一种适用于不同超声波机型影像之无回音区域及高回音亮点量化特征的校正方法与流程

本发明涉及一种影像校正系统及其方法，特别是一种超声波影像校正系统及复合式超声波影像校正系统。

背景技术：

通过超声波装置撷取影像提供医疗判断已经是很普及的技术，但同一病灶透过不同的超声波装置所撷取出来的影像质量可能会不同，举例来说，甲状腺结节的灰阶超声波影像很容易因超声波装置机型的不同或各种参数设定的不同而获得不一致的影像质量，参数如增益(gain)、深度(depth)、时间增益补偿(timegaincompensation)等都会直接影响到影像质量。

因为上述原因，有人对不同厂牌型号的超声波设计各种不同的参数设定组合与建议，希望可以使影像质量更稳定，然而，这些复杂的品参数设定组合却让所输出的影像相迥异，导致计算机分析判读的困难，更无法在一致的条件下做量化分析。

技术实现要素：

本发明的一个目的是提供一种超声波影像校正系统，针对不同超声波机型影像上的无回音区域及高回音亮点特征进行校正；通过本发明的超声波影像校正系统可以使高回音亮点与无回音区域等量化指针能应用在不同的超声波机型。

本发明所提供的一种具有累加校正模式的超声波影像校正系统，包含:一数据收集单元、一分析单元、一计算单元以及一累加校正单 元。

数据收集单元连接一第一超声波影像装置，第一超声波影像装置对一仿体进行拍摄，得到一第一仿体影像，其中该仿体具有一声能强度区域。

分析单元，对该第一仿体影像之该声能强度区域进行分析，取得一第一统计数值。

计算单元，计算第一统计数值中灰阶值，以得一第一标准差值。

累加校正单元，通过一第二超声波影像装置所取得的一第二统计数值以及一回音阈值，累计第二统计数值中灰阶值小于该回音阈值的百分比，取得一对应百分比，且由小至大累计第一统计数值的灰阶值的百分比直至相等于对应百分比，并且对应百分比于第一统计数值所累计的灰阶值的最大整数值为一对应值，由对应值取得一对应参考值；其中，该对应参考值为第一超声波影像装置的校正值。

本发明另一目的是提供一种具有对比校正模式的超声波影像校正系统，包含:一数据收集单元、一分析单元以及一对比校正单元。

数据收集单元，连接一第一超声波影像装置，第一超声波影像装置对一仿体进行拍摄，得到一第一仿体影像，其中该仿体具有一声能强度区域。

分析单元，在数个不同的调动参考值设定下，对该第一仿体影像的该声能强度区域进行分析，取得数个第一回音量化值。

对比校正单元，通过一第二超声波影像装置所取得的数个第二回音量化值，比较相同的调动参考值设定下的第一回音量化值以及第二回音量化值，且利用一趋势线计算，取得这些第一回音量化值以及这些第二回音量化值于不同的调动参考值的线性关系，并通过所述线性关系取得一对应参考值；其中，所述对应参考值为第一超声波影像装置的校正值。

本发明的再一目的是提供一种复合式超声波影像校正系统，其具有上述的累加校正模式与对比校正模式的超声波影像校正系统。

相对于现有技术，本发明通过超声波仿体根据不同机型间影像质量的关联建立一套校正方法，有助于灰阶超声波影像的撷取扩展至不同厂牌机型的超声波扫描仪，以降低超声波辅助诊断系统技术分析各机型影像时，因影像质量差异所造成的影响，本发明的超声波影像校正系统其方法可以使分析结果具一致性且精确度高，是为跨平台的临床诊断辅助利器。

