TW201732288A - 一種適用於不同超音波機型影像之無回音區域及高回音亮點量化特徵的校正方法 - Google Patents

Abstract

本發明之校正方法，係針對不同超音波影像中之無回音區域以及高回音亮點之量化特徵，提供一超音波影像之累加校正模式以及一對比校正模式，包含資料收集單元、分析單元、計算單元、以及校正單元。資料收集單元連結第一超音波影像裝置以及第二超音波影像裝置，分別對假體進行拍攝，而得到第一假體影像以及第二假體影像；分析單元及計算單元係由該些第一假體影像以及該些第二假體影像之聲能強度區域取得一分析數值；經由校正單元取得一校正值。

Description

一種適用於不同超音波機型影像之無回音區域及高回音亮點量化特徵的校 正方法

本發明係有關一種影像校正系統及其方法，特別是一種超音波影像校正系統及其方法。

透過超音波裝置擷取影像提供醫療判斷已經是很普及的技術，但同一病灶透過不同的超音波裝置所擷取出來的影像品質可能會不同，舉例來說，甲狀腺結節的灰階超音波影像很容易因超音波裝置機型的不同或各種參數設定的不同而獲得不一致的影像品質，參數如增益(gain)、深度(depth)、時間增益補償(time gain compensation)等都會直接影響到影像品質。

而因為上述原因，有人對不同廠牌型號的超音波設計各種不同的參數設定組合與建議，希望可以使影像品質更穩定，然而，這些複雜的品參數設定組合卻讓所輸出的影像相迥異，導致電腦分析判讀的困難，更無法在一致的條件下做量化分析。

有鑑於此，發明人本於多年從事相關領域開發與設計經驗，針對上述之目標，詳加設計與審慎評估後，終得一確具實用性之本發明。

本發明提供一超音波影像校正系統，係針對不同超音波機型影像上之無回音區域及高回音亮點特徵進行校正；透過本發明的超音波影像校正系統可以使高回音亮點與無回音區域等量化指標能應用在不同的超音波機型。

本發明所提供之一種具有累加校正模式的超音波影像校正系統，包含：一資料收集單元、一分析單元、一計算單元以及一累加校正單元。

該資料收集單元，連接一第一超音波影像裝置，該第一超音波影像裝置對一假體進行拍攝，得到一第一假體影像，其中該假體具有一聲能強度區域。

該分析單元，對該第一假體影像之該聲能強度區域進行分析，取得一第一統計數值。

該計算單元，計算該第一統計數值中灰階值，以得一第一標準差值。

該累加校正單元，透過一第二超音波影像裝置所取得之一第二統計數值以及一回音閾值，係累計該第二統計數值中灰階值小於該回音閾值的百分比，取得一對應百分比，且由小至大累計該第一統計數值的灰階值之百分比直至相等於該對應百分比，則該對應百分比於第一統計數值所累計之灰階值的最大整數值為一對應值，係由該對應值取得一對應參考值；其中，該對應參考值為該第一超音波影像裝置之校正值。

本發明所提供之一種具有對比校正模式的超音波影像校正系統，包含：一資料收集單元、一分析單元以及一對比校正單元。

該資料收集單元，連接一第一超音波影像裝置，該第一超音波影像裝置對一假體進行拍攝，得到一第一假體影像，其中該假體具有一聲能強度區域。

該分析單元，在複數不同之調動參考值設定下，對該第一假體影像之該聲能強度區域進行分析，取得複數第一回音量化值。

該對比校正單元，透過一第二超音波影像裝置所取得之複數第二回音量化值，係比較相同之調動參考值設定下的該第一回音量化值以及該第二回音量化值，且利用一趨勢線計算，取得該些第一回音量化值以及該些第二回音量化值於不同之調動參考值的一線性關係，並透過該線性關係取得一對應參考值；其中，該對應參考值為該第一超音波影像裝置之校正值。

本發明所提供之一種複合式超音波影像校正系統，為具有前文所敘之累加校正模式與對比校正模式的超音波影像校正系統。

超音波影像校正系統其方法係透過超音波假體根據不同機型間影像品質之關聯建立一套校正方法，有助於灰階超音波影像的擷取擴展至不同廠牌機型之超音波掃描儀，以降低超音波輔助診斷系統技術分析各機型影像時，因影像品質差異所造成的影響，本發明的超音波影像校正系統其方法可以使分析結果具一致性且精確度高，是為跨平台的臨床診斷輔助利器。

