CN1119122C

CN1119122C - 用于超声波诊断的显示图像的方法和装置

Info

Publication number: CN1119122C
Application number: CN96103584A
Authority: CN
Inventors: 李太宝; 雨宫慎一; 地挽隆夫
Original assignee: GE Yokogawa Medical System Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1995-02-06
Filing date: 1996-02-06
Publication date: 2003-08-27
Anticipated expiration: 2016-02-06
Also published as: US5615679A; JPH08206111A; EP0725282A3; JP3406106B2; CN1134808A; EP0725282A2

Abstract

在超声波诊断装置中，自相关计算器11产生多普勒能量数据P，画阴影部分提取器21从多普勒能量数据P提取超声波图像的轮廓的左侧部分，数据值变换器22将被提取的画阴影部分的数据值变换成用于画阴影的数据值，并将其余部分的数据值变换成与用于画阴影的数据值不同的数据值。被画阴影的超声波图像被作为三维图像观看，因此便于诊断。特别是以多普勒能量方式的超声波图像中，血管可作为三维图像观看，并且观看者能够准确地识别即使是很细小的血管。

Description

用于超声波诊断的显示图像的方法和装置

本发明涉及用于超声波诊断的显示超声波图像的方法和装置，更具体地说，涉及用于超声波诊断的提高以多普勒能量方式表现细小血管能力的显示超声波图像的方法和装置。

图9表示常规的用于超声波诊断的装置的框图。超声波诊断装置500包括超声波探头1和超声波发射器/接收器2，通过超声波发射器/接收器2以一定的时间间隔发射多个超声波脉冲，并且接收来自多条超声波束线的深度方向的多个观察点的超声波回声信号。

超声波回声信号以多普勒能量方式被送至正交检测器4。正交检测器4包括混合器4a和4b，通过混合器4a和4b超声波回声信号与由基准信号发生器4c和4d提供的基准信号相乘，并在低通滤波器(LPF)4h和4i的输出端产生正交分量Q和同相分量I。A/D转换器5和6将正交分量Q和同相分量I进行A/D转换，并将得到的数据存储在存储器7和8中。

运动目标指示(MTI)滤波器9和10从存储器7和8读正交分量Q和同相分量I，并从这些分量Q和I中去除不需要的杂波分量(来自如相对较慢运动的热的壁那样的组织的多普勒分量)。自相关计算器11对来自已经去除了不需要的分量的正交分量Q和同相分量I的能量数据P(R，)(其中R代表观察点的深度，代表束线的数目)进行计算。

数字扫描变换器(DSC)13将能量数据P(R，)变换成像素值，并根据观察点的位置对像素值进行二维映像变换，由此产生图像数据DI。CRT显示单元14显示从图像数据DI得到的多普勒能量方式的超声波图像。

图10表示多普勒能量方式的超声波图像的一个例子。在本例的通常是黑色的背景H上显示的是血管P1和P2，它们是橙色的，并根据能量的幅度具有不同的亮度等级。

返回图9，以彩色流映射变换(CFM)方式，自相关计算器11对正交分量Q和同相分量I的超声波脉冲之间的自相关进行计算，由此产生速度数据v(R，)。DSC 13将速度数据v(R，)变换成像素值，并根据观察点的位置对像素值进行二维映像变换，由此产生图像数据DI。

CRT显示单元14显示从图像数据DI得到的CFM方式的超声波图像。对CFM方式的超声波图像而言，背景通常是黑色的，血管以红色和蓝色显示，并根据血液流速和方向具有不同的亮度等级。

在B方式下，超声波回声信号被送至B方式处理器3。B方式处理器3从超声波回声信号的幅度产生B方式数据，并将得到的数据送至DSC13。DSC 13将B方式数据变换成像素值，并根据观察点的位置对像素值进行二维映像变换，由此产生图像数据DI。

CRT显示单元14显示从图像数据DI得到的B方式的超声波图像。对B方式的超声波图像而言，背景通常是黑色的，组织以消色显示，并根据超声波回声信号的幅度具有不同的亮度等级。

然而，产生如图10所示的多普勒能量方式的超声波图像的常规的超声波诊断装置500不能清楚地显示血管图像P1和P2以及背景H之间的边界，因此观看者很难准确地识别细小血管。

