所述多個(gè)預(yù)定視圖平面。8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述分割和跟蹤處理器被配置為通過控制相繼采集的圖像平面的掃描方向來跟蹤所述多個(gè)預(yù)定視圖平面。9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述分割和跟蹤處理器還能用于定期地更新對心臟圖像數(shù)據(jù)與心臟模型數(shù)據(jù)的所述配準(zhǔn)。10.—種用于采集心臟的多個(gè)標(biāo)準(zhǔn)視圖平面的方法，包括: 利用矩陣陣列探頭來采集心臟的3D體積圖像數(shù)據(jù)； 將所述心臟的圖像數(shù)據(jù)與存儲在存儲器中的幾何心臟模型的數(shù)據(jù)進(jìn)行配準(zhǔn)以從心臟圖像數(shù)據(jù)中分割出多個(gè)預(yù)定視圖平面； 在圖像顯示器上顯示多個(gè)視圖平面的圖像;并且 跟蹤對所述多個(gè)視圖平面的相繼圖像的采集以對所顯示的圖像進(jìn)行更新。11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，跟蹤還包括將多個(gè)視圖平面作為多平面系統(tǒng)進(jìn)行跟蹤。12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，所述多平面系統(tǒng)是通過剛性變換來跟蹤的。13.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，還包括: 采集相繼的3D體積圖像數(shù)據(jù);并且 在相繼采集的3D體積圖像數(shù)據(jù)中跟蹤所述多個(gè)視圖平面。14.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，跟蹤還包括在相繼采集間隔中操縱掃描平面的方向。15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，還包括定期地更新對心臟圖像數(shù)據(jù)與所述幾何心臟模型的數(shù)據(jù)的所述配準(zhǔn)。
【文檔編號】G06T7/20GK105900140SQ201480060603
【公開日】2016年8月24日
【申請日】2014年11月4日
【發(fā)明人】R·J·施耐德, M·K·比安基, R·S·布魯克斯, M·D·卡迪納爾, D·普拉特, L·里韋拉, I·薩爾戈, S·H·塞特爾邁爾, J·M·威廉斯
【申請人】皇家飛利浦有限公司