緣是，本發明係針對以上問題加以研究，經長時間之設計與開發，進而完成本案「超音波影像校正系統」，用以解決習知之影像系統未能達成之標的。

100‧‧‧超音波影像校正系統

110‧‧‧資料收集單元

111‧‧‧第二超音波影像裝置

111N‧‧‧固定參考值

112‧‧‧第一超音波影像裝置

112N‧‧‧對應參考值

120‧‧‧分析單元

120N‧‧‧調動參考值

130‧‧‧計算單元

140‧‧‧校正單元

141‧‧‧累加校正單元

142‧‧‧對比校正單元

第一圖，本發明超音波影像校正系統之示意圖；第二A圖，假體強度區域為-9dB、-6dB、-3B、+3dB以及無強度區域(Anechoic)所拍攝的假體影像；第二B圖，假體強度區域為+3dB、+6dB、高強度區域(Hyper)以及無強度 區域(Anechoic)所拍攝的假體影像；第二C圖，假體強度區域為背景區域以及亮點排列區域(Resolution)所拍攝的假體影像；第三A圖，計算單元計算該第二統計數值中灰階值，取得第二標準差值的示意圖；第三B圖，計算單元計算該第一統計數值中灰階值，取得第一標準差值的示意圖；第四A圖，第二統計數值之常態分布圖表

第四B圖，第一統計數值之常態分布圖表

第五A圖，累加校正單元累計該第二統計數值中灰階值小於該回音閥值的百分比，取得一對應百分比的示意圖；第五B圖，累加校正單元累計該第一統計數值的灰階值之百分比直至相等於該對應百分比，取得一對應參考值的示意圖；以及第六圖，對比校正單元之線性關係圖。

為讓 鈞局貴審查委員及習於此技術人士，對本發明之功效完全了解，茲配合圖示及圖號，就本發明較佳之實施例說明如下：本發明提供一超音波影像校正系統，係針對無回音區域以及高回音亮點之影像，進行數值的校正；透過本發明的超音波影像校正系統其方法可以使高回音亮點與無回音區域等量化指標能應用在不同的超音波機型。

請參照第一圖所示，其係本發明超音波影像校正系統之示意圖，本發明之超音波影像校正系統100包含一資料收集單元110、一分析單元120、一計算單元130以及一校正單元，其中該校正單元為一累加校正單元141以及一對比校正單元142。

在一超音波影像之累加校正模式中，資料收集單元110連接一第一超音波影像裝置112，該第一超音波影像裝置112對一假體進行拍 攝，得到一第一假體影像，其中該假體具有一聲能強度區域。

分析單元120對該第一假體影像之該聲能強度區域進行分析，取得一第一統計數值。

計算單元130計算該第一統計數值中灰階值，以得一第一標準差值。

累加校正單元141透過一第二超音波影像裝置111所取得之一第二統計數值以及一回音閾值，係累計該第二統計數值中灰階值小於該回音閾值的百分比，取得一對應百分比，且由小至大累計該第一統計數值的灰階值之百分比直至相等於該對應百分比，則該對應百分比於第一統計數值所累計之灰階值的最大整數值為一對應值，係由該對應值取得一對應參考值112N；其中，該對應參考值112N為該第一超音波影像裝置112之校正值。

一實施例中，常以無回音區域影像作為囊腫(Cyst)病兆的判斷，針對無回音區域影像之校正，該回音閥值係由該第二超音波影像裝置111所取得之一第二標準差值與一固定參考值111N相乘而產生之一無回音閾值；則該對應參考值112N係由該對應值除以該第一標準差值所取得。

其中該計算單元，計算該第一統計數值中灰階值，更得一第一平均值。

一實施例中，常以高回音亮點影像作為鈣化(Calcification)病兆的判斷，針對高回音亮點影像之校正，該回音閥值係由該第二超音波影像裝置111所取得之一第二標準差值與一固定參考值111N相乘，加上一第二平均值而產生之一高回音閾值；則該對應參考值112N係由該對應值減去該第一平均值，再除以該第一標準差值所取得。

其中該第二統計數值係由該資料收集單元110，連接該第二超音波影像裝置111對該假體進行拍攝，得到一第二假體影像，並由該分析單元120，對該第二假體影像之該聲能強度區域進行分析所取得。

該第二標準差值係由該計算單元130，計算該第二統計數值中 灰階值所取得。該計算單元130係排除該第一統計數值以及該第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘之灰階值，以分別取得該第一標準差值以及該第二標準差值。

