CN114451919A - 医用图像处理装置及计算机程序产品 - Google Patents

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Abstract

实施方式涉及医用图像处理装置及计算机程序产品，能够提供基于造影剂的分布的指标值。实施方式的医用图像处理装置具备检测部，从医用图像中检测造影剂；设定部，对所述医用图像设定第一关注区域及第二关注区域；以及计算部，计算所述第一关注区域中包含的造影剂的密度与所述第二关注区域中包含的造影剂的密度之间的密度比。

Description

医用图像处理装置及计算机程序产品
相关申请的参照
本申请享受2020年11月5日申请的日本专利申请号2020-185354的优先权的利益，该日本专利申请的全部内容被引用于本申请。
技术领域
实施方式涉及医用图像处理装置及计算机程序产品。
背景技术
以往，在超声波诊断装置中，进行被称为对比谐波成像(CHI：Contrast HarmonicImaging)的造影回波(echo)法。造影回波法例如在心脏或肝脏等的检查中，从静脉注入造影剂来进行图像化。在造影回波法中使用的造影剂大多使用微小气泡(微泡(microbubble))作为反射源。通过造影回波法，例如能够清晰地描绘出被检体内的血管。
另外，存在通过在时间序列图像上追踪造影剂所包含的各个微泡(以下，也简称为“气泡”)从而显示气泡的轨迹的技术。在该技术中，计算各个气泡的移动向量(vector)，从而能够分析气泡的移动速度、移动方向。
发明内容
本说明书及附图中公开的实施方式要解决的课题之一在于，提供基于造影剂的分布的指标值。但是，本说明书及附图中公开的实施方式要解决的课题不限于上述课题。也能够将与后述的实施方式所示的各结构的各效果对应的课题作为其他课题而定位。
效果
根据实施方式的医用图像处理装置，能够提供基于造影剂的分布的指标值。
附图说明
图1是表示实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构例的框(block)图。
图2是用于说明实施方式所涉及的超声波诊断装置中的处理顺序的流程图(flowchart)。
图3是用于说明实施方式所涉及的设定功能及第一计算功能的处理的图。
图4是用于说明实施方式所涉及的追踪功能的处理的图。
图5是用于说明实施方式所涉及的第二计算功能的处理的图。
图6是用于说明实施方式所涉及的第二计算功能的处理的图。
图7A及图7B是用于说明实施方式所涉及的第二计算功能的处理的图。
图8是用于说明实施方式所涉及的第二计算功能的处理的图。
图9A及图9B是用于说明实施方式所涉及的显示控制功能的处理的图。
图10是表示其他实施方式所涉及的医用图像处理装置的结构例的框图。
具体实施方式
实施方式的医用图像处理装置具备处理电路。处理电路从医用图像中检测造影剂。处理电路对所述医用图像设定第一关注区域及第二关注区域。处理电路计算上述第一关注区域中包含的造影剂的密度与上述第二关注区域中包含的造影剂的密度之间的密度比。
以下，参照附图，对实施方式所涉及的医用图像处理装置及医用图像处理程序进行说明。此外，实施方式并不限于以下的实施方式。另外，一个实施方式所记载的内容原则上也同样能够应用于其他实施方式。
另外，在以下的实施方式中，作为医用图像处理装置的一例，对超声波诊断装置进行说明，但实施方式并不限定于此。例如，作为医用图像处理装置，除了超声波诊断装置以外，还能够应用X射线诊断装置、X射线CT(Computed Tomography)装置、MRI(MagneticResonance Imaging)装置、SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)装置、PET(Positron Emission computed Tomography)装置、SPECT装置与X射线CT装置被一体化而成的SPECT-CT装置、PET装置与X射线CT装置被一体化而成的PET-CT装置、或者这些装置组等的医用图像诊断装置。另外，作为医用图像处理装置，不限于医用图像诊断装置，能够应用任意的信息处理装置。
(实施方式)
图1是表示实施方式所涉及的超声波诊断装置1的结构例的框图。如图1所示，实施方式所涉及的超声波诊断装置1具有装置主体100、超声波探头(probe)101、输入装置102及显示器(display)103。超声波探头101、输入装置102及显示器103与装置主体100连接。另外，被检体P不包含在超声波诊断装置1的结构中。
超声波探头101具有多个振子(例如，压电振子)，这多个振子基于从后述的装置主体100所具有的发送接收电路110供给的驱动信号而产生超声波。另外，超声波探头101所具有的多个振子接收来自被检体P的反射波而变换为电信号。另外，超声波探头101具有设置于振子的匹配层和防止超声波从振子向后方传播的衬垫(backing)材料等。
在从超声波探头101向被检体P发送超声波时，所发送的超声波在被检体P的体内组织中的声阻抗(impedance)的不连续面被依次反射，作为反射波信号(回波信号)由超声波探头101所具有的多个振子接收。被接收的反射波信号的振幅依赖于供超声波反射的不连续面中的声阻抗之差。另外，所发送的超声波脉冲(pulse)在正移动的血流或心脏壁等的表面被反射的情况下的反射波信号，由于多普勒效应，依赖于移动体的相对于超声波发送方向的速度成分，而受到频率偏移。
另外，无论图1所示的超声波探头101是多个压电振子以一列配置的一维超声波探头的情况、是被配置成一列的多个压电振子机械地摆动的一维超声波探头的情况、是多个压电振子以二维配置成格子状的二维超声波探头的情况中的哪一种，实施方式都能够应用。
输入装置102具有鼠标(mouse)、键盘(keyboard)、按钮(button)、面板开关(panelswitch)、触摸指令屏(touch command screen)、脚踏开关(foot switch)、轨迹球(trackball)、操纵杆(joy stick)等，接受来自超声波诊断装置1的操作者的各种设定请求，并将接受到的各种设定请求向装置主体100传送。