附图说明

图1是本发明超声波影像校正系统的示意图；

图2a是仿体强度区域为‐9db、‐6db、‐3b、+3db以及无强度区域(anechoic)所拍摄的仿体影像；

图2b是仿体强度区域为+3db、+6db、高强度区域(hyper)以及无强度区域(anechoic)所拍摄的仿体影像；

图2c是仿体强度区域为背景区域以及亮点排列区域(resolution)所拍摄的仿体影像；

图3a是计算单元计算第二统计数值中灰阶值，取得第二标准差值的示意图；

图3b是计算单元计算第一统计数值中灰阶值，取得第一标准差值的示意图；

图4a是第二统计数值的常态分布图表；

图4b是第一统计数值的常态分布图表；

图5a是累加校正单元累计该第二统计数值中灰阶值小于该回音阀值的百分比，取得一对应百分比的示意图；

图5b是累加校正单元累计该第一统计数值的灰阶值的百分比直至相等于该对应百分比，取得一对应参考值的示意图；以及

图6是对比校正单元的线性关系图；

附图标记说明：100-超声波影像校正系统；110-数据收集单元；111-第二超声波影像装置；111n-固定参考值；112-第一超声波影像装置；112n-对应参考值；120-分析单元；120n-调动参考值；130-计算单元；140-校正单元；141-累加校正单元；142-对比校正单元。

具体实施方式

本发明提供的音波影像校正系统针对无回音区域以及高回音亮点的影像，进行数值的校正；通过本发明的超声波影像校正系统及方法可以使高回音亮点与无回音区域等量化指针能应用在不同的超声波机型。

图1显示了本发明超声波影像校正系统，本发明的超声波影像校正系统100包含一数据收集单元110、一分析单元120、一计算单元130以及一校正单元，其中校正单元为一累加校正单元141以及一对比校正单元142。

在一超声波影像之累加校正模式中，数据收集单元110连接一第一超声波影像装置112，该第一超声波影像装置112对一仿体进行拍摄，得到一第一仿体影像，其中该仿体具有一声能强度区域。

分析单元120对第一仿体影像的该声能强度区域进行分析，取得一第一统计数值。

计算单元130计算第一统计数值中灰阶值，以得一第一标准差值。

累加校正单元141通过一第二超声波影像装置111所取得一第二统计数值以及一回音阈值，用于累计第二统计数值中灰阶值小于回音阈值的百分比，取得一对应百分比，且由小至大累计第一统计数值的灰阶值之百分比直至相等于对应百分比，则该对应百分比于第一统计 数值所累计的灰阶值的最大整数值为一对应值，由该对应值取得一对应参考值112n；其中，该对应参考值112n为该第一超声波影像装置112的校正值。

在一实施例中，常以无回音区域影像作为囊肿(cyst)病兆的判断，针对无回音区域影像的校正，回音阀值由该第二超声波影像装置111所取得的一第二标准差值与一固定参考值111n相乘而产生一无回音阈值；对应参考值112n由对应值除以第一标准差值所取得。

计算单元计算第一统计数值中灰阶值，更得一第一平均值。

在一实施例中，常以高回音亮点影像作为钙化(calcification)病兆的判断，针对高回音亮点影像的校正，回音阀值由该第二超声波影像装置111所取得的一第二标准差值与一固定参考值111n相乘，加上一第二平均值而产生一高回音阈值；该对应参考值112n由对应值减去该第一平均值，再除以第一标准差值所取得。

该数据收集单元110连接第二超声波影像装置111，第二超声波影像装置111对该仿体进行拍摄，得到一第二仿体影像；分析单元120对第二仿体影像的该声能强度区域进行分析，取得第二统计数值。

第二标准差值由该计算单元130计算该第二统计数值中灰阶值所取得。计算单元130排除第一统计数值以及第二统计数值中的最小灰阶值，进一步计算剩余的灰阶值，以分别取得第一标准差值以及第二标准差值。

第二平均值由计算单元130计算该第二统计数值中灰阶值所取得。计算单元130排除第一统计数值以及第二统计数值中的最小灰阶值，进一步计算剩余的灰阶值，以分别取得该第一平均值以及该第二平均值。