該第二平均值係由該計算單元130，計算該第二統計數值中灰階值所取得。該計算單元130係排除該第一統計數值以及該第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘之灰階值，以分別取得該第一平均值以及該第二平均值。

一實施例中，資料收集單元110所連接之超音波影像裝置是以Philips HDI 5000為例，本發明不以此為限。請參考第二A圖、第二B圖以及第二C圖，其分別係透過Philips HDI 5000對假體進行拍攝的影像，假體具有複數聲能強度區域包括有-9dB、-6dB、-3B、+3dB、+6dB、高強度區域(Hyper)、無強度區域(Anechoic)、亮點排列區域(Resolution)，該些強度區域係模擬甲狀腺病兆掃描用的設定，本發明不以此為限。

第二A圖係假體強度區域為-9dB、-6dB、-3B、+3dB以及無強度區域(Anechoic)所拍攝的假體影像；第二B圖係假體強度區域為+3dB、+6dB、高回音區域(Hyper)以及無回音區域(Anechoic)所拍攝的假體影像；第二C圖係假體強度區域為背景區域以及亮點排列區域(Resolution)所拍攝的假體影像。

一實施例中，由於各種超音波機器探頭的寬度不同，因此要完整涵蓋上述幾個強度區域的影像需要分3個或4個視角(view)來掃瞄，且為了排除手動掃描不穩定的因素，每個視角會重覆掃瞄10次，以進行分析，本發明不以此為限。

一實施例中，本發明透過第二超音波影像裝置111(Philips)對第一超音波影像裝置112(GE)進行影像校正，請參考第三A圖以及第三B圖，其分別係本發明第二統計數值以及第一統計數值的示意圖，統計數值為一灰階強度值相關之直方統計圖表，從圖可以看出左邊縱軸為灰階強度累加數值，橫軸為灰階強度值；第三A圖係第二超音波影像裝置111(Philips HDI 5000)對假體進行拍攝影像之複數聲能強度區域所得到的第二統計數 值，第三B圖係第一超音波影像裝置112(GE)對假體進行拍攝影像之複數聲能強度區域所得到的第一統計數值。

一實施例中，請參考第四A圖以及第四B圖，其分別係本發明第二統計數值以及第一統計數值的再一示意圖，統計數值為一累加頻率相關之常態分布圖表，從圖可以看出左邊縱軸為累加頻率，橫軸為常態分布數值；第四A圖係第二超音波影像裝置111(Philips HDI 5000)對假體進行拍攝影像之複數聲能強度區域所得到的第二統計數值，第四B圖係第一超音波影像裝置112(GE)對假體進行拍攝影像之複數聲能強度區域所得到的第一統計數值，本發明不以此為限。

係針對無回音區域影像之校正作計算，其中該計算單元130係排除該第一統計數值以及該第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘之灰階值，以分別取得該第一標準差值以及該第二標準差值，從第三A圖可知，第一標準差值σ _P 計算為16.33，而第二超音波影像裝置111(Philips)的固定參考值111N為0.1(n=0.1)，因此，無回音閥值則為0.1σ _P =1.633；又從第四B圖可知，第二標準差值σ _G 計算為17.41。

一實施例中，請參考第五A圖以及第五B圖，其分別係本發明再一第一統計數值以及第二統計數值的示意圖，統計數值為一灰階值與累加數值百分比(灰階值pixel除以全部pixel的百分比數值)相關之直方統計圖表，從圖可以看出左邊縱軸為灰階強度累加數值，右邊縱軸為累加數值百分比，橫軸為灰階強度值。

呈上實施例，從第五A圖上虛線標示的左邊區域，第二超音波影像裝置111(Philips)的第二統計數值中可以得知累計該第二統計數值中灰階值小於該無回音閥值(0.1σ _P =1.633)的百分比為16.47%至16.56%的區間，也就是對應百分比[16.47%,16.56%]；當要透過累加校正單元141進行第一超音波影像裝置112(GE)的影像校正時，也就是於第一超音波影像裝置112(GE)掃描之假體影像下，對應找出第四B圖上虛線標示的左邊區域百分比為16.47%至16.56%的區間時所對應的灰階值，作法是由小至大累計第一統計數值的灰階值之百分比[16.42%,16.91%]，直至近似於對應百分比 [16.47%,16.56%]，計算出對應百分比於第一統計數值所累計之灰階值的整數對應值[4,5]，因此可以推得其nσ _G 應介於4和5之間，即4/σ _G <n<5/σ _G ，本發明不以此為限。