显示器103显示超声波诊断装置1的操作者使用输入装置102输入各种设定要求所用的GUI(Graphical User Interface)，或者显示装置主体100中生成的超声波图像数据等。
装置主体100是基于超声波探头101接收到的反射波信号而生成超声波图像数据的装置，如图1所示那样具有发送接收电路110、信号处理电路120、图像生成电路130、图像存储器140、存储电路150、及处理电路160。发送接收电路110、信号处理电路120、图像生成电路130、图像存储器(memory)140、存储电路150及处理电路160以能够相互通信的方式连接。
发送接收电路110具有脉冲发生器、发送延迟部、脉冲器(pulser)等，向超声波探头101供给驱动信号。脉冲发生器以规定的速率(rate)频率反复产生用于形成发送超声波的速率脉冲。另外，发送延迟部对由脉冲发生器所产生的各速率脉冲赋予延迟时间，该延迟时间为，用于将从超声波探头101产生的超声波会聚成束状并且决定发送指向性所需的每个压电振子的延迟时间。另外，脉冲器在基于速率脉冲的定时下，对超声波探头101施加驱动信号(驱动脉冲)。即，发送延迟部通过使对各速率脉冲赋予的延迟时间变化，从而任意地调整从压电振子面发送的超声波的发送方向。
另外，发送接收电路110具有如下功能：基于后述的处理电路160的指示，为了执行规定的扫描序列(scan sequence)而能够瞬间变更发送频率、发送驱动电压等。特别是，发送驱动电压的变更是通过能够瞬间切换其值的线性放大器(linear amplifier)型的发送电路、或者将多个电源单元(unit)在电气上进行切换的机构而实现的。
另外，发送接收电路110具有前置放大器(pre-amplifier)、A/D(Analog/Digital)变换器、接收延迟部、加法器等，对超声波探头101接收到的反射波信号进行各种处理而生成反射波数据。前置放大器将反射波信号按每个信道进行放大。A/D变换器对被放大后的反射波信号进行A/D变换。接收延迟部赋予用于决定接收指向性所需的延迟时间。加法器对由接收延迟部处理后的反射波信号进行加法处理，生成反射波数据(data)。通过加法器的加法处理，来自与反射波信号的接收指向性对应的方向的反射成分被增强，通过接收指向性和发送指向性来形成超声波发送接收的综合性的波束(beam)。
发送接收电路110在对被检体P的二维区域进行扫描的情况下，使超声波束从超声波探头101向二维方向发送。然后，发送接收电路110根据超声波探头101接收到的反射波信号而生成二维的反射波数据。另外，发送接收电路110在对被检体P的三维区域进行扫描的情况下，使超声波束从超声波探头101向三维方向发送。然后，发送接收电路110根据超声波探头101接收到的反射波信号而生成三维的反射波数据。
信号处理电路120例如对从发送接收电路110接收到的反射波数据进行对数放大、包络线检波处理等，生成以亮度的明亮度来表现每个采样(sample)点的信号强度的数据(B模式数据)。由信号处理电路120生成的B模式数据被输出到图像生成电路130。
另外，信号处理电路120通过滤波器(filter)处理，使检波频率变化，从而能够改变影像化的频带。通过使用该信号处理电路120的功能，能够执行造影回波法，例如对比谐波成像(CHI：Contrast Harmonic Imaging)。即，信号处理电路120能够从被注入了造影剂的被检体P的反射波数据中分离出以作为造影剂的微小气泡(微泡)为反射源的反射波数据(高次谐波成分或者分频成分)和以被检体P内的组织为反射源的反射波数据(基波成分)。由此，信号处理电路120能够从被检体P的反射波数据中提取高次谐波成分或分频成分，并生成用于生成造影图像数据的B模式数据。用于生成造影图像数据的B模式数据成为用亮度来表示以造影剂为反射源的反射波的信号强度的数据。另外，信号处理电路120能够从被检体P的反射波数据中提取基波成分而生成用于生成组织图像数据的B模式数据。
此外，在进行CHI时，信号处理电路120能够通过与使用了上述的滤波处理的方法不同的方法，提取谐波成分(高次谐波成分)。在谐波成像中，进行振幅调制(AM：AmplitudeModulation)法、相位调制(PM：Phase Modulation)法、将AM法及PM法组合而成的被称为AMPM法的影像法。在AM法、PM法及AMPM法中，针对同一扫描线而进行多次(多速率)振幅、相位不同的超声波发送。由此，发送接收电路110通过各扫描线而生成并输出多个反射波数据。然后，信号处理电路120对各扫描线的多个反射波数据进行与调制法相应的加减运算处理，从而提取高次谐波成分。然后，信号处理电路120对高次谐波成分的反射波数据进行包络线检波处理等，生成B模式数据。
例如，在进行PM法的情况下，发送接收电路110通过处理电路160所设定的扫描序列，例如如(-1，1)那样，将使相位极性反转后的同一振幅的超声波通过各扫描线发送2次。然后，发送接收电路110生成基于“-1”的发送的反射波数据和基于“1”的发送的反射波数据，信号处理电路120将这2个反射波数据相加。由此，基波成分被去除，生成主要残留有2次谐波成分的信号。然后，信号处理电路120对该信号进行包络线检波处理等，生成CHI的B模式数据(用于生成造影图像数据的B模式数据)。CHI的B模式数据成为以亮度表示以造影剂为反射源的反射波的信号强度的数据。另外，在CHI中进行PM法的情况下，信号处理电路120例如通过对基于“1”的发送的反射波数据进行滤波处理，从而能够生成用于生成组织图像数据的B模式数据。
另外，信号处理电路120例如根据从发送接收电路110接收到的反射波数据，生成如下数据(多普勒数据)：该数据(多普勒数据)是在扫描区域内的各采样点提取出移动体的基于多普勒(Doppler)效应的运动信息而得到的数据。具体而言，信号处理电路120根据反射波数据对速度信息进行频率解析，提取基于多普勒效应的血流、组织、造影剂回波成分，并生成对多点提取出平均速度、离散、功率等移动体信息而得到的数据(多普勒数据)。在此，移动体例如是血流、心壁等组织、造影剂。由信号处理电路120得到的运动信息(血流信息)被发送到图像生成电路130，作为平均速度图像、离散图像、功率图像或者它们的组合图像而被彩色显示于显示器103。