本发明的一个目的是提供用于超声波诊断的提高以多普勒能量方式表现细小血管能力的显示超声波图像的方法和装置。

根据本发明的第一方面，超声波图像显示方法将超声波发射进受检身体中，接收来自身体内部的超声波回声信号，并显示从超声波回声信号产生的超声波图像，其中该方法对图像的轮廓部分局部画阴影。

根据本发明的第二方面，该方面来自于上述超声波图像显示方法，不被画阴影的图像部分的像素值的范围不包括被画阴影的部分的像素值。

根据本发明的第三方面，该方面来自于上述超声波图像显示方法，超声波图像被画阴影，对被画阴影的图像进行时间平均，并显示平均的图像，或对不被画阴影的超声波图像进行时间平均，对平均的图像画阴影，并显示被画阴影的图像。

根据本发明的第四方面，一种超声波诊断装置，包括数据获取装置、图像形成装置和图像显示装置，数据获取装置发射超声波并接收超声波回声信号，由此得到观察点的数据，图像形成装置根据该数据形成超声波图像，图像显示装置显示该图像，其中图像形成装置对图像的轮廓画阴影。

根据本发明的第五方面，一种超声波诊断装置，包括数据获取装置、图像形成装置和图像显示装置，数据获取装置发射沿不同方向的多条超声波束线的超声波并接收超声波回声信号，由此得到束线上的多个观察点的数据，图像形成装置根据该数据形成超声波图像，图像显示装置显示该图像，其中该装置还包括画阴影部分提取装置和数据值变换装置，画阴影部分提取装置从数据中提取将被画阴影的图像部分，数据值变换装置将画阴影部分的数据值变换成用于画阴影的数据值，并将其余部分的数据值变换成与用于画阴影的数据值不同的数据值。

根据本发明的第六方面，该方面来自于上述超声波诊断装置，画阴影部分提取装置和数据值变换装置包括保存超声波束线数据的缓冲存储器，和由缓冲存储器中保存的束线数据寻址的查寻表。

根据本发明的第七方面，该方面来自于上述超声波诊断装置，该装置还包括对来自数据值变换装置的数据进行时间平均，并将平均的数据送至图像形成装置的数据时间平均装置。

根据本发明的第八方面，该方面来自于上述超声波诊断装置，数据是多普勒能量方式的数据。

第一方面的超声波图像显示方法设计用来通过对图像的轮廓部分局部画阴影显示超声波图像。因此，观看者可以看到以多普勒能量方式的血管的三维超声波图像，并且可以准确地识别细小血管。

设计第二方面的超声波图像显示方法，于是在对超声波图像的轮廓部分局部画阴影的过程中，不画阴影的图像部分的像素值的范围不包括被画阴影部分的像素值。因此，多普勒能量方式的超声波图像使得观看者能够清楚地将血管与它们的阴影和背景区分开来。

设计第三方面的超声波图像显示方法，以便对多个超声波图像的轮廓部分局部画阴影，对被画阴影的图像进行时间平均处理，并显示平均的图像，或者对不被画阴影的多个超声波图像进行时间平均处理，对平均的图像的轮廓部分局部画阴影，并显示被画阴影的图像。因此，随机出现的噪声实际上被从显示的图像中消除了。此外，在以实时为基础显示多普勒能量方式的超声波图像的过程中，可以在图像显示以后看到血管能量的连续变化，并且观看者能够更准确地识别血管。

设计第四方面的超声波诊断装置，以便通过对图像的轮廓部分局部画阴影显示超声波图像。因此，观看者可以看到以多普勒能量方式的血管的三维超声波图像，并且可以准确地识别细小血管。

设计第五方面的超声波诊断装置，于是数据获取装置得到多条超声波束线上的多个观察点的数据，画阴影部分提取装置从数据中提取将被画阴影的图像部分，数据值变换装置将提取图像部分的数据值转换成用于画阴影的数据值，并将其余部分的数据值变换成与用于画阴影的数据值不同的数据值，图像形成装置根据变换的数据形成超声波图像，图像显示装置显示所得图像。因此，观看者可以看到以多普勒能量方式的血管的三维超声波图像，由此可以准确地识别细小血管。观看者还能够清楚地将血管与它们的阴影和背景区分开来。

