一種適用於不同超聲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與流程

2023-11-30 22:50:31 2

本發明涉及一種影像校正系統及其方法，特別是一種超聲波影像校正系統及複合式超聲波影像校正系統。

背景技術：

通過超聲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聲波裝置所擷取出來的影像質量可能會不同，舉例來說，甲狀腺結節的灰階超聲波影像很容易因超聲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質量，參數如增益(gain)、深度(depth)、時間增益補償(timegaincompensation)等都會直接影響到影像質量。

因為上述原因，有人對不同廠牌型號的超聲波設計各種不同的參數設定組合與建議，希望可以使影像質量更穩定，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，導致計算機分析判讀的困難，更無法在一致的條件下做量化分析。

技術實現要素：

本發明的一個目的是提供一種超聲波影像校正系統，針對不同超聲波機型影像上的無回音區域及高回音亮點特徵進行校正；通過本發明的超聲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針能應用在不同的超聲波機型。

本發明所提供的一種具有累加校正模式的超聲波影像校正系統，包含:一數據收集單元、一分析單元、一計算單元以及一累加校正單 元。

數據收集單元連接一第一超聲波影像裝置，第一超聲波影像裝置對一仿體進行拍攝，得到一第一仿體影像，其中該仿體具有一聲能強度區域。

分析單元，對該第一仿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，計算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，通過一第二超聲波影像裝置所取得的一第二統計數值以及一回音閾值，累計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，且由小至大累計第一統計數值的灰階值的百分比直至相等於對應百分比，並且對應百分比於第一統計數值所累計的灰階值的最大整數值為一對應值，由對應值取得一對應參考值；其中，該對應參考值為第一超聲波影像裝置的校正值。

本發明另一目的是提供一種具有對比校正模式的超聲波影像校正系統，包含:一數據收集單元、一分析單元以及一對比校正單元。

數據收集單元，連接一第一超聲波影像裝置，第一超聲波影像裝置對一仿體進行拍攝，得到一第一仿體影像，其中該仿體具有一聲能強度區域。

分析單元，在數個不同的調動參考值設定下，對該第一仿體影像的該聲能強度區域進行分析，取得數個第一回音量化值。

對比校正單元，通過一第二超聲波影像裝置所取得的數個第二回音量化值，比較相同的調動參考值設定下的第一回音量化值以及第二回音量化值，且利用一趨勢線計算，取得這些第一回音量化值以及這些第二回音量化值於不同的調動參考值的線性關係，並通過所述線性關係取得一對應參考值；其中，所述對應參考值為第一超聲波影像裝置的校正值。

本發明的再一目的是提供一種複合式超聲波影像校正系統，其具有上述的累加校正模式與對比校正模式的超聲波影像校正系統。

相對於現有技術，本發明通過超聲波仿體根據不同機型間影像質量的關聯建立一套校正方法，有助於灰階超聲波影像的擷取擴展至不同廠牌機型的超聲波掃描儀，以降低超聲波輔助診斷系統技術分析各機型影像時，因影像質量差異所造成的影響，本發明的超聲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，是為跨平臺的臨床診斷輔助利器。

附圖說明

圖1是本發明超聲波影像校正系統的示意圖；

圖2a是仿體強度區域為‐9db、‐6db、‐3b、+3db以及無強度區域(anechoic)所拍攝的仿體影像；

圖2b是仿體強度區域為+3db、+6db、高強度區域(hyper)以及無強度區域(anechoic)所拍攝的仿體影像；

圖2c是仿體強度區域為背景區域以及亮點排列區域(resolution)所拍攝的仿體影像；

圖3a是計算單元計算第二統計數值中灰階值，取得第二標準差值的示意圖；

圖3b是計算單元計算第一統計數值中灰階值，取得第一標準差值的示意圖；

圖4a是第二統計數值的常態分布圖表；

圖4b是第一統計數值的常態分布圖表；

圖5a是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；

圖5b是累加校正單元累計該第一統計數值的灰階值的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

圖6是對比校正單元的線性關係圖；

附圖標記說明：100-超聲波影像校正系統；110-數據收集單元；111-第二超聲波影像裝置；111n-固定參考值；112-第一超聲波影像裝置；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。

具體實施方式

本發明提供的音波影像校正系統針對無回音區域以及高回音亮點的影像，進行數值的校正；通過本發明的超聲波影像校正系統及方法可以使高回音亮點與無回音區域等量化指針能應用在不同的超聲波機型。

圖1顯示了本發明超聲波影像校正系統，本發明的超聲波影像校正系統100包含一數據收集單元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。