图像生成电路130根据由信号处理电路120生成的数据，生成超声波图像数据。图像生成电路130根据信号处理电路120生成的B模式数据，生成B模式图像数据，该B模式图像数据是将反射波的强度以亮度表示的图像数据。另外，图像生成电路130根据信号处理电路120生成的多普勒数据，生成表示移动体信息的多普勒图像数据。多普勒图像数据是速度图像数据、离散图像数据、功率(power)图像数据、或者将它们组合而得到的图像数据。
在此，图像生成电路130一般而言将超声波扫描的扫描线信号列变换成以电视(television)等为代表的视频格式(video format)的扫描线信号列(扫描变换(scanconvert))，生成显示用的超声波图像数据。具体而言，图像生成电路130根据基于超声波探头101的超声波的扫描方式进行坐标变换，从而生成显示用的超声波图像数据。另外，图像生成电路130除了扫描变换以外，作为各种图像处理，例如进行使用扫描变换后的多个图像帧而重新生成亮度的平均值图像的图像处理(平滑化处理)、在图像内使用微分滤波器的图像处理(边缘增强处理)等。另外，图像生成电路130将附带信息(各种参数的字符信息、刻度、体位标志(body mark)等)合成于超声波图像数据。
即，B模式数据及多普勒数据是扫描变换处理前的超声波图像数据，图像生成电路130生成的数据是扫描变换处理后的显示用的超声波图像数据。另外，图像生成电路130在信号处理电路120生成了三维的数据(三维B模式数据及三维多普勒数据)的情况下，通过对应于基于超声波探头101的超声波的扫描方式来进行坐标变换，从而生成体数据。然后，图像生成电路130对体数据进行各种绘制处理，生成显示用的二维图像数据。
图像存储器140是存储图像生成电路130生成的显示用的图像数据的存储器。此外，图像存储器140还能够存储由信号处理电路120生成的数据。图像存储器140存储的B模式数据、多普勒数据例如能够在诊断之后由操作者调出，经由图像生成电路130成为显示用的超声波图像数据。
存储电路150存储用于进行超声波发送接收、图像处理及显示处理的控制程序、诊断信息(例如，患者ID、医师的意见等)、诊断协议(protocol)、各种体位标志等的各种数据。另外，存储电路150根据需要还被使用于图像存储器140所存储的图像数据的保管等。另外，存储电路150存储的数据能够经由未图示的接口(interface)向外部装置传送。
处理电路160控制超声波诊断装置1的处理整体。具体而言，处理电路160基于经由输入装置102从操作者输入的各种设定请求、从存储电路150读入的各种控制程序及各种数据，控制发送接收电路110、信号处理电路120及图像生成电路130的处理。另外，处理电路160进行控制，以将图像存储器140所存储的显示用的超声波图像数据显示于显示器103。
另外，处理电路160如图1所示，执行检测功能161、设定功能162、第一计算功能163、追踪功能164、第二计算功能165及显示控制功能166。在此，例如，图1所示的处理电路160的构成要素即检测功能161、设定功能162、第一计算功能163、追踪功能164、第二计算功能165及显示控制功能166所执行的各处理功能以计算机可执行的程序的形态被记录于超声波诊断装置1的存储装置(例如，存储电路150)。处理电路160是通过从存储装置将各程序读出并执行而实现与各程序对应的功能的处理器。换言之，读出了各程序的状态的处理电路160具有图1的处理电路160内所示的各功能。另外，关于检测功能161、设定功能162、第一计算功能163、追踪功能164、第二计算功能165及显示控制功能166执行的各处理功能，在后面叙述。
另外，在图1中，设为通过单一的处理电路160实现由检测功能161、设定功能162、第一计算功能163、追踪功能164、第二计算功能165及显示控制功能166进行的处理功能的情况而进行说明，但也可以将多个独立的处理器组合而构成处理电路，各处理器执行程序由此实现各功能。
以上，对实施方式所涉及的超声波诊断装置1的基本结构进行了说明。在这样的结构的基础上，实施方式所涉及的超声波诊断装置1能够通过以下说明的处理，提供基于造影剂的分布的指标值。
例如，超声波诊断装置1通过造影回波法检测出作为造影剂使用的一个一个的微小气泡(微泡)，并进行追踪(跟踪(tracking))。然后，超声波诊断装置1基于检测结果和/或追踪结果，计算基于造影剂的分布的指标值。另外，以下，也将造影剂表述为“造影剂气泡”或“气泡”。
另外，在以下的实施方式中，对执行气泡的追踪处理的情况进行说明，但实施方式并不限定于此。例如，即使在不执行气泡的追踪处理的情况下，也能够计算基于造影剂的分布的指标值。
另外，在以下的实施方式中，说明对向被检体P注入造影剂并摄像得到的医用图像(超声波图像)进行大致实时(real time)的处理来描绘造影剂的流动的情况。但是，实施方式并不限定于此，例如，也能够对拍摄完毕的超声波图像(或者反射波数据等)事后进行处理。
使用图2，对实施方式所涉及的超声波诊断装置1中的处理顺序进行说明。图2是用于说明实施方式所涉及的超声波诊断装置1中的处理顺序的流程图。另外，在图2中，参照图3至图9B进行说明。
图2所示的处理顺序例如在从操作者接受了指标值的计算请求的情况下开始。另外，图2所示的处理顺序在接受到计算请求之前不开始，而是待机状态。
如图2所示，检测功能161读出医用图像(步骤(step)S101)。例如，检测功能161从图像存储器140读出按时间序列排列的多个超声波图像作为医用图像。另外，超声波图像例如是向被检体P注入造影剂并摄像得到的造影图像。
在此，在通常的造影回波法中，为了清晰地描绘被检体P的血管，注入微泡相互重合的程度的量的造影剂。另一方面，在本实施方式中，若微泡相互重合，则无法检测各个气泡。因此，在本实施方式中，与通常的造影回波法的情况相比较，注入少量的造影剂。该造影剂的量严格来说优选根据血管的粗细、血流速度来决定，但也可以根据摄像部位来决定。另外，也可以是在实际注入时逐渐增加的方式。
接着，检测功能161对组织的运动进行校正(步骤S102)。例如，检测功能161计算用于使第N帧(flame)的超声波图像的坐标系与第N-1帧的超声波图像的坐标系一致的校正量。然后，检测功能161使用计算出的校正量，校正第N帧的超声波图像的坐标系。检测功能161针对按时间序列排列的多个超声波图像的每一个，对组织的运动进行校正。
