CN101292266A - 超声成像系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于对人体器官变形进行求值和显示的超声成像系统。采集图像数据组序列，该图像数据组序列至少包括回波描记数据的第一图像数据组和第二图像数据组。在第二图像数据组的图像点和第一图像数据组的图像点之间计算运动矢量场。在第一和第二图像数据组内部或外部选择参考点。定义第一扫描线，其包括所述参考点。将图像点的运动矢量投影到所定义的第一扫描线上，这样提供了沿第一扫描线的投影组织速度。使用该投影组织速度对人体器官在该图像点处沿第一扫描线方向的变形ID分量进行求值。进一步在图像数据组序列的图形表示中对这种人体器官变形的ID分量，例如应变速率或应变进行渲染。

Description

超声成像系统和方法

技术领域

本发明涉及一种用于对组织变形进行求值和显示的超声成像系统。本发明还涉及一种用在这种系统中的成像方法。本发明最后涉及一种用于执行这种成像方法的计算机程序。

本发明特别是在超声心动描记成像领域方面得到应用。

背景技术

在超声图像的很多诊断求值(evaluation)中，对组织的运动学性质(速度和变形)进行定量求值提高了识别功能障碍的能力。这种分析在超声心动描记成像领域中有着特殊的相关性。在该领域中，对有效心室功能进行评估需要了解心室动力学的很多性质。

一种用于对速度进行求值的技术被称为组织多普勒成像(TDI)，该技术允许测量心室壁中所有点上的组织速度。测量组织速度有助于发现在B模式成像中无法通过使组织可视化立即观察到的异常情况。测得的组织速度提供了关于刚体位移和收缩/扩张的信息。收缩/扩张与心肌活动有关。还可以从组织速度导出其他的特征，例如组织的局部应变或应变速率。

TDI的缺点是仅能测量组织速度沿扫描线的分量。因此，当组织在与扫描线不一致的方向上运动时，多普勒速度不能反映有效的组织运动。仅能够评价应变和应变速率沿扫描线的分量，使得对局部变形状态的观察范围减小。此外，这限制着将TDI应用到能够沿扫描线对准成像或沿扫描线方向具有位移的结构部位。在超声心动图中，这些解剖部位基本对应于室间隔和顶面视图中的侧壁。

另一个结果是为了进行TDI采集应当在同一位置进行几条扫描线的采集，这意味着如果要实现高采集帧速率，则空间分辨率，即扫描线数目会减小。

美国专利申请号US 2005/0070798公开了一种从B模式超声成像数据的单次采集估算组织速度矢量和定向应变的方法。采用光流速度场估计技术从至少两个相继的B模式图像帧的序列提供密集运动矢量场，而不需要在多普勒模式下采集更多图像数据。从所计算的密集运动矢量场可以导出在任意方向上，即使是垂直于扫描线的应变和应变速率数据求值。

这种方法的缺点在于，它不提供用于使所评价的应变张量和应变速率数据可视化的任何方案，这对于用户而言将是方便的。

发明内容

本发明的目的是提供一种系统和方法，该系统和方法以方便用户的方式产生和可视化从密集运动矢量场计算导出的组织速度和应变分量。

这是通过根据本发明的用于评价和显示人体器官变形的系统实现的，所述系统包括：

用于通过向所述人体器官发射超声束并接收由所述人体器官反射的对应波束来从所述人体器官采集图像数据组序列的装置，所述图像数据组序列至少包括回波描记数据的第一图像数据组和回波描记数据的第二图像数据组；

用于计算与所述图像数据组序列在所述第二图像数据组和所述第一图像数据组之间的图像数据点对应的运动矢量的装置，所述图像数据点由所述第一和第二图像数据组序列的参考系内的坐标定位；