呈上實施例，將該整數對應值除以該第一標準差值(σ _G =17.41)以最大值為該對應參考值112N[4/17.41,5/17.41]≒[0.23,0.29]，也就是第一超音波影像裝置112(GE)之校正值為0.29。

在一超音波影像之對比校正模式中，資料收集單元110連接一第一超音波影像裝置112，該第一超音波影像裝置112對一假體進行拍攝，得到一第一假體影像，其中該假體具有一聲能強度區域。

分析單元120，在複數不同之調動參考值120N設定下，對該第一假體影像之該聲能強度區域進行分析，取得複數第一回音量化值。

對比校正單元142透過一第二超音波影像裝置111所取得之複數第二回音量化值，係比較相同之調動參考值120N設定下的該第一回音量化值以及該第二回音量化值，且利用一趨勢線計算，取得該些第二回音量化值以及該些第一回音量化值於不同之調動參考值120N的一線性關係，並透過該線性關係取得一對應參考值112N；其中，該對應參考值112N為該第一超音波影像裝置112之校正值。

其中該些第二回音量化值係由該資料收集單元110，連接一第二超音波影像裝置111，對該假體進行拍攝，得到一第二假體影像，並由該分析單元120，在該些不同之調動參考值120N設定下，對該第二假體影像之該聲能強度區域進行分析所取得。

一實施例中，請參考第六圖，其係對比校正之線性關係圖，該線性關係圖係對應不同之調動參考值120N的該些第一回音量化值以及該些第二回音量化值繪製之散射點狀圖(Scatter Plot)，橫軸是對比超音波影像裝置所對應高回音量化值，也就是第二超音波影像裝置111(Philips)的對應回音閥值；縱軸是待校正之超音波影像裝置的回音量化值，也就是第一超音波影像裝置112(GE)的對應回音閥值。

呈上實施例，該散射點狀圖得計算出兩者之一對應關係式， 例如計算出該趨勢線公式，藉由該對應關係式找出待校正之超音波影像裝置對應於該對比之超音波影像裝置的校正值。

係針對高回音亮點影像之校正作計算，對第二超音波影像裝置111(Philips)所拍攝的第二假體影像中的-3dB區域透過對比校正單元142進行分析，將第二超音波影像裝置111(Philips)的調動參考值120N(m)設定為2.0、2.1、...、3.5，進而得到複數第二超音波影像裝置111(Philips)的高回音量化值CI(m)_PH，也就是CI(2.0)_PH~CI(3.5)_PH。接著，對第一超音波影像裝置112(GE)所拍攝的第一假體影像重覆上述步驟，以得到第一超音波影像裝置112(GE)的高回音量化值CI(m)_GE，也就是CI(2.0)_GE~CI(3.5)_GE。

呈上實施例，將第二超音波影像裝置111(Philips)的高回音量化值(CI(2.0)_PH~CI(3.5)_PH)與第一超音波影像裝置112(GE)的高回音量化值(CI(2.0)_GE~CI(3.5)_GE)進行對比，繪製出該散射點狀圖，並計算其趨勢線公式，以該實施例來說，該趨勢線公式為y=1.102x-0.0022。

呈上實施例，當第二超音波影像裝置111(Philips)的參考值m為2.8時，把參考值m_PH以2.8代入此公式即能得到第一超音波影像裝置112(GE)的對應參考值112N(m_GE)為3.08，也就是第一超音波影像裝置112(GE)的校正值，本案不以此為限。

最佳地，本發明提供一複合式超音波影像校正系統100，係整合一超音波影像之累加校正模式，以及一超音波影像之對比校正模式的進行。

本發明的超音波影像校正系統其方法透過超音波假體根據不同機型間影像品質之關聯建立一套校正方法，有助於灰階超音波影像的擷取擴展至不同廠牌機型之超音波掃描儀，以降低超音波輔助診斷系統技術分析各機型影像時，因影像品質差異所造成的影響，本發明的超音波影像校正系統其方法可以使分析結果具一致性且精確度高，是為跨平台的臨床診斷輔助利器。

上述實施例僅為說明本發明之原理及其功效，並非限制本發明。因此習於此技術之人士對上述實施例進行修改及變化仍不脫本發明之 精神。本發明之權利範圍應如後述之申請專利範圍所列。