设计第六方面的超声波诊断装置，使得其画阴影部分提取装置和数据值变换装置由保存束线数据的缓冲存储器和由缓冲存储器中保存的束线数据寻址的查寻表构成。因此，有可能在短的处理时间内提取将被画阴影的图像部分和变换数据值，并且以实时为基础显示超声波图像。

设计第七方面的超声波诊断装置，以便包括数据时间平均装置，用于对来自数据值变换装置的数据进行时间平均，并将平均的数据送至图像形成装置，或者对由数据获取装置得到的数据进行时间平均，并将平均的数据送至画阴影部分提取装置和数据值变换装置。因此，随机出现的噪声实际上被从显示的图像中消除了。此外，在以实时为基础显示多普勒能量方式的超声波图像的过程中，可以在图像显示以后看到血管能量的连续变化，并且观看者能够更准确地识别血管。

设计第八方面的超声波诊断装置，以便提取将要画阴影的图像部分和变换用于多普勒能量方式的数据的数据值。因此，该装置能提高以多普勒能量方式表现细小血管的表现力。

图1是表示根据本发明的第一实施例的超声波诊断装置的框图；

图2是画阴影部分提取过程和数据值变换过程的流程图；

图3是用于说明数据k1、k2和k3的观察点之间的位置关系的图；

图4A和4B是用于说明数据值变换的图；

图5表示根据本发明的多普勒能量方式的超声波图像的一个例子；

图6是表示由缓冲存储器和查寻表构成的画阴影部分提取器和数据值变换器的框图；

图7是表示根据本发明的第二实施例的超声波诊断装置的框图；

图8是用于说明多帧的运动平均的图；

图9是常规的超声波诊断装置的框图；以及

图10表示根据常规装置的超声波图像的一个例子。

以下将参照附图详细描述本发明的实施例。

实施例1

图1表示根据第一实施例的超声波诊断装置100，超声波探头1和发射器/接收器2协调一致，以一定的时间间隔发射超声波脉冲，并且接收来自多条超声波束线的深度方向的多个观察点的超声波回声信号。

超声波回声信号以多普勒能量方式被送至正交检测器4。正交检测器4包括混合器4a和4b，通过混合器4a和4b超声波回声信号与由基准信号发生器4c和4d提供的基准信号相乘，并在LPF 4h和4i的输出端产生正交分量Q和同相分量I。A/D转换器5和6将正交分量Q和同相分量I进行A/D转换，并将得到的数据存储在存储器7和8中。

MTI滤波器9和10从存储器7和8读正交分量Q和同相分量I，并从这些分量Q和I中去除不需要的杂波分量。自相关计算器11对来自已经去除了不需要的分量的正交分量Q和同相分量I的能量数据P(R，)(其中R代表观察点的深度，代表束线的数目)进行计算。

画阴影部分提取器21从能量数据P(R，)提取将被画阴影的图像部分，并将所得结果送至数据值变换器22。数据值变换器22将画阴影部分的数据值变换成用于画阴影的数据值，并将其余部分的数据值变换成与用于画阴影的数据值不同的值。

虽然画阴影部分提取器21和数据值变换器22实际上由将要结合图6说明的缓冲存储器201和查寻表202构成，但是假定这些电路21和22由微处理器20构成，微处理器20处理数据的过程将在图2的流程图中予以说明。

DSC 13将能量数据P(R，)变换成像素值，并根据观察点的位置对像素值进行二维映像变换，由此产生图像数据DI。CRT显示单元14显示从图像数据DI得到的多普勒能量方式的超声波图像。对多普勒能量方式的超声波图像而言，背景H通常是黑色的，显示的血管P1和P2是橙色的，并根据能量的幅度具有不同的亮度等级。

以CFM方式，自相关计算器11对正交分量Q和同相分量I的超声波脉冲之间的自相关进行计算，由此产生速度数据v(R，)。DSC 13将速度数据v(R，)变换成像素值，并根据观察点的位置对像素值进行二维映像变换，由此产生图像数据DI。

CRT显示单元14显示从图像数据DI得到的CFM方式的超声波图像。对CFM方式的超声波图像而言，背景通常是B方式图像，血管以红色和蓝色显示，并根据血液流速和方向具有不同的亮度等级。