在一实施例中，数据收集单元110所连接超声波影像装置是以philipshdi5000为例，本发明不以此为限。请参考图2a、图2b以及图2c，其分别通过philipshdi5000对仿体进行拍摄 的影像，仿体具有数个声能强度区域，包括‐9db、‐6db、‐3b、+3db、+6db、高强度区域(hyper)、无强度区域(anechoic)、亮点排列区域(resolution)，该些强度区域仿真甲狀腺病兆扫描用的设定，本发明不以此为限。

图2a所示的仿体强度区域为‐9db、‐6db、‐3b、+3db以及无强度区域(anechoic)所拍摄的仿体影像；图2b所示的仿体强度区域为+3db、+6db、高回音区域(hyper)以及无回音区域(anechoic)所拍摄的仿体影像；图2c所示的仿体强度区域为背景区域以及亮点排列区域(resolution)所拍摄的仿体影像。

在一实施例中，由于各种超声波机器探头的宽度不同，因此要完整涵盖上述几个强度区域的影像需要分3个或4个视角(view)来扫瞄，且为了排除手动扫描不稳定的因素，每个视角会重复扫瞄10次，以进行分析，本发明不以此为限。

在一实施例中，本发明通过第二超声波影像装置111(philips)对第一超声波影像装置112(ge)进行影像校正，请参考图3a以及图3b，其分别是本发明第二统计数值以及第一统计数值的示意图，统计数值为一灰阶强度值相关的直方统计图表，从图可以看出左边纵轴为灰阶强度累加数值，横轴为灰阶强度值；图3a是第二超声波影像装置111(philipshdi5000)对仿体进行拍摄影像的数个声能强度区域所得到的第二统计数值，图b是第一超声波影像装置112(ge)对仿体进行拍摄影像的数个声能强度区域所得到的第一统计数值。

在一实施例中，请参考图4a以及图4b，其分别是本发明第二统计数值以及第一统计数值的再一示意图，统计数值为一累加频率相关的常态分布图表，从图可以看出左边纵轴为累加频率，横轴为常态分布数值；图a是第二超声波影像装置111(philipshdi5000)对仿体进行拍摄影像的数个声能强度区域所得到的第二统计数值，图 4b是第一超声波影像装置112(ge)对仿体进行拍摄影像的数个声能强度区域所得到的第一统计数值，本发明不以此为限。

针对无回音区域影像的校正作计算，计算单元130排除第一统计数值以及第二统计数值中的最小灰阶值，进一步计算剩余的灰阶值，以分别取得第一标准差值以及第二标准差值，从图3a可知，第一标准差值σp计算为16.33，而第二超声波影像装置111(philips)的固定参考值111n为0.1(n＝0.1)，因此，无回音阀值则为0.1σp＝1.633；从图4b可知，第二标准差值σg计算为17.41。

在一实施例中，请参考图5a以及图5b，其分别是本发明再一第一统计数值以及第二统计数值的示意图，统计数值为一灰阶值与累加数值百分比(灰阶值pixel除以全部pixel的百分比数值)相关的直方统计图表，从图可以看出左边纵轴为灰阶强度累加数值，右边纵轴为累加数值百分比，横轴为灰阶强度值。

如上述实施例所示，从图5a的上虚线标示的左边区域，第二超声波影像装置111(philips)的第二统计数值中可以得知，累计该第二统计数值中灰阶值小于无回音阀值(0.1σp＝1.633)的百分比为16.47％至16.56％的区间，也就是对应百分比(16.47％,16.56％)；当要通过累加校正单元141进行第一超声波影像装置112(ge)的影像校正时，也就是于第一超声波影像装置112(ge)扫描的仿体影像下，对应找出图4b的上虚线标示的左边区域百分比为16.47％至16.56％的区间时所对应的灰阶值，作法是由小至大累计第一统计数值的灰阶值的百分比[16.42％,16.91％]，直至近似于对应百分比[16.47％,16.56％]，计算出对应百分比在第一统计数值所累计的灰阶值的整数对应值[4,5]，因此可以推得其nσg应介于4和5之间，即4/σg<n<5/σg，本发明不以此为限。