100‧‧‧超音波影像校正系統

110‧‧‧資料收集單元

111‧‧‧第二超音波影像裝置

111N‧‧‧固定參考值

112‧‧‧第一超音波影像裝置

112N‧‧‧對應參考值

120‧‧‧分析單元

120N‧‧‧調動參考值

130‧‧‧計算單元

140‧‧‧校正單元

141‧‧‧累加校正單元

142‧‧‧對比校正單元

Claims (16)

1. 一種超音波影像校正系統，提供一超音波影像之累加校正模式，包含：一資料收集單元，連接一第一超音波影像裝置對一假體進行拍攝，得到一第一假體影像，其中該假體具有一聲能強度區域；一分析單元，對該第一假體影像之該聲能強度區域進行分析，取得一第一統計數值；一計算單元，計算該第一統計數值中灰階值，以得一第一標準差值；以及一累加校正單元，透過一第二超音波影像裝置所取得之一第二統計數值以及一回音閾值，係累計該第二統計數值中灰階值小於該回音閾值的百分比，取得一對應百分比，且由小至大累計該第一統計數值的灰階值之百分比直至相等於該對應百分比，則該對應百分比於第一統計數值所累計之灰階值的最大整數值為一對應值，係由該對應值取得一對應參考值；其中，該對應參考值為該第一超音波影像裝置之校正值。
2. 如請求項1所述之超音波影像校正系統，該回音閾值係由該第二超音波影像裝置所取得之一第二標準差值與一固定參考值相乘而產生之一無回音閾值。
3. 如請求項2所述之超音波影像校正系統，該對應參考值係由該對應值除以該第一標準差值所取得。
4. 如請求項1所述之超音波影像校正系統，其中該計算單元，計算該第一統計數值中灰階值，更得一第一平均值。
5. 如請求項4所述之超音波影像校正系統，該回音閾值係由該第二超音波 影像裝置所取得之一第二標準差值與一固定參考值相乘，加上一第二平均值而產生之一高回音閾值。
6. 如請求項5所述之超音波影像校正系統，該對應參考值係由該對應值減去該第一平均值，再除以該第一標準差值所取得。
7. 如請求項2與5所述之超音波影像校正系統，其中該第二統計數值係由該資料收集單元，連接該第二超音波影像裝置對該假體進行拍攝，得到一第二假體影像，並由該分析單元，對該第二假體影像之該聲能強度區域進行分析所取得。
8. 如請求項7所述之超音波影像校正系統，其中該第二標準差值係由該計算單元，計算該第二統計數值中灰階值所取得。
9. 如請求項8所述之超音波影像校正系統，其中該計算單元係排除該第一統計數值以及該第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘之灰階值，以分別取得該第一標準差值以及該第二標準差值。
10. 如請求項7所述之超音波影像校正系統，其中該第二平均值係由該計算單元，計算該第二統計數值中灰階值所取得。
11. 如請求項10所述之超音波影像校正系統，其中該計算單元係排除該第一統計數值以及該第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘之灰階值，以分別取得該第一平均值以及該第二平均值。
12. 如請求項1所述之超音波影像校正系統，其中該第一統計數值以及該第二統計數值為灰階值與累加數值百分比相關之直方統計圖表。
13. 如請求項1所述之超音波影像校正系統，其中該第一統計數值以及該第二統計數值為常態分布數值與累加頻率相關之常態分布圖表。
14. 一種超音波影像校正系統，提供一超音波影像之對比校正模式，包含：一資料收集單元，連接一第一超音波影像裝置，該第一超音波影像裝置對一假體進行拍攝，得到一第一假體影像，其中該假體具有一聲能強度區域；一分析單元，在複數不同之調動參考值設定下，對該第一假體影像之該聲能強度區域進行分析，取得複數第一回音量化值；以及一對比校正單元，透過一第二超音波影像裝置所取得之複數第二回音量化值，係比較相同之調動參考值設定下的該第一回音量化值以及該第二回音量化值，且利用一趨勢線計算，取得該些第一回音量化值以及該些第二回音量化值於不同之調動參考值的一線性關係，並透過該線性關係取得一對應參考值；其中，該對應參考值為該第一超音波影像裝置之校正值。
15. 如請求項14所述之超音波影像校正系統，其中該些第二回音量化值係由該資料收集單元，連接該第二超音波影像裝置，對該假體進行拍攝，得到一第二假體影像，並由該分析單元，在該些不同之調動參考值設定下，對該第二假體影像之該聲能強度區域進行分析所取得。
16. 一種複合式超音波影像校正系統，係包含一如請求項1所述之系統，提供一超音波影像之累加校正模式，以及一如請求項14所述之系統，提供一超音波影像之對比校正模式。