在B方式下，超声波回声信号被送至B方式处理器3。B方式处理器3从超声波回声信号的幅度产生B方式数据，并将得到的数据送至DSC13。DSC 13将B方式数据变换成像素值，并根据观察点的位置对像素值进行二维映像变换，由此产生图像数据DI。CRT显示单元14显示从图像数据DI得到的B方式的超声波图像。对B方式的超声波图像而言，背景通常是黑色的，组织以消色显示，并根据超声波回声信号的幅度具有不同的亮度等级。

图2是由微处理器20执行的处理过程的流程图，微处理器20具有画阴影部分提取器21和数据值变换器22的功能。

在步骤1对观察点深度计数器j和束线数计数器i初始化。

在步骤2定义关于k(Ri，i)的数据。该数据既可以是能量数据P(R，)，也可以是速度数据v(R，)。

在步骤3建立在三条相邻的束线上具有相同深度的三个点的数据k1、k2和k3。图3表示数据k1、k2和k3的三个观察点的位置关系。

在步骤4确定数据值k1、k2和k3之中的中间值kg。以后用值kg来消除噪声的影响。可以计算k1、k2和k3的平均值来代替选择中间值。

在步骤5判断是否满足条件k1＜kg＜k3和kg≤A(其中A是画阴影的上限值)。在满足条件k1＜kg＜k3的情况下，表示束线号递增数据值增加，超声波图像中的数据的部分假定是左侧轮廓部分。轮廓部分数据可以取上限值“A”，即使满足条件k1＜kg＜k3而不满足条件kg≤A，数据部分也不是轮廓部分。因此，如果图像部分满足条件k1＜kg＜k3和kg≤A，那么非常可能图像部分是左侧轮廓部分。根据这些满足的条件，图像部分作为将被画阴影的部分提取，并且过程进行到步骤6。否则，如果条件k1＜kg＜k3和kg≤A中至少有一个条件不满足，那么过程进行到步骤7，不提取图像部分。步骤3、4和5对应于画阴影部分提取器21。

在步骤6设定关于用于画阴影的数据值“G”的数据k(Rj，i)，并且产生图5所示的画阴影部分g。过程进行到步骤10。

在步骤7判断是否满足条件k1＝kg＝k3和kg≤B(其中B是背景的上限值)。在满足条件k1＝kg＝k3的情况下，表示数据相等，确定数据的部分是轮廓内的部分或背景。背景的数据可以取上限值“B”，如果满足条件kg≤B，那么数据的部分假定为背景。因此，如果图像部分满足条件k1＝kg＝k3和kg≤B，那么非常可能图像部分是背景。根据这些满足的条件，图像部分作为背景部分提取，并且过程进行到步骤8。否则，如果条件k1＝kg＝k3和kg≤B中至少有一个条件不满足，那么作为轮廓内的部分提取数据部分，并且过程进行到步骤9。

在步骤8设定关于背景的数据值“ho”(ho＜G)的数据k(Rj，i)，并且产生图5所示的背景部分H。然后过程进行到步骤10。

在步骤9压缩数据k(Rj，i)的值，将其压缩在ho至范围的上限值U之间的范围内。图4A和4B表示数据值压缩的概念。图4A表示原始的范围，它被压缩到图4B所示的具有与画阴影部分不同(更亮)的数据值的范围。步骤7、8和9对应于数据值变换器22。

对完整的一帧(例如j＝1至60；i1至1000)执行步骤10和11，以便重复步骤2至9的操作。当对完整的一帧的处理完成以后，微处理器20终止其处理过程。

图5表示由超声波诊断装置100显示的多普勒能量方式的超声波图像的一个例子。在亮度适中的背景H上显示血管P1和P2，暗的画阴影部分g加到血管P1和P2的左侧。血管P1和P2作为三维图像出现，观看者可以准确地识别细小血管。

图6是表示由缓冲存储器201和查寻表202构成的画阴影部分提取器21和数据值变换器22的框图。缓冲存储器201包括移位寄存器L0、L1、L2和L3，在移位寄存器L0中，顺序地移位存入在一条超声波束线上的观察点的一系列数据，并且并行读出该数据，移位寄存器L1并行释放老的内容，并且接收来自移位寄存器L0的输出数据，移位寄存器L2并行释放老的内容，并且接收来自移位寄存器L1的输出数据，移位寄存器L3并行释放老的内容，并且接收来自移位寄存器L2的输出数据。