用于在所述参考系内选择参考点的装置；

用于将对应于图像数据点的运动矢量投影到第一扫描线上的装置，所述第一扫描线将所述图像数据点连接到所述参考点，所述装置被配置成产生所述图像数据点的投影组织速度值；

用于根据所述投影运动值对所述人体器官在所述图像数据点处的形变进行求值的装置；以及

用于产生和显示所述求得的变形的图形表示的装置。

利用本发明，采集至少两个二维或三维图像数据组序列。计算密集运动矢量场作为第二图像数据组中相对于第一图像数据组的图像点的组织速度估算。在第二图像数据组的参考系内选择参考点。将该参考点用作定义第一扫描线的起始点。进一步将该第一扫描线用于计算人体器官沿第一扫描线方向的变形的1D分量。参考点可以位于图像数据组外部或内部。

通过将针对图像数据点计算的运动矢量投影到包括所述参考点的第一扫描线上获得投影组织速度值。从该投影运动值导出人体器官变形的1D分量求值。这种变形的1D分量例如是应变速率，其求值基于投影组织速度值的空间梯度或应变，所述应变是通过在时间上对应变速率积分获得的。应变和应变速率是一维数据，进一步将其渲染(render)为图形表示，例如提供为叠加于灰度超声2D或3D图像上的彩色编码信息。

利用本发明，每次仅对组织变形的投影而不是变形的整个张量进行求值和显示，从而能产生易于读取和分析的图形表示。事实上，用户对这种图形参数表示非常熟悉。

优选地，采集3D图像数据组的序列。

在本发明的第一实施例中，为所有图像数据点选择单个参考点。将运动矢量沿着可以与实际探头的采集扫描线比拟的扫描线投影。有利地，参考点位于图像数据组外部，优选地位于用于采集图像数据组序列的探头可能所在的位置。沿着这些扫描线对变形值进行求值。根据本发明的第一实施例的优点在于它再现了可利用TDI获得且用户熟悉的图形表示种类。

在本发明的第二实施例中，将第二扫描线定义为垂直于第一扫描线。根据本发明第二实施例的超声成像系统包括用于将运动矢量投影到第二扫描线的装置。因此，获得了第二1D投影运动值，其垂直于将运动矢量投影到第一扫描线获得的投影运动值。可以导出变形的第二分量。例如，第一扫描线为心脏的长轴，而第二扫描线为心脏的短轴。本发明的第四实施例的优点是提供人体器官局部变形的2D求值。这尤其对心脏而言更现实，公知心脏要经历沿三个主要方向的变形。第一扫描线可以提供对纵向变形的求值，而第二扫描线可以提供径向变形的求值。

在本发明的第三实施例中，定义包括选定参考点的视平面。在视平面内而非在整个3D图像数据组内执行运动矢量投影。所产生的图形表示可以有利地将彩色编码的变形值叠加在对应于所定义视平面的2D灰度图像帧上。对用户而言，优点是利用这种2D图形表示，不需要在大量数据内导航。

有利地，用解剖参考点定义视平面。因此，视平面可以对应于超声探头可能实际扫描的视图，例如胸骨旁长轴视图(long-axis parasternal view)。在该特例中，解剖参考点为心尖和心脏的长轴。

在本发明的第四实施例中，运动值投影和组织变形求值不是在整个视平面内执行，而是在视平面内定义的感兴趣区域中执行。事实上，在视平面中存在与组织速度信息不相关的区域。例如，在充满血液的心脏腔室就是这种情况。相反，心肌壁是很让人感兴趣的区域。因此，在人体器官的第一和第二边界之间界定感兴趣区域。有利地，对心内膜壁和心外膜壁进行自动分割。优点是仅计算相关信息并节省了计算成本。

在本发明的第五实施例中，在3D图像数据组内选择参考点。这允许定义不能被超声探头扫描的视平面。具体而言，相关视平面是由位于心脏长轴上的参考点定义且被选择成垂直于长轴的视平面。优选将该视平面选择在二尖瓣上方。超声探头不能扫描这种短轴视平面。在该短轴视平面中，所定义的第一扫描线相对于心脏长轴是径向的，因此组织速度运动矢量的投影提供了组织速度的径向分量。组织速度的这种径向分量不能用TDI技术测量，因为它垂直于超声探头发射的扫描线，而且因为超声探头通常不能放在心脏的左心室内。