然后，检测功能161将基于固定位置的高次谐波成分去除(步骤S103)。例如，检测功能161针对将组织的运动校正后的超声波图像，基于帧方向的信号的统计性的处理，去除基于固定位置的高次谐波成分。检测功能161针对按时间序列排列的多个超声波图像的每一个，去除基于固定位置的高次谐波成分。
然后，检测功能161检测造影剂(气泡)(步骤S104)。例如，检测功能161从医用图像中检测造影剂。若列举具体例，则检测功能161将被去除了高次谐波成分的超声波图像中的具有规定阈值以上的亮度值的区域检测为气泡位置。检测功能161针对按时间序列排列的多个超声波图像的每一个，检测气泡。另外，检测气泡的方法并不限定于此，例如，能够通过使用了气泡的形状的图像解析处理等公知的检测处理来检测。
然后，设定功能162设定关注区域(Region Of Interest：ROI)(步骤S105)。例如，设定功能162对医用图像设定第一关注区域及第二关注区域。在此，第一关注区域及第二关注区域是至少一部分相互重叠的区域。更优选的是，第一关注区域是包含第二关注区域的区域。另外，关于设定功能162的处理，在图3中后述。
然后，第一计算功能163计算造影剂的密度及密度比(步骤S106)。例如，第一计算功能163分别对第一关注区域内的气泡的数量和第二关注区域内的气泡的数量进行计数。然后，第一计算功能163基于第一关注区域内的气泡的数量和第一关注区域的面积，计算第一关注区域内的气泡密度。另外，第一计算功能163基于第二关注区域内的气泡的数量和第二关注区域的面积，计算第二关注区域内的气泡密度。然后，第一计算功能163计算第一关注区域中包含的造影剂的密度与第二关注区域中包含的造影剂的密度之间的密度比。
使用图3，对实施方式所涉及的设定功能162及第一计算功能163的处理进行说明。图3是用于说明实施方式的设定功能162及第一计算功能163的处理的图。图3中例示出第N帧的造影图像。在图3中，黑圈标记表示各个气泡的位置。
如图3所示，设定功能162设定计测ROI(1)和计测ROI(2)。在此，计测ROI(1)优选的是，沿着例如肿瘤等在医用图像内描绘出的构造物的轮廓而设定的区域。例如，设定功能162通过对超声波图像的分割(segmentation)处理来设定计测ROI(1)。
另外，设定功能162将使计测ROI(1)缩小了规定尺寸(size)后的区域设定为计测ROI(2)。例如，设定功能162计算计测ROI(1)的中心(重心)。然后，设定功能162通过将从重心到计测ROI(1)上的各点的距离设为50％，来设定计测ROI(2)。
然后，第一计算功能163设定内圆区域和外圆区域作为成为指标值的计算对象的计测ROI。这里，内圆区域是计测ROI(2)的内部的区域。另外，外圆区域是计测ROI(1)中除计测ROI(2)以外的圆环形状的区域。换言之，外圆区域是包围内圆区域的圆环形状的区域。另外，外圆区域是第一关注区域的一例。另外，内圆区域是第二关注区域的一例。
然后，第一计算功能163使用下述的式(1)，计算内圆区域及外圆区域各自的气泡密度[/cm2]。在式(1)中，“计测ROI内的气泡总数”是在对象区域的内侧检测出的气泡的计数值。“计测ROI面积”是对象区域的内侧的面积。
[数式1]
Figure BDA0003339189180000111
例如，在图3中，内圆区域的气泡数为“3”。第一计算功能163通过用“3”除以内圆区域的面积来计算出内圆区域的气泡密度。另外，在图3中，外圆区域的气泡数为“4”。第一计算功能163通过用“4”除以外圆区域的面积，来计算出外圆区域的气泡密度。
然后，第一计算功能163通过取得内圆区域的气泡密度与外圆区域的气泡密度之比，来计算气泡密度率。例如，第一计算功能163通过用外圆区域的气泡密度除以内圆区域的气泡密度来算出气泡密度比。
这样，第一计算功能163针对按时间序列排列的多个超声波图像的每一个，计算各计测ROI内的气泡密度及气泡密度比。
另外，在图3中说明的内容只不过为一例，实施方式并不限定于此。例如，在图3中，说明了计测ROI(1)及计测ROI(2)被自动设定的情况，但也可以由操作者手动设定。
另外，在图3中，说明了计测ROI(1)沿着肿瘤的轮廓而被设定计测ROI(1)的情况，但实施方式并不限定于此。例如，计测ROI(1)既可以沿着在医用图像中描绘出的任意构造物的轮廓来设定，也可以与构造物无关地由操作者任意设定。
另外，在图3中，说明了以计测ROI(1)的重心为中心进行计算的情况，但并不限定于此。例如，也可以以计测ROI(1)的长边与短边的交点为中心。另外，计测ROI(1)的中心不一定自动设定，也可以由操作者手动设定。
另外，在图3中，说明了通过将从重心到计测ROI(1)上的各点的距离设为50％来设定计测ROI(2)的情况，但该比例能够任意地变更。另外，也可以不是按比例进行设定，而是通过缩短一定距离来设定计测ROI(2)。
另外，在图3中，将外圆区域设定为计测ROI(1)中除计测ROI(2)以外的圆环形状的区域，但实施方式并不限定于此。例如，第一计算功能163也可以将计测ROI(1)的内部的区域(包含计测ROI(2))设定为外圆区域(第一关注区域)。
另外，在图3中，作为气泡密度比，使用了将外圆区域的气泡密度除以内圆区域的气泡密度而得到的值，但并不限定于此。例如，气泡密度比也可以是将内圆区域的气泡密度除以外圆区域的气泡密度而得到的值。
返回图2的说明。追踪功能164执行造影剂的追踪处理(步骤S107)。例如，追踪功能164通过追踪按时间序列排列的多个医用图像各自中的造影剂的位置，来计算表示造影剂的移动的移动向量。
使用图4，对实施方式的追踪功能164的处理进行说明。图4是用于说明实施方式的追踪功能164的处理的图。在图4中，说明追踪某个气泡从第N-1帧向第N帧的移动的情况。
如图4所示，追踪功能164基于第N-1帧的气泡位置，在第N帧的超声波图像中设定搜索区域(图4的虚线区域)。该搜索区域例如是以第N-1帧的气泡位置为中心的矩形区域，其大小基于气泡在1帧之间能够移动的距离来设定。