因此，移位寄存器L1、L2和L3保持相邻的束线的数据k(Rj，i+1)、k(Rj，i)和k(Rj，i-1)，并且这些移位寄存器按深度的深浅，即j的递增次序，循环地传送在相同深度的观察点的数据k(Ri，i+1)、k(Rj，i)和k(Rj，i-1)。与超声波回声信号的接收和超声波图像的显示同步，控制移位寄存器L0、L1、L2和L3的数据读/写操作。

查寻表202例如是ROM(只读存储器)，并由已经经过数据值变换的数据k(Rj，i+1)、k(Rj，i)和k(Rj，i-1)寻址，以便释放数据k(Rj，i)。因此，根据表的参考内容，进行图2的流程图所示的处理过程。所需的处理时间较短，并可实现实时处理。

第一实施例的超声波诊断装置100对多普勒能量方式或CFM方式的超声波图像在其轮廓的左侧画阴影，因此血管和其它脉管如胆管可以作为三维图像被看到，于是观看者能够准确地识别即使是很细小的血管。

实施例2

图7表示根据本发明的第二实施例的超声波诊断装置200的结构。超声波诊断装置200具有与第一实施例的超声波诊断装置100(示于图1)基本相同的结构和操作，不同之处在于连接在画阴影部分提取器和数据值变换器的组合20与DSC 13之间的数据时间平均电路30。

数据时间平均电路30计算经数据值变换之后的多个(在本实施例中是五个)连续帧Ft-2、Ft-1、Ft、Ft+1和Ft+2的数据的运动平均值，并将得到的平均值作为新的帧Ft′的数据送至DSC 13。

第二实施例的超声波诊断装置200对多普勒能量方式或CFM方式的超声波图像在其轮廓的左侧画阴影，因此血管可以作为三维图像被看到，于是观看者能够准确地识别即使是很细小的血管。此外，在以实时为基础显示超声波图像的过程中，可以在图像显示以后看到血管能量的连续变化，并且观看者能够更准确地识别血管。

各种不同的实施例

(1)可以通过利用数据k(Rj+1，i)、k(Rj，i)和k(Rj-1，i)在轮廓下面位置对图像画阴影，或在图2流程图的步骤5中通过用k1＞kg＞k3替换k1＜kg＜k3在轮廓的右侧对图像画阴影，从而代替在轮廓的左侧对图像画阴影。

(2)对提取图像的轮廓而言，可以用两点的数据或四点或四点以上的数据代替三点的数据k(Rj，i+1)、k(Rj，i)和k(Rj，i-1)。

(3)可以根据计算微分检测图像的轮廓。

(4)数据时间平均电路30可以连接在自相关计算器11与画阴影部分提取器和数据值变换器的组合20之间。

(5)虽然对内插而言将要处理的数据量将增加，但是可将图像数据DI(x，y)用于画阴影部分的提取，以代替数据P(R，)和v(R，)。

根据本发明的用于超声波诊断的显示超声波图像的方法和装置，超声波图像的轮廓部分被局部画阴影，因此可作为三维图像观看，便于诊断。特别是以多普勒能量方式的超声波图像中，血管可作为三维图像观看，并且观看者能够准确地识别即使是很细小的血管。

Claims

1.显示超声波图像的一种方法，该方法将超声波发射进受检身体中，接收来自身体内部的超声波回声信号，并显示从超声波回声信号产生的超声波图像，其中所述方法包括对图像的轮廓部分局部画阴影的步骤，其中超声波图像被画阴影，对被画阴影的图像进行时间平均，并显示所得到的平均图像，或对不被画阴影的超声波图像进行时间平均，对所得到的平均图像画阴影，并将其显示。