导出了组织变形的径向分量求值。人们对此非常感兴趣，因为组织变形的该径向分量具有生理学上的对应。事实上，常常把心肌壁的收缩力分解成纵向、切向和径向分量。因此，本发明第五实施例的优点是，其允许从不可能放置真实探头的参考点位置计算投影的组织速度和对1D组织变形求值。

在本发明的第六实施例中，从第二参考点以及(有利地)第二视平面产生第二图形表示。通过简单地从该第二参考点重新计算新的投影运动值和变形值，能够利用前面计算的运动矢量从所述第二参考点获得变形的第二组1D分量。应当注意的是，可以将该操作序列重复需要的任意次数。一个优点是，根据第五实施例的系统允许从单次超声采集产生人体器官变形的1D分量的多个图形表示。可以有利地同时使组织变形的这些1D分量，例如心脏变形的径向、纵向和切向分量可视化。

在本发明的第七实施例中，为已经计算了运动矢量的图像数据点选择特定参考点。设计曲线使其包括对应于图像数据点的参考点。在曲线上选择对应于图像点的参考点，使得将图像数据点连接到参考点的第一扫描线垂直于所述曲线在所述参考点处的切线。

本发明第七实施例的优点在于，可以将曲线选择成遵循解剖结构以及，例如遵循由第一和第二边界界定的感兴趣区域的形状。

本发明还涉及一种用在这种超声成像系统中的成像方法。

参考下文所述的实施例，本发明的这些和其他方面将变得明了并得以阐述。

附图说明

现在将参照附图，以举例方式更详细地描述本发明，其中：

图1为根据本发明的系统的示意图；

图2为通过根据本发明的采集装置采集的3D图像数据组的示意图；

图3A和3B为根据本发明第一实施例的运动矢量场和对应的投影组织速度值的示意图；

图4为根据本发明第二实施例的视平面的示意图；

图5A和5B为根据本发明第三和第四实施例的运动矢量场和对应的投影组织速度值的示意图；

图6A和6B为根据本发明第五和第六实施例求得的组织变形的图形表示的示例；

图7为心肌收缩分量的示意图；以及

图8为根据本发明的成像方法的示意图。

具体实施方式

本发明涉及一种根据采集的2D或3D回波描记数据对人体器官变形进行求值和表示的超声成像系统。在下文中，将在超声心动描记术这一特定领域中更详细地描述根据本发明的系统，用于根据单次采集的3D回波描记数据对患者心脏的心肌壁变形进行求值和表示。

不过，本发明不局限于超声心动描记术，可以应用于对能够由超声成像的任何人体器官的变形求值。

图1的示意图示出了根据本发明的超声成像系统100。患者1被放在患者床2上。超声探头4指向由符号表示的他的心脏3。超声探头4包括2D换能器阵列，其适于向患者1的心脏3发射超声束并接收由所述心脏反射的对应回波描记波束。根据本发明的系统100包括装置5，用于从所述接收到的回波描记波束产生至少两个心脏3的3D图像数据组序列：3DIS₁和3DIS₂。应当注意的是，图像数据组包括原始数据或扫描转换图像。至少两个3D图像数据组有利地对应于心动周期的相继时刻。3D图像数据组是能够在3D图像数据组的参考系(O，X，Y，Z)内以坐标三元组(x，y，z)表示的大量图像数据点。

根据本发明的系统还包括装置6，用于计算与第二3D图像数据组3DIS₂和第一3D图像数据组3DIS₁之间的3D图像数据组序列的图像数据点对应的运动矢量获得了一个密集运动矢量场MVF，其包括针对第二3D图像数据组3DIS₂的至少每个图像数据点计算的3D运动分量的矢量 $\stackrel{\→}{\mathrm{MV}}=\left(\begin{array}{c}{V}_x\\ V_y\\ V_z\end{array}\right).$ 采用公知的技术，例如光流或块匹配。