然后，追踪功能164将存在于该搜索区域中的气泡位置识别为第N-1帧的气泡发生了移动的移动后的气泡位置，对两者分配相同(共同)的识别信息(气泡ID)。然后，追踪功能164计算表示从N-1帧的气泡位置向N帧的气泡位置的移动的向量V，作为该气泡的移动向量。
这样，追踪功能164针对从按时间序列排列的多个超声波图像的每一个超声波图像检测出的全部气泡，执行追踪处理。由此，追踪功能164能够追踪各气泡的产生、移动、消失。
另外，在图4中说明的内容仅为一例，实施方式并不限定于此。例如，作为追踪处理，能够任意地应用专利文献2所记载的技术。另外，在图4中，对从第N帧的搜索区域检测出的气泡为“1个”的情况进行了说明，但未必限于“1个”。例如，在搜索区域内的气泡为“2个以上”的情况下，优选基于气泡的移动距离、形状的类似度来确定1个气泡。另外，在搜索区域内一个气泡都没有的情况下，优选识别为气泡消失。
返回到图2的说明。第二计算功能165计算造影剂的流入流出比率(步骤S108)。例如，第二计算功能165基于各气泡的移动向量，识别关注区域内的各气泡是流入气泡还是流出气泡。然后，第二计算功能165基于流入气泡的数量及流出气泡的数量，计算关注区域中的气泡的流入流出比率。
另外，流入流出比率的计算对象区域(计测ROI)优选沿着肿瘤等任意的构造物的轮廓来设定。因此，典型的是，流入流出比率的计算对象区域优选应用步骤S105所设定的计测ROI(1)，但实施方式并不限定于此。例如，流入流出比率的计算对象区域也可以与气泡密度的计算对象区域独立地设定。
使用图5～图8，对实施方式的第二计算功能165的处理进行说明。图5～图8是用于说明实施方式的第二计算功能165的处理的图。
首先，第二计算功能165如图5所示那样，针对计测ROI内的各气泡，计算表示气泡相对于基准位置的移动方向的角度θ。在此，基准位置(图5的黑圈标记)例如与肿瘤的中心等计测ROI的中心对应。计测ROI的中心的设定方法与图3的说明相同。另外，角度θ由将N-1帧的气泡位置和基准位置连结的直线与N帧的气泡的移动向量所成的角表示。气泡越接近基准位置，则角度θ越成为接近0°的值，气泡越远离基准位置，则角度θ越成为接近180°(-180°)的值。
接着，第二计算功能165如图6所示那样，基于各气泡的移动方向，识别各气泡是流入气泡还是流出气泡。例如，第二计算功能165将图5所示的角度θ包含在-60°～60°(0°～60°、300°～360°)的范围内的气泡识别为“流入气泡”。另外，第二计算功能165将图5所示的角度θ包含在120°～240°(120°～180°、-180°～-120°)的范围内的气泡识别为“流出气泡”。另外，第二计算功能165对于不包含在任意角度范围内的气泡，既不识别为流入气泡也不识别为流出气泡。
然后，第二计算功能165如图7A及图7B所示那样，基于气泡计数(count)方法1或者气泡计数方法2中的某一个，对流入气泡、流出气泡及流入流出气泡进行计数。在图7A及图7B中，说明针对某计测ROI，气泡ID“01”的气泡从图的左侧向右侧移动的情况。此外，在图7A及图7B中，帧(t1)、帧(t2)、帧(t3)及帧(t4)与连续的4个帧对应。另外，帧(t1～t4)这样的表述表示包含帧(t1)、帧(t2)、帧(t3)及帧(t4)的区间。
在图7A中，对气泡计数方法1进行说明。气泡计数方法1是不使用气泡ID的计数方法。例如，在帧(t1)中，气泡ID“01”的气泡朝向计测ROI的中心移动，因此被识别为“流入气泡”。因此，在帧(t1)中，流入气泡数为“1”，流出气泡数为“0”，流入流出气泡数为“1”。另外，流入流出气泡数(总数)是流入气泡及流出气泡之和。
另外，在帧(t2)中，气泡ID“01”的气泡朝向计测ROI的中心移动，因此被识别为“流入气泡”。因此，在帧(t2)中，流入气泡数为“1”，流出气泡数为“0”，流入流出气泡数为“1”。
另外，在帧(t3)中，气泡ID“01”的气泡以远离计测ROI的中心的方式移动，因此被识别为“流出气泡”。因此，在帧(t3)中，流入气泡数为“0”，流出气泡数为“1”，流入流出气泡数为“1”。
另外，在帧(t4)中，气泡ID“01”的气泡以远离计测ROI的中心的方式移动，因此被识别为“流出气泡”。因此，在帧(t4)中，流入气泡数为“0”，流出气泡数为“1”，流入流出气泡数为“1”。
另外，帧(t1～t4)中的流入气泡数、流出气泡数及流入流出气泡数的累积值通过各帧的值的合计来计算。即，帧(t1～t4)中的流入气泡数的累积值为“2”，流出气泡数的累积值为“2”，流入流出气泡的累积值为“4”。
另外，帧(t1～t4)中的流入气泡数、流出气泡数及流入流出气泡数的平均值通过用各帧的值的合计值(累积值)除以帧数而计算。即，帧(t1～t4)中的流入气泡数的平均值为“0.5”，流出气泡数的平均值为“0.5”，流入流出气泡的平均值为“1”。
在图7B中，对气泡计数方法2进行说明。气泡计数方法2是使用气泡ID的计数方法。即，第二计算功能165使用气泡ID排除同一气泡的重复而进行计算。此外，在气泡计数方法2中，各帧中的流入气泡数、流出气泡数及流入流出气泡数的值与气泡计数方法1的情况相同，因此省略说明。
帧(t1～t4)中的流入气泡数的累积值通过帧(t1～t4)中的流入气泡中的通过识别信息识别的气泡的数量的合计来计算。在图7B的例子中，帧(t1～t4)中的流入气泡为气泡ID“01”这1个气泡。即，帧(t1～t4)中的流入气泡数的累积值为“1”。
另外，帧(t1～t4)中的流出气泡数的累积值通过帧(t1～t4)中的流出气泡中的由识别信息识别的气泡的数量的合计来计算。在图7B的例子中，帧(t1～t4)中的流出气泡为气泡ID“01”这1个气泡。即，帧(t1～t4)中的流出气泡数的累积值为“1”。
另外，帧(t1～t4)中的流入流出气泡数的累积值通过该区间中的流入气泡数与流出气泡数的合计来计算。即，帧(t1～t4)中的流入流出气泡数的累积值为“2”。
另外，帧(t1～t4)中的流入气泡数、流出气泡数及流入流出气泡数的平均值通过用各帧的值的合计值(累积值)除以帧数而计算。即，帧(t1～t4)中的流入气泡数的平均值为“0.25”，流出气泡数的平均值为“0.25”，流入流出气泡的平均值为“0.5”。