2.根据权利要求1的方法，其中不被画阴影的图像部分的像素值的范围不包括被画阴影的部分的像素值。

3.一种超声波诊断装置，包括数据获取装置、图像形成装置和图像显示装置，数据获取装置发射超声波并接收超声波回声信号，由此得到观察点的数据，图像形成装置根据该数据形成超声波图像，图像显示装置显示该图像，其中图像形成装置对图像的一个轮廓部分画阴影；所述超声波诊断装置还包括对来自数据值变换装置的数据进行时间平均，并将平均的数据送至所述图像形成装置的数据时间平均装置，或者对由所述数据获取装置得到的数据进行时间平均，并将平均的数据送至画阴影部分提取装置和所述数据值变换装置的数据时间平均装置。

4.根据权利要求3的超声波诊断装置，其中所述画阴影部分提取装置和所述数据值变换装置包括保存超声波束线数据的缓冲存储器和由所述缓冲存储器中保存的束线数据寻址的查寻表。

5.根据权利要求4的超声波诊断装置，其中所述数据包括多普勒能量方式的数据。

6.根据权利要求3的超声波诊断装置，其中所述数据包括多普勒能量方式的数据。

7.一种超声波诊断装置，包括数据获取装置、图像形成装置和图像显示装置，数据获取装置发射沿不同方向的多条超声波束线的超声波并接收超声波回声信号，由此得到束线上的多个观察点的数据，图像形成装置根据该数据形成超声波图像，图像显示装置显示该图像，所述超声波诊断装置还包括画阴影部分提取装置和数据值变换装置，画阴影部分提取装置从数据中提取将被画阴影的图像部分，数据值变换装置将画阴影部分的数据值变换成用于画阴影的数据值，并将其余部分的数据值变换成与用于画阴影的数据值不同的数据值，所述超声波诊断装置还包括对来自所述数据值变换装置的数据进行时间平均，并将平均的数据送至所述图像形成装置的数据时间平均装置，或者对由所述数据获取装置得到的数据进行时间平均，并将平均的数据送至所述画阴影部分提取装置和所述数据值变换装置的数据时间平均装置。

8.根据权利要求7的超声波诊断装置，其中所述画阴影部分提取装置和所述数据值变换装置包括保存超声波束线数据的缓冲存储器和由所述缓冲存储器中保存的束线数据寻址的查寻表。

9.根据权利要求8的超声波诊断装置，其中所述数据包括多普勒能量方式的数据。

10.根据权利要求7的超声波诊断装置，其中所述数据包括多普勒能量方式的数据。

11.显示超声波图像的一种方法，该方法包括以下步骤：

将超声波发射进受检身体中；

接收来自身体内部的超声波回声信号；以及

显示从超声波回声信号产生的超声波图像；

改进之处包括这样的步骤：对超声波图像的轮廓部分附加画阴影部分，使到所述轮廓部分有三维图像的形貌。

12.根据权利要求11的方法，其中不被附加画阴影的所述轮廓部分的像素值的范围不包括被附加画阴影的轮廓部分的像素值。

13.一种超声波诊断装置，包括：

数据获取装置，发射超声波并接收超声波回声信号，由此得到观察点的数据；

图像形成装置，根据该数据形成超声波图像；和

图像显示装置，用于显示所述合成图像，

其中，所述图像显示装置包括对所述合成图像的轮廓部分附加画阴影部分的装置，使到所述轮廓部分具有三维图像的形貌。

14.根据权利要求13的超声波诊断装置，其中图像形成装置包括画阴影部分提取装置和数据值变换装置，并且所述画阴影部分提取装置和所述数据值变换装置包括保存超声波束线数据的缓冲存储器和由所述缓冲存储器中保存的所述超声波束线数据寻址的查寻表。

15.根据权利要求13的超声波诊断装置，其中所述数据包括多普勒能量方式的数据。

16.根据权利要求13的超声波诊断装置，其中所述图像形成装置包括：

画阴影部分提取装置，用于提取被加上阴影部分的图像部分，以及

数据值变换装置，将数据值变换成用于画阴影的数据值，并将其余部分的数据值变换成与用于画阴影的数据值不同的数据值。

17.根据权利要求16的超声波诊断装置，其中所述画阴影部分提取装置和所述数据值变换装置包括保存超声波束线数据的缓冲存储器和由所述缓冲存储器中保存的束线数据寻址的查寻表。

18.根据权利要求16的超声波诊断装置，其中所述数据包括多普勒能量方式的数据。