在一超聲波影像之累加校正模式中，數據收集單元110連接一第一超聲波影像裝置112，該第一超聲波影像裝置112對一仿體進行拍攝，得到一第一仿體影像，其中該仿體具有一聲能強度區域。

分析單元120對第一仿體影像的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通過一第二超聲波影像裝置111所取得一第二統計數值以及一回音閾值，用於累計第二統計數值中灰階值小於回音閾值的百分比，取得一對應百分比，且由小至大累計第一統計數值的灰階值之百分比直至相等於對應百分比，則該對應百分比於第一統計 數值所累計的灰階值的最大整數值為一對應值，由該對應值取得一對應參考值112n；其中，該對應參考值112n為該第一超聲波影像裝置112的校正值。

在一實施例中，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的校正，回音閥值由該第二超聲波影像裝置111所取得的一第二標準差值與一固定參考值111n相乘而產生一無回音閾值；對應參考值112n由對應值除以第一標準差值所取得。

計算單元計算第一統計數值中灰階值，更得一第一平均值。

在一實施例中，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的校正，回音閥值由該第二超聲波影像裝置111所取得的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一高回音閾值；該對應參考值112n由對應值減去該第一平均值，再除以第一標準差值所取得。

該數據收集單元110連接第二超聲波影像裝置111，第二超聲波影像裝置111對該仿體進行拍攝，得到一第二仿體影像；分析單元120對第二仿體影像的該聲能強度區域進行分析，取得第二統計數值。

第二標準差值由該計算單元130計算該第二統計數值中灰階值所取得。計算單元130排除第一統計數值以及第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘的灰階值，以分別取得第一標準差值以及第二標準差值。

第二平均值由計算單元130計算該第二統計數值中灰階值所取得。計算單元130排除第一統計數值以及第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘的灰階值，以分別取得該第一平均值以及該第二平均值。

在一實施例中，數據收集單元110所連接超聲波影像裝置是以philipshdi5000為例，本發明不以此為限。請參考圖2a、圖2b以及圖2c，其分別通過philipshdi5000對仿體進行拍攝 的影像，仿體具有數個聲能強度區域，包括‐9db、‐6db、‐3b、+3db、+6db、高強度區域(hyper)、無強度區域(anechoic)、亮點排列區域(resolution)，該些強度區域仿真甲狀腺病兆掃描用的設定，本發明不以此為限。

圖2a所示的仿體強度區域為‐9db、‐6db、‐3b、+3db以及無強度區域(anechoic)所拍攝的仿體影像；圖2b所示的仿體強度區域為+3db、+6db、高回音區域(hyper)以及無回音區域(anechoic)所拍攝的仿體影像；圖2c所示的仿體強度區域為背景區域以及亮點排列區域(resolution)所拍攝的仿體影像。

在一實施例中，由於各種超聲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，每個視角會重複掃瞄10次，以進行分析，本發明不以此為限。

在一實施例中，本發明通過第二超聲波影像裝置111(philips)對第一超聲波影像裝置112(ge)進行影像校正，請參考圖3a以及圖3b，其分別是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的直方統計圖表，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；圖3a是第二超聲波影像裝置111(philipshdi5000)對仿體進行拍攝影像的數個聲能強度區域所得到的第二統計數值，圖b是第一超聲波影像裝置112(ge)對仿體進行拍攝影像的數個聲能強度區域所得到的第一統計數值。

在一實施例中，請參考圖4a以及圖4b，其分別是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的常態分布圖表，從圖可以看出左邊縱軸為累加頻率，橫軸為常態分布數值；圖a是第二超聲波影像裝置111(philipshdi5000)對仿體進行拍攝影像的數個聲能強度區域所得到的第二統計數值，圖 4b是第一超聲波影像裝置112(ge)對仿體進行拍攝影像的數個聲能強度區域所得到的第一統計數值，本發明不以此為限。

針對無回音區域影像的校正作計算，計算單元130排除第一統計數值以及第二統計數值中的最小灰階值，進一步計算剩餘的灰階值，以分別取得第一標準差值以及第二標準差值，從圖3a可知，第一標準差值σp計算為16.33，而第二超聲波影像裝置111(philips)的固定參考值111n為0.1(n＝0.1)，因此，無回音閥值則為0.1σp＝1.633；從圖4b可知，第二標準差值σg計算為17.41。

在一實施例中，請參考圖5a以及圖5b，其分別是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)相關的直方統計圖表，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。