这样，第二计算功能165通过气泡计数方法1或气泡计数方法2对流入气泡、流出气泡及流入流出气泡进行计数。然后，第二计算功能165针对计测ROI，计算流入流出比率。在此，流入流出比率是包含流入比率(流入气泡比率)及流出比率(流出气泡比率)的用语。
例如，第一计算功能163使用下述的式(2)，针对某计测ROI而计算流入气泡比率。
[数式2]
Figure BDA0003339189180000161
使用图8，对流入流出比率的计算进行说明。在图8中，例示了在帧(t5)、帧(t6)及帧(t7)中在任意的计测ROI(图8的圆)中检测出的气泡和该气泡的移动向量。另外，在图8中，帧(t5)、帧(t6)及帧(t7)对应于连续的3个帧。另外，帧(t5～t7)这样的表述表示包含帧(t5)、帧(t6)及帧(t7)的区间。图8的帧(t5～t7)是与图7A及图7B的帧(t1～t4)不同的帧。
在图8所示的例子中，流入气泡数为“6”，流出气泡数为“2”，流入流出气泡数为“8”。在该情况下，第二计算功能165基于式(2)，通过用“6”除以“8”，计算出流入气泡比率“0.75”。
另外，第二计算功能165能够与流入气泡比率同样地计算流出气泡比率。例如，第二计算功能165通过用流出气泡数“2”除以流入流出气泡数“8”，计算出流出气泡比率“0.25”。
这样，第二计算功能165计算气泡的流入流出比率。另外，图5～图8中说明的内容仅为一例，实施方式并不限定于此。例如，图6中说明的用于识别流入气泡及流出气泡的角度范围仅为一例，能够变更为任意的角度范围。
另外，在图7B中，对通过流入气泡数与流出气泡数的合计来计算流入流出气泡数的累积值的情况进行了说明，但实施方式并不限定于此。例如，流入流出气泡数也可以通过帧(t1～t4)中的流入气泡及流出气泡中的根据识别信息识别出的气泡的数量的合计来计算。在图7B的例子中，帧(t1～t4)中的流入气泡及流出气泡为气泡ID“01”这1个气泡。即，也可以将帧(t1～t4)中的流入流出气泡数的累积值计算为“1”。
另外，在图8中，对针对帧(t5～t7)的3帧的区间计算流入流出比率的情况进行了说明，但并不限定于此。例如，第二计算功能165可以针对在时间序列上排列的多个超声波图像中的、从开始帧到当前(或最后)的帧为止的区间，计算流入流出比率，也可以针对任意的区间计算流入流出比率。另外，第二计算功能165不限于区间，也可以对任意1帧计算流入流出比率。即，第二计算功能165也可以计算规定时相的值或规定区间中的累积值或平均值，作为流入流出比率。
另外，在图8中，说明了不使用气泡ID而计算累积值或平均值的情况，但实施方式并不限定于此。例如，第二计算功能165也可以排除同一气泡的重复来计算规定区间中的累积值或平均值。排除同一气泡的重复的处理与图7B的说明相同。
另外，在图8中，说明了针对任意的计测ROI计算流入流出比率的情况，但实施方式并不限定于此。例如，第二计算功能165也可以对上述的外圆区域和/或内圆区域计算流入流出比率。即，第二计算功能165也可以基于移动向量，计算第一关注区域及第二关注区域中的至少一个区域中的造影剂的流入流出比率。
另外，在上述的例子中，对流入气泡比率及流出气泡比率的分母为“流入流出气泡数”的情况进行了说明，但实施方式并不限定于此。例如，流入气泡比率也可以是用流入气泡数除以流出气泡数而得到的值。流出气泡比率也可以是用流出气泡数除以流入气泡数而得到的值。
返回图2的说明。显示控制功能166显示计测结果(步骤S109)。例如，显示控制功能166显示表示由第一计算功能163及第二计算功能165计算出的值的随时间经过的变化的信息。具体而言，显示控制功能166显示表示密度或密度比的随时间经过的变化的信息。另外，显示控制功能166显示表示流入流出比率的随时间经过的变化的信息。
使用图9A及图9B，对实施方式所涉及的显示控制功能166的处理进行说明。图9A及图9B是用于说明实施方式的显示控制功能166的处理的图。在图9A及图9B中，横轴对应于时间(经过时间)，纵轴对应于计测结果。
如图9A所示，显示控制功能166显示对内圆区域的气泡密度、外圆区域的气泡密度、及气泡密度比的随时间经过的变化进行表示的曲线图。例如，显示控制功能166通过按时间序列顺序描绘在各帧中计算出的内圆区域的气泡密度、外圆区域的气泡密度、及气泡密度比，从而生成图9A的曲线图并显示。
如图9B所示，显示控制功能166显示对各帧的流入气泡比率和从开始帧起的流入气泡比率的累积值的随时间经过的变化进行表示的曲线图。例如，显示控制功能166通过按时间序列顺序描绘在各帧中计算出的流入气泡比率和从开始帧起的流入气泡比率的累积值，从而生成图9B的曲线图并显示。
此外，在图9A及图9B中说明的内容仅为一例，实施方式并不限定于此。例如，不限于图9A及图9B所图示的指标值，显示控制功能166能够将由第一计算功能163及第二计算功能165计算出的任意的指标值显示为曲线图。
另外，显示方式并不限定于曲线图(graph)。例如，显示控制功能166还能够将各指标值的数值显示为文本数据(数字)。在该情况下，能够将关于全部帧的数值显示为文本数据，但优选显示代表性的帧、由操作者指定的帧的数值。
这样，实施方式的超声波诊断装置1执行图2的步骤S101～步骤S109的各处理。另外，图2所示的处理顺序并不限定于图示的顺序，能够在处理内容不产生矛盾的范围内任意地变更。例如，步骤S106的处理也可以在步骤S107或步骤S108之后执行。
如上所述，在实施方式所涉及的超声波诊断装置1中，检测功能161从医用图像中检测造影剂。并且，设定功能162对医用图像设定第一关注区域及第二关注区域。然后，第一计算功能163计算第一关注区域中包含的造影剂的密度与第二关注区域中包含的造影剂的密度之间的密度比。由此，超声波诊断装置1能够提供基于造影剂的分布的指标值。
例如，在恶性肿瘤中，已知从肿瘤的外部侵入的造影剂较早地到达中心附近。另一方面，在良性肿瘤中，已知即使造影剂从肿瘤的外部侵入，也暂时滞留在肿瘤的外缘附近，与恶性肿瘤相比缓慢地到达中心附近。因此，超声波诊断装置1区分为包含肿瘤的外缘的外圆区域和包含肿瘤的中心的内圆区域来计算气泡密度，并且计算两者的比率(气泡密度比)。然后，超声波诊断装置1将计算出的外圆区域的气泡密度、内圆区域的气泡密度、气泡密度比分别提示给操作者。因此，操作者能够容易地判别肿瘤的良性/恶性。