根据本发明的系统还包括装置7，用于在第二3D图像数据组序列3DIS₂的所述参考系(O，X，Y，Z)内选择参考点RP。考虑对应于图像数据点IP的运动矢量

进一步将所述参考点RP用于定义包括所述参考点RP的第一扫描线SL1。根据本发明的系统还包括装置8，用于将运动矢量

投影到第一扫描线SL1，如图3B所示。获得了投影的组织速度值TV，该值表示运动矢量沿第一扫描线SL1的1D分量。

应当注意的是，如下文更详细介绍的，可以针对图像数据组的所有图像数据点一次性选择参考点RP，或者可以针对每个图像数据点特别选择参考点。

投影的组织速度值TV表示对局部组织速度的求值，还被装置9用来对人体器官在所述图像数据点IP处的组织变形进行求值。为此，使用本领域技术人员公知的图像处理技术。具体而言，通过计算投影的运动值PMV的空间梯度来对图像数据点IP处变形的应变速率值SR进行求值。有利地，还根据在时间上对应变速率值SR的积分对应变值S进行求值。因此，所求得的图像数据点IP处的组织应变和应变速率值S、SR也是变形沿扫描线SL的1D分量。

进一步通过显示装置10将变形的该1D分量渲染到3D图像数据组序列的图形表示GR上。有利地，所述显示装置适于根据一定的色彩范围对所计算的变形值编码并将它们叠加在3D图像数据组的灰度序列上。

应当注意的是，对于包括两个以上3D图像数据组的序列，尤其是覆盖整个心动周期的序列而言，可以将用于计算运动矢量的装置6反复用于耦合相继的3D图像数据组，从而获得多个运动矢量场。于是，可以根据多个运动矢量场对多组变形1D分量进行求值。优点在于能够在心动周期期间观察到人体器官(例如心肌)的变形演变。

图2的示意图示出了由采集装置5采集的3D图像数据组3DIS。这种图像数据组包括心脏的回波描记数据，具体而言是心肌的回波描记数据。如上所述，3D图像数据组3DIS包括图像数据点IP(x，y，z)，通过它们在3D图像数据组的参考系(O，X，Y，Z)中的坐标对该点定位。经常用解剖参考点，例如心尖A或心脏的纵轴LA来标识心脏。这些解剖参考点也是由参考系(O，X，Y，Z)中的坐标定位的。

图3A的示意图示出了由装置6计算的密集运动矢量场MVF。有利地，涉及到本领域技术人员公知的光流法。这些光流法基于亮度守恒的假设。根据这种假设，对象从一个图像帧移动到另一个，而其亮度不会发生局部变化。

参照图3B，在图像数据组内部或外部选择参考点RP。考虑3D图像数据组3DIS的图像数据点IP1，绘出将参考点RP连接到图像数据点IP1的第一扫描线SL1(IP1)。用于将对应于图像数据点IP₁的运动矢量投影到第一扫描线SL₁(IP1)的装置8适于提供沿第一扫描线SL₁(IP₁)方向的投影组织速度值TV₁。

在本发明的第一实施例中，为图像数据组的所有图像数据点IP_i选择单个参考点RP，其中i为整数。这样获得了扫描线SL₁(IP_i)波束，可以将其视为由位于参考点RP位置的虚拟探头向人体器官内发射的。

参照图4，有利地在图像数据组3DIS外部选择参考点RP。应当注意的是，也可以选择参考点RP以位于3D图像数据组3DIS内部。

在本发明的第二实施例中，定义第二扫描线SL₂，其垂直于第一扫描线SL₁，如图3B所示。在图3B中，将运动矢量

投影到对应于图像数据点IP₁的第二扫描线SL₂(IP₁)，将运动矢量

投影到对应于图像数据点IP₂的第二扫描线SL₂(IP₂)，以此类推。每个图像数据点都具有其自己的第二扫描线。获得了对应于图像数据点IP₁、IP₂、IP₃的投影组织速度TV₁₂、TV₂₂、TV₃₂，它们是组织速度沿对应第二扫描线SL₂(IP₁)、SL₂(IP₂)、SL₂(IP₃)的1D分量。可以导出变形沿第二扫描线SL₂(IP_i)的第二分量S_i2、SR_i2，其中i为属于{1，2，3}的整数。