如上所述，将该整数对应值除以第一标准差值(σg＝17.41)以最大值为该对应参考值112n[4/17.41,5/17.41]≒[0.23,0.29]，也 就是第一超声波影像装置112(ge)的校正值为0.29。

在一超声波影像的对比校正模式中，数据收集单元110连接一第一超声波影像装置112，该第一超声波影像装置112对一仿体进行拍摄，得到一第一仿体影像，其中该仿体具有一声能强度区域。

分析单元120在数个不同的调动参考值120n设定下，对该第一仿体影像之该声能强度区域进行分析，取得数个第一回音量化值。

对比校正单元142通过一第二超声波影像装置111所取得的数个第二回音量化值，是比较相同的调动参考值120n设定下的第一回音量化值以及第二回音量化值，且利用一趋势线计算，取得这些第二回音量化值以及这些第一回音量化值于不同的调动参考值120n的一线性关系，并通过该线性关系取得一对应参考值112n；其中，该对应参考值112n为第一超声波影像装置112的校正值。

其中，连接数据收集单元110的一第二超声波影像装置111，对仿体进行拍摄，得到一第二仿体影像，并由分析单元120，在这些不同的调动参考值120n设定下，对该第二仿体影像的声能强度区域进行分析取得这些第二回音量化值

在一实施例中，请参见图6，其是对比校正的线性关系图，该线性关系图对应不同的调动参考值120n的这些第一回音量化值以及这些第二回音量化值绘制的散射点状图(scatterplot)，横轴是对比超声波影像装置所对应高回音量化值，也就是第二超声波影像装置111(philips)的对应回音阀值；纵轴是待校正的超声波影像装置的回音量化值，也就是第一超声波影像装置112(ge)的对应回音阀值。

如上所述，该散射点状图计算出两者的一对应关系式，例如计算出趋势线公式，藉由对应关系式找出待校正的超声波影像装置对应于对比的超声波影像装置的校正值。

针对高回音亮点影像的校正作计算，对第二超声波影像装置111(philips)所拍摄的第二仿体影像中的‐3db区域通过对比校 正单元142进行分析，将第二超声波影像装置111(philips)的调动参考值120n(m)设定为2.0、2.1、…、3.5，进而得到数个第二超声波影像装置111(philips)的高回音量化值ci(m)ph，也就是ci(2.0)ph至ci(3.5)ph。接着，对第一超声波影像装置112(ge)所拍摄的第一仿体影像重复上述步骤，以得到第一超声波影像装置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，将第二超声波影像装置111(philips)的高回音量化值(ci(2.0)ph至ci(3.5)ph)与第一超声波影像装置112(ge)的高回音量化值(ci(2.0)ge至ci(3.5)ge)进行对比，绘制出该散射点状图，并计算其趋势线公式，以该实施例来说，该趋势线公式为y＝1.102x-0.0022。

如上所述，当第二超声波影像装置111(philips)的参考值m为2.8时，把参考值mph以2.8代入此公式即能得到第一超声波影像装置112(ge)的对应参考值112n(mge)为3.08，也就是第一超声波影像装置112(ge)的校正值，本案不以此为限。

最佳地，本发明提供的复合式超声波影像校正系统100是整合一超声波影像的累加校正模式，以及一超声波影像的对比校正模式。

本发明的超声波影像校正系统其方法通过超声波仿体根据不同机型间影像质量的关联建立一套校正方法，有助于灰阶超声波影像的撷取扩展至不同厂牌机型的超声波扫描仪，以降低超声波辅助诊断系统技术分析各机型影像时，因影像质量差异所造成的影响，本发明的超声波影像校正系统及方法可以使分析结果具一致性且精确度高，是跨平台的临床诊断辅助利器。

上述实施例仅用于说明本发明的原理及其功效，并非用来限制本发明。因此本领域熟练技术人员对上述实施例进行修改及变化仍不脱本发明之精神。本发明的保护范围以所附的权利要求所限定的范围为准。