另外，在实施方式所涉及的超声波诊断装置1中，追踪功能164通过追踪按时间序列排列的多个医用图像各自中的造影剂的位置，来计算造影剂的移动向量。然后，第二计算功能165基于移动向量，计算关注区域中的造影剂的流入流出比率。由此，超声波诊断装置1能够提供基于造影剂的分布的指标值。
例如，在恶性肿瘤中，与良性肿瘤相比较，血流的流入量多，在良性肿瘤中，与恶性肿瘤相比，血流的流出量多。因此，超声波诊断装置1计算流入流出比率并提示给操作者。因此，操作者能够容易地判别肿瘤的良性/恶性。
另外，在实施方式中，对超声波诊断装置1同时具备第一计算功能163及第二计算功能165这两者的情况进行了说明，但也可以仅具备任意一方。另外，在超声波诊断装置1仅具备第一计算功能163的情况下，也可以不具备追踪功能164。另外，在超声波诊断装置1仅具备第二计算功能165的情况下，设定功能162只要设定至少一个关注区域即可。
(变形例1)
在上述的实施方式中，说明了计算规定时相的密度及密度比的情况，但实施方式并不限定于此。例如，第一计算功能163可以计算规定区间中的累积值或平均值作为密度及密度比。
例如，第一计算功能163通过用在外圆区域(或内圆区域)中在任意3帧间检测出的气泡的数量(累积值)除以外圆区域(或内圆区域)的面积，来计算任意3帧中的外圆区域的累积密度。另外，第一计算功能163通过将该3帧中的外圆区域的累积密度除以帧数的“3”，来计算出外圆区域的平均密度。进而，第一计算功能163针对累积密度、平均密度，通过取得外圆区域与内圆区域之比，计算出密度比。
即，第一计算功能163能够计算出规定时相的值或者规定区间中的累积值或者平均值，作为密度及密度比。
(变形例2)
另外，第一计算功能163能够排除同一气泡的重复来计算变形例1中说明的规定区间中的累积值或平均值。
例如，第一计算功能163通过用在外圆区域(或内圆区域)中在任意3帧间检测出的气泡中的由识别信息识别出的气泡的数量除以外圆区域(或内圆区域)的面积，来计算任意3帧中的外圆区域的累积密度。另外，第一计算功能163通过用该3帧中的外圆区域的累积密度除以帧数的“3”，来计算外圆区域的平均密度。进而，第一计算功能163针对累积密度、平均密度，通过取得外圆区域与内圆区域之比，计算密度比。
这样，第一计算功能163通过对由识别信息识别出的气泡的数量进行计数，能够使用气泡ID来排除同一气泡的重复，而计算出规定区间中的累积值或者平均值。
另外，在变形例2中，使用通过气泡的追踪处理而输出的气泡ID。因此，变形例2所涉及的第一计算功能163优选在执行了基于追踪功能164的追踪处理之后执行处理。
(其他实施方式)
除了上述的实施方式以外，也可以以各种不同的方式实施。
(医用图像处理装置)
另外，例如，在上述的实施方式中，对将公开的技术应用于超声波诊断装置1的情况进行了说明，但实施方式并不限定于此。例如，公开的技术也可以应用于医用图像处理装置200。医用图像处理装置200例如与工作站(workstation)、PACS(Picture ArchivingCommunication System)阅读器(viewer)等对应。另外，医用图像处理装置200是图像处理装置的一例。
图10是表示其他实施方式的医用图像处理装置200的结构例的框图。如图10所示，医用图像处理装置200具备输入接口201、显示器202、存储电路210及处理电路220。输入接口201、显示器202、存储电路210及处理电路220以能够相互通信的方式连接。
输入接口201是鼠标、键盘、触摸面板等用于受理来自操作者的各种指示、设定请求的输入装置。显示器202是显示医用图像、或显示操作者使用输入接口201输入各种设定要求所用的GUI的显示装置。
存储电路210例如是NAND(NotAND)型闪存器或HDD(Hard Disk Drive，硬盘驱动器)，存储用于显示医用图像数据、GUI的各种程序、该程序所使用的信息。
处理电路220是对医用图像处理装置200中的处理整体进行控制的电子设备(处理器(processor))。处理电路220执行检测功能221、设定功能222、第一计算功能223、追踪功能224、第二计算功能225及显示控制功能226。检测功能221、设定功能222、第一计算功能223、追踪功能224、第二计算功能225及显示控制功能226例如以计算机可执行的程序的形态被记录在存储电路210内。处理电路220读取并执行各程序，从而实现与所读出的各程序对应的功能(检测功能221、设定功能222、第一计算功能223、追踪功能224、第二计算功能225及显示控制功能226)。
另外，检测功能221、设定功能222、第一计算功能223、追踪功能224、第二计算功能225及显示控制功能226的各处理功能与图1所示的检测功能161、设定功能162、第一计算功能163、追踪功能164、第二计算功能165及显示控制功能166的各处理功能相同，因此省略说明。
由此，医用图像处理装置200能够提供基于造影剂的分布的指标值。另外，在上述实施方式中说明的超声波诊断装置1相当于具备医用图像处理装置200的超声波诊断装置。
图示的各装置的各构成要素是功能概念性的，不一定需要物理上如图示那样构成。即，各装置的分散、合并的具体方式不限于图示的方式，能够根据各种负载、使用状况等，将其全部或一部分以任意的单位在功能上或物理上分散、合并而构成。进而，在各装置中进行的各处理功能的全部或者任意的一部分能够通过CPU及由该CPU解析执行的程序来实现，或者，能够作为基于布线逻辑的硬件来实现。
另外，在实施方式及变形例中说明的各处理中作为自动地进行的处理而说明的处理的全部或一部分也可以手动地进行，或者作为手动进行的处理而说明的处理的全部或一部分也可以通过公知的方法自动地进行。此外，关于包含上述文档中、附图中所示的处理顺序、控制顺序、具体名称、各种数据、参数在内的信息，除了特殊记载的情况以外，能够任意地变更。