本发明的第二实施例的优点是提供对人体器官局部变形的2D求值。这尤其对心脏而言更现实，公知心脏要经历沿三个主要方向的变形。第一扫描线可以提供对纵向变形的求值，而第二扫描线可以提供对径向变形的求值。

在本发明的第三实施例中，在3D图像数据组之内选择视平面VP。视平面VP包括参考点RP。优选针对视平面VP中包括的图像数据点由装置8执行运动矢量场的运动矢量

的投影TV。由装置9导出相应的组织变形，从而提供应变和应变速率值S、SR的平面。本发明的第二实施例的优点在于，可以通过(例如)在对应于视平面的2D图像帧的灰度值上进行叠加来显示所获得的一组1D变形值。这样的图形表示比用户需要在其中导航的大量图像数据更加容易分析。

有利地，可以通过使用解剖参考点，例如心尖A和心脏的长轴LA来定义视平面。通过这种方式，所定义的视平面对应于由真实探头采集的视图，例如图4中所示的长轴顶面视图。一个优点在于，为用户提供了对应于他通常分析的人体器官视图的变形图形表示。

在图5A中所示的本发明的第四实施例中，根据本发明的系统包括用于在3D图像数据组内选择第一和第二边界B1、B2的装置。进一步将这些第一和第二边界用于对感兴趣区域划界，在感兴趣区域中必须要对变形值S、SR求值。在心脏这一特例中，有利地在心肌内选择第一和第二边界。事实上，所求得的变形值给出了有关收缩/扩张的信息，这些与心肌活动直接相关。反之，存在这样的区域，例如心腔，它们填充有血液，且速度和变形信息与其不是非常相关。它甚至会对分析相邻区域计算的变形值构成噪声源和干扰。

参照图5A，由显示装置10产生的图形表示GR仅渲染出由第一和第二边界B₁、B₂划界的感兴趣区域内的变形值。因此，本发明第四实施例的第一个优点是仅为相关的感兴趣区域提供变形求值。第二个优点是对感兴趣区域划界降低了计算成本。

可以通过在3D图像数据点的灰度表示上选择第一和第二边界的图像数据点来手动执行这种选择。或者，通过以半自动或自动方式使用公知的图像处理技术，这种选择可以构成心外膜壁和心内膜壁的图像分割。

图5A中所示的图形表示仅表示对应于与视平面VP相交的感兴趣区域的图像数据点的变形值。不过，应当注意的是，感兴趣区域的任何3D图形表示都包括在本发明的范围之内。

在本发明的第五实施例中，也可以在3D图像数据组内部选择参考点RP。在这种情况下，绘出的扫描线SL不对应于真实探头发射的超声束路径，因为探头通常并不放在心脏内部，而是在患者体外皮肤表面上。

参照图5B，可以这样选择参考点和视平面VP，从而获得心脏的径向短轴视图。为此，参考点属于心脏的长轴。此外，相关的解剖参考为图6A中所示的长轴LA和二尖瓣MiV。具体而言，选定的视图垂直于长轴并在超出二尖瓣的参考点位置与长轴相交。然后针对所述短轴视平面中包括的图像数据点计算投影的运动值和对应的变形值S、SR。

有利地，变形值的计算可以局限于由第一和第二边界B₁、B₂界定的感兴趣区域。

本发明第五实施例的优点是计算了变形的径向分量。这有很大意义，因为可以使变形的该径向分量对应于心肌的内部结构，尤其是对应于心肌的肌纤维预计要收缩的方式。

参照图6，心肌的收缩受三个主要收缩力控制：纵向力LF引起沿心脏长轴的纵向运动；径向力RF引起组织的径向运动，这导致心肌壁的宽度在心动周期期间变化；而切向力引起心肌相对于长轴的扭转。