如上述實施例所示，從圖5a的上虛線標示的左邊區域，第二超聲波影像裝置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無回音閥值(0.1σp＝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％)；當要通過累加校正單元141進行第一超聲波影像裝置112(ge)的影像校正時，也就是於第一超聲波影像裝置112(ge)掃描的仿體影像下，對應找出圖4b的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的百分比[16.42％,16.91％]，直至近似於對應百分比[16.47％,16.56％]，計算出對應百分比在第一統計數值所累計的灰階值的整數對應值[4,5]，因此可以推得其nσg應介於4和5之間，即4/σg<n<5/σg，本發明不以此為限。

如上所述，將該整數對應值除以第一標準差值(σg＝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 就是第一超聲波影像裝置112(ge)的校正值為0.29。

在一超聲波影像的對比校正模式中，數據收集單元110連接一第一超聲波影像裝置112，該第一超聲波影像裝置112對一仿體進行拍攝，得到一第一仿體影像，其中該仿體具有一聲能強度區域。

分析單元120在數個不同的調動參考值120n設定下，對該第一仿體影像之該聲能強度區域進行分析，取得數個第一回音量化值。

對比校正單元142通過一第二超聲波影像裝置111所取得的數個第二回音量化值，是比較相同的調動參考值120n設定下的第一回音量化值以及第二回音量化值，且利用一趨勢線計算，取得這些第二回音量化值以及這些第一回音量化值於不同的調動參考值120n的一線性關係，並通過該線性關係取得一對應參考值112n；其中，該對應參考值112n為第一超聲波影像裝置112的校正值。

其中，連接數據收集單元110的一第二超聲波影像裝置111，對仿體進行拍攝，得到一第二仿體影像，並由分析單元120，在這些不同的調動參考值120n設定下，對該第二仿體影像的聲能強度區域進行分析取得這些第二回音量化值

在一實施例中，請參見圖6，其是對比校正的線性關係圖，該線性關係圖對應不同的調動參考值120n的這些第一回音量化值以及這些第二回音量化值繪製的散射點狀圖(scatterplot)，橫軸是對比超聲波影像裝置所對應高回音量化值，也就是第二超聲波影像裝置111(philips)的對應回音閥值；縱軸是待校正的超聲波影像裝置的回音量化值，也就是第一超聲波影像裝置112(ge)的對應回音閥值。

如上所述，該散射點狀圖計算出兩者的一對應關係式，例如計算出趨勢線公式，藉由對應關係式找出待校正的超聲波影像裝置對應於對比的超聲波影像裝置的校正值。

針對高回音亮點影像的校正作計算，對第二超聲波影像裝置111(philips)所拍攝的第二仿體影像中的‐3db區域通過對比校 正單元142進行分析，將第二超聲波影像裝置111(philips)的調動參考值120n(m)設定為2.0、2.1、…、3.5，進而得到數個第二超聲波影像裝置111(philips)的高回音量化值ci(m)ph，也就是ci(2.0)ph至ci(3.5)ph。接著，對第一超聲波影像裝置112(ge)所拍攝的第一仿體影像重複上述步驟，以得到第一超聲波影像裝置112(ge)的高回音量化值ci(m)ge，也就是ci(2.0)ge至ci(3.5)ge。

如上所述，將第二超聲波影像裝置111(philips)的高回音量化值(ci(2.0)ph至ci(3.5)ph)與第一超聲波影像裝置112(ge)的高回音量化值(ci(2.0)ge至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。

如上所述，當第二超聲波影像裝置111(philips)的參考值m為2.8時，把參考值mph以2.8代入此公式即能得到第一超聲波影像裝置112(ge)的對應參考值112n(mge)為3.08，也就是第一超聲波影像裝置112(ge)的校正值，本案不以此為限。

最佳地，本發明提供的複合式超聲波影像校正系統100是整合一超聲波影像的累加校正模式，以及一超聲波影像的對比校正模式。

本發明的超聲波影像校正系統其方法通過超聲波仿體根據不同機型間影像質量的關聯建立一套校正方法，有助於灰階超聲波影像的擷取擴展至不同廠牌機型的超聲波掃描儀，以降低超聲波輔助診斷系統技術分析各機型影像時，因影像質量差異所造成的影響，本發明的超聲波影像校正系統及方法可以使分析結果具一致性且精確度高，是跨平臺的臨床診斷輔助利器。

上述實施例僅用於說明本發明的原理及其功效，並非用來限制本發明。因此本領域熟練技術人員對上述實施例進行修改及變化仍不脫本發明之精神。本發明的保護範圍以所附的權利要求所限定的範圍為準。