另外，实施方式及变形例中说明的医用图像处理方法能够通过由个人计算机(personal computer)或工作站等计算机执行预先准备的医用图像处理程序来实现。该医用图像处理程序能够经由因特网(internet)等网络(network)来发布。另外，该医用图像处理程序也可以记录在硬盘(hard disk)、软盘(flexible disk)(FD)、CD-ROM、MO、DVD等计算机可读取的非暂时性记录介质中，通过计算机从记录介质读出来执行。
另外，在上述的实施方式及变形例中，所谓大致实时，是指每当产生成为处理对象的各数据，就立即进行各处理。例如，大致实时地显示图像的处理不限于拍摄被检体的时刻与显示图像的时刻完全一致的情况，而是包含根据图像处理等各处理所需的时间而使图像稍微延迟地显示的情况的概念。
另外，上述实施方式所记载的“图像数据”这一用语和“图像”这一用语严格来说是不同的。即，所谓“图像数据”，是指将各像素位置与各像素位置的亮度值建立对应而得到的数据。另外，所谓“图像”，是指与各像素位置的亮度值对应的颜色被映射到各像素位置并显示在显示器等显示装置上的图像。但是，一般的图像处理技术大多对“图像数据”及“图像”这两者产生影响，仅对某一方产生影响的技术不多。因此，除了特别提及的情况以外，有时不将“图像数据”及“图像”加以严格区别而进行表述。
根据以上说明的至少1个实施方式，能够提供基于造影剂的分布的指标值。
对几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而提示的，并不意图限定发明的范围。这些实施方式能够以其他各种方式实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略、置换、变更、实施方式彼此的组合。这些实施方式及其变形包含在发明的范围或主旨中，同样地包含在权利要求书所记载的发明及其等价的范围内。

Claims (19)

1.一种医用图像处理装置，具备：
检测部，从医用图像中检测造影剂；
设定部，对所述医用图像设定第一关注区域及第二关注区域；以及
计算部，对所述第一关注区域中包含的造影剂的密度与所述第二关注区域中包含的造影剂的密度之间的密度比进行计算。
2.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，
所述第一关注区域是包围所述第二关注区域的区域。
3.根据权利要求1或2所述的医用图像处理装置，
所述计算部计算规定时相中的值、或规定区间中的累积值或平均值，作为所述密度比。
4.根据权利要求3所述的医用图像处理装置，
所述计算部排除同一气泡的重复而计算所述规定区间中的累积值或平均值。
5.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，
还具备显示控制部，该显示控制部显示对所述密度或所述密度比的随时间经过的变化进行表示的信息。
6.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，
具备追踪部，该追踪部通过追踪按时间序列排列的多个所述医用图像各自中的所述造影剂的位置，计算所述造影剂的移动向量，
上述计算部基于所述移动向量，计算所述第一关注区域及所述第二关注区域中的至少一个区域中的所述造影剂的流入流出比率。
7.根据权利要求6所述的医用图像处理装置，
所述计算部计算如下值中的至少一个值，作为所述流入流出比率：
用流入气泡数除以流入流出气泡数而得到的值；
用流出气泡数除以流入流出气泡数而得到的值；
用流入气泡数除以流出气泡数而得到的值；以及
用流出气泡数除以流入气泡数而得到的值。
8.根据权利要求6所述的医用图像处理装置，
所述计算部计算规定时相中的值、或规定区间中的累积值或平均值，作为所述流入流出比率。
9.根据权利要求8所述的医用图像处理装置，
所述计算部排除同一气泡的重复而计算所述规定区间中的累积值或平均值。
10.根据权利要求6所述的医用图像处理装置，
还具备显示控制部，该显示控制部显示对所述流入流出比率的随时间经过的变化进行表示的信息。
11.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，
所述医用图像处理装置是超声波诊断装置。
12.一种医用图像处理装置，具备：
检测部，从按时间序列排列的多个医用图像中检测造影剂；
设定部，对所述医用图像设定关注区域；
追踪部，通过追踪按时间序列排列的所述医用图像各自中的所述造影剂的位置，计算所述造影剂的移动向量；以及
计算部，基于所述移动向量，计算所述关注区域中的所述造影剂的流入流出比率。
13.根据权利要求12所述的医用图像处理装置，
所述计算部计算如下值中的至少一个值，作为所述流入流出比率：
用流入气泡数除以流入流出气泡数而得到的值；
用流出气泡数除以流入流出气泡数而得到的值；
用流入气泡数除以流出气泡数而得到的值；以及
用流出气泡数除以流入气泡数而得到的值。
14.根据权利要求12或13所述的医用图像处理装置，
所述计算部计算规定时相中的值、或规定区间中的累积值或平均值，作为所述流入流出比率。
15.根据权利要求14所述的医用图像处理装置，
所述计算部排除同一气泡的重复而计算所述规定区间中的累积值或平均值。
16.根据权利要求12所述的医用图像处理装置，
还具备显示控制部，该显示控制部显示对所述流入流出比率的随时间经过的变化进行表示的信息。
17.根据权利要求12所述的医用图像处理装置，
所述医用图像处理装置是超声波诊断装置。
18.一种计算机程序产品，具有计算机可读取的存储介质，所述存储介质包括计算机可执行的多个指令，所述多个指令使所述计算机执行如下处理：
从医用图像中检测造影剂；
对所述医用图像设定第一关注区域及第二关注区域；以及
计算所述第一关注区域中包含的造影剂的密度与所述第二关注区域中包含的造影剂的密度之间的密度比。
19.一种计算机程序产品，具有计算机可读取的存储介质，所述存储介质包括计算机可执行的多个指令，所述多个指令使所述计算机执行如下处理：
从按时间序列排列的多个医用图像中检测造影剂；
对所述医用图像设定关注区域；
通过追踪按时间序列排列的所述医用图像各自中的所述造影剂的位置，计算所述造影剂的移动向量；以及
基于所述移动向量，计算所述关注区域中的所述造影剂的流入流出比率。
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