利用经典的TDI技术，仅可以从顶端采集表征出心肌收缩的纵向分量。因此，本发明第五实施例的优点是利用单次采集隔离和定量评价心肌收缩的纵向和径向分量二者。

在本发明的第六实施例中，从第二参考点以及(有利地)第二视平面产生第二图形表示。通过简单地根据第二参考点重新计算新的投影运动值以及变形值，利用前面计算的运动矢量从所述第二参考点获得变形的第二组1D分量。应当注意的是，可以将该操作序列重复需要的任意次数。一个优点是，根据第六实施例的系统允许从单次超声采集产生人体器官变形的1D分量的多个图形表示。可以有利地同时使组织变形的这些1D分量(例如心脏变形的径向、纵向和切向分量)可视化，以为用户提供从多个观察点得到的人体器官变形的定量图形表示。

在本发明的第七实施例中，为已经计算了运动矢量的图像数据点选择特定参考点。参照图7A和7B，在已经在人体器官内选择的第一和第二边界B₁、B₂之间定义曲线ML。所述曲线ML被设计成包括对应于图像数据点IP_i的参考点RP_i，其中i为整数。在曲线ML上选择参考点RP_i，使得将图像数据点IP_i连接到参考点RP_i的第一扫描线SL₁(IP_i)垂直于所述曲线ML在所述参考点RP_i处的切线。

本发明第七实施例的优点在于，可以将曲线选择成遵循由第一和第二边界B₁、B₂划界的感兴趣区域的形状。例如，图7A的曲线ML具有心肌壁的局部方向。因此，沿着垂直于肌纤维方向的第一扫描线投影运动矢量。获得了对应于图像数据点IP₁、IP₂、IP₃的投影组织速度TV1、TV2、TV3。可以从这些投影组织速度导出对心肌壁径向变形的求值，这更加可靠。事实上，针对给定像点沿着精确的径向方向进行投影。

在图7B中，在第二扫描线SL₂(IPi)上投影运动矢量

第二扫描线对应于曲线ML在参考点RPi处的切线。获得了对应于图像数据点IP₁、IP₂、IP₃的投影组织速度TV′1、TV′2、TV′3。可以导出变形S₂、SR₂沿第二扫描线SL₂的第二分量，其精确对应于在图像数据点IP_i处组织变形的纵向分量。

图8的示意图以功能方式描述了根据本发明的成像方法。这种方法包括如下步骤：

通过向所述人体器官发射超声束并接收由所述人体器官反射的对应波束，从所述人体器官采集(51)三维(3D)图像数据组序列，该图像数据组序列至少包括回波描记数据的第一3D图像数据组3DIS₁和回波描记数据的第二3D图像数据组3DIS₂；

计算(52)与所述第二3D图像数据组和所述第一3D图像数据组之间的所述3D图像数据组序列的图像数据点IP对应的运动矢量所述图像数据点包括所述3D图像数据组序列的参考系内的坐标I(x，y，z)；

在所述第二3D图像数据组序列的所述参考系内选择(53)参考点RP；

将所述运动矢量

投影(54)到将所述图像数据点连接到所述参考点RP的第一扫描线SL，所述装置被配置成产生投影组织速度值TV；

通过计算所述投影组织速度值TV的空间梯度对在所述图像数据点IP处组织的变形值S、SR进行求值(55)；

产生(56)和显示所述变形值的图形表示GR。

附图及它们的以上描述说明而非限制了本发明。显然，存在着很多落在所附权利要求书范围内的备选方案。就此而言，给出如下的结束语：有很多种借助于几件硬件或软件或二者实现功能的方式。就此而言，附图非常概略，每幅图仅代表本发明的一个可能实施例。于是，虽然附图可以将不同的功能示为不同的块，但这决不排除单件硬件或软件执行几种功能，也不排除由几件硬件或软件的组合或二者执行单一功能。

权利要求书中的任何附图标记不应被视为限制该权利要求。使用动词“包括”及其变形并不排除存在权利要求中所述元件或步骤之外的元件或步骤。在元件或步骤前使用冠词“一个”并不排除存在多个这种元件或步骤。

Claims (13)

1、一种用于对人体器官变形进行求值和显示的超声成像系统，包括：

-用于通过向所述人体器官发射超声束并接收由所述对象反射的对应波束来从所述人体器官采集图像数据组序列的装置，所述图像数据组序列至少包括回波描记数据的第一图像数据组和回波描记数据的第二图像数据组；

-用于计算与所述图像数据组序列在所述第二图像数据组和所述第一图像数据组之间的图像数据点对应的运动矢量的装置，所述图像数据点包括所述图像数据组序列的参考系内的坐标；

-用于在所述第二图像数据组的所述参考系内选择参考点的装置；

-用于将对应于图像数据点的所述运动矢量投影到第一扫描线上的装置，所述第一扫描线将所述图像点连接到所述参考点，所述装置被配置成产生所述人体器官在所述图像数据点处的投影组织速度值；

-用于从所述投影组织速度值导出所述人体器官在所述图像数据点处的变形求值的装置；以及

-用于产生和显示所述变形的图形表示的装置。

2、根据权利要求1所述的超声成像系统，其特征在于，所述用于导出组织变形求值的装置还包括用于通过计算所述投影组织速度值的空间梯度或应变来对应变速率进行求值的装置，所述应变是通过在时间上对应变速率积分获得的。

3、根据权利要求1所述的超声成像系统，包括用于将运动矢量投影到垂直于所述第一扫描线的第二扫描线上的装置。

4、根据权利要求1所述的超声成像系统，其特征在于，所述图像数据组序列为3D图像数据组序列。

5、根据权利要求4所述的超声成像系统，包括用于在所述3D图像数据组内选择视平面的装置，所述视平面包括所述参考点。

6、根据权利要求5所述的超声成像系统，其特征在于，所述用于选择视平面的装置包括用于在3D图像数据组中识别解剖参考点的装置，且其特征在于，所述解剖参考点被用于定义所述视平面。

7、根据权利要求6所述的超声成像系统，其特征在于，所述显示装置被配置成显示所述视平面中包括的数据图像点的变形求值。

8、根据权利要求6所述的超声成像系统，其特征在于，所述人体器官为心脏，所述解剖参考点包括属于心脏的长轴和心尖的点。

9、根据权利要求6所述的超声成像系统，其特征在于，所述人体器官为心脏，所述解剖参考点包括属于心脏的短轴和二尖瓣的点。

10、根据权利要求1所述的超声成像系统，包括用于在所述图像数据组序列内选择第一和第二边界的装置，其特征在于，所述用于产生和显示图形表示的装置被配置成显示位于所述第一和第二边界之间的图像数据点的变形求值。

11、根据权利要求10所述的超声成像系统，包括用于在所述第一和第二边界之间选择曲线ML的装置，其特征在于，所述用于选择参考点的装置适于选择属于所述曲线的参考点，使得将图像数据点连接到参考点的第一扫描线SL₁垂直于所述曲线在所述参考点处的切线。

12、一种用于使人体器官的组织变形可视化的超声成像方法，包括如下步骤：

-通过向所述人体器官发射超声束并接收由所述人体器官反射的对应波束来从所述人体器官采集图像数据组序列，所述图像数据组序列至少包括回波描记数据的第一图像数据组和回波描记数据的第二图像数据组；

-计算与所述图像数据组序列在所述第二图像数据组和所述第一图像数据组之间的图像数据点对应的运动矢量，所述图像数据点包括所述图像数据组序列的参考系内的坐标；

-在所述第二图像数据组序列的所述参考系内选择参考点，

-将图像数据点的所述运动矢量投影到第一扫描线上，所述第一扫描线将所述图像数据点连接到所述参考点，所述装置被配置成产生所述人体器官在所述图像数据点处的投影组织速度值；

-通过计算所述投影运动值的空间梯度对组织在所述图像数据点处的变形进行求值；以及

-产生和显示所述变形值的图形表示。

13、一种计算机程序，包括用于执行根据权利要求12所述的超声成像方法的一组指令。

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