医学4d成像中的运动自适应可视化的制作方法
【专利摘要】本发明涉及一种图像重建装置(10)，其包括：接收单元(60)，其用于接收从对象(12)的身体部分的扫描得到的随时间的3D医学图像的3D图像序列(56)；选择单元(64)，其用于选择所述3D图像序列(56)的所述3D医学图像中的至少一幅内的局部感兴趣点(76)；切片生成器(66)，其用于生成所述3D医学图像中的所述至少一幅的三个2D视图平面(74)，其中，所述三个2D视图平面(74)被布置为垂直于彼此并且在所选择的感兴趣点(76)中相交；以及跟踪单元(68)，其用于确定所述3D图像序列(56)内的所述感兴趣点(76)的随时间的轨迹；其中，所述切片生成器(66)被配置为通过随时间沿所述感兴趣点(76)的所述轨迹自动调整所述2D视图平面(74)的交点，来根据所述3D图像序列(56)生成在所述2D视图平面(74)中的2D图像序列(72)。
【专利说明】
医学4D成像中的运动自适应可视化
技术领域
[0001]本发明总体上涉及医学成像的领域。具体而言，本发明涉及用于根据三维(3D)图像序列重建二维(2D)图像序列的图像重建装置。本发明还涉及用于根据3D图像序列重建2D图像序列的对应方法。另外，本发明涉及包括程序代码模块的计算机程序，所述程序代码模块用于令计算机执行所述方法的步骤。本发明的示范性技术应用是3D超声成像的领域。然而应当注意，本发明也可以用在除了超声成像之外的医学成像模态中，例如CT、MR或MRI。
【背景技术】
[0002]3D医学成像系统，例如3D超声成像系统是公知的。3D医学成像已经变得对于医学诊断实践而言重要。通过向放射科专家和医师提供简洁且相关的信息，3D医学成像提高临床生产率。3D医学成像系统通常生成随时间的医学图像序列。因此，这些系统有时也被称为4D医学成像系统，其中，时间域被认为是第四维。
[0003]对3D成像数据进行可视化需要一些采集后过程，以便最优地利用图像信息。不同于2D图像序列，完整3D医学图像序列不能够立即被可视化在屏幕上，并且被显示的信息必须在被包含在3D体积中的全部体素之中来选择。显示3D图像或者图像序列的最常见的方式是体积绘制、最大强度投影和正交视图。正交视图包括显示垂直于彼此布置的平面横截面。
[0004]当对单个静态3D体积进行可视化时，用户能够导航通过3D体积图像并且调节横截面的位置以聚焦在一个或多个感兴趣对象上。当考虑3D医学图像的序列的可视化时仍然有该需要。然而，时间域引入严重问题。总体而言，诸如器官、肿瘤、血管的感兴趣对象在三维空间的所有方向上而非仅沿一个给定平面移动并且变形。这也被称为截断平面运动。
[0005]作为结果，这些感兴趣结构能够跨导出的平面横截面(正交视图)移动进入或离开，使得能够容易丢失其视野。
[0006]在观看被播放的图像序列的同时调节横截面是非常不便的，虽说不是不可行。在离线可视化(当图像序列已经被预先记录并且在采集之后被显示时)的情况下，观察者能够分别在每个帧处人工调节横截面的位置。然而，该任务将是乏味的并且甚至在实况可视化期间是不可能的。
[0007]因此，仍然有对这样的正交视图系统的改进的空间。
[0008]Schulz ,H.等人的文章 “Real-Time Interactive Viewing of 4D Kinematic MRJoint Studies”(Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervent1n-MICCAI 2005，LNCS 3749，第467至473页，2005年)公开了一种用于观察4D运动学MRI数据集的演示器。其允许从任何观察视角图实时观察任何用户定义的解剖结构。采用电影回放方式流畅地显示移动通过图像后处理实现，从而在图像采集之后固定任何用户定义的解剖结构。
【发明内容】
[0009]本发明的目的是提供一种改进的图像重建装置和对应的方法，其促进沿3D医学图像的时间序列对给定对象或感兴趣区域的可视化。具体而言，本发明的目的是克服当从3D医学图像序列导出2D医学图像序列时的截断平面运动的问题。
[0010]根据本发明的第一方面，提出了一种图像重建装置，其包括:
[0011]-接收单元，其用于接收从对象的身体部分的扫描得到的随时间的3D医学图像的3D图像序列；
[0012]-选择单元，其用于选择所述3D图像序列的所述3D医学图像中的至少一幅内的局部感兴趣点；
[0013]-切片生成器，其用于生成所述3D医学图像中的所述至少一幅的三个2D视图平面，其中，所述三个2D视图平面被布置为垂直于彼此并且在所选择的感兴趣点中相交；以及
[0014]-跟踪单元，其用于确定所述3D图像序列内的所述感兴趣点的随时间的轨迹；
[0015]其中，所述切片生成器被配置为通过随时间沿所述感兴趣点的所述轨迹自动调整所述2D视图平面的交点来根据所述3D图像序列生成在所述2D视图平面中的2D图像序列。
[0016]根据本发明的第二方面，提出了一种用于重建医学图像的方法，包括以下步骤:
[0017]-接收从对象的身体部分的扫描得到的随时间的3D医学图像的3D图像序列；
[0018]-选择所述3D图像序列的所述3D医学图像中的至少一幅内的局部感兴趣点；
[0019]-生成所述3D医学图像中的所述至少一幅的三个2D视图平面，其中，所述三个2D视图平面被布置为垂直于彼此并且在所选择的感兴趣点中相交;并且
[0020]-确定所述3D图像序列内的所述感兴趣点的随时间的轨迹；
[0021]-通过随时间沿所述感兴趣点的所述轨迹自动调整所述2D视图平面的交点来根据所述3D图像序列生成在所述2D视图平面中的2D图像序列。
[0022]根据第三方面，提出了一种包括程序代码模块的计算机程序，当在计算机上执行所述计算机程序时，所述程序代码模块用于令计算机执行上述方法的步骤。
[0023]在从属权利要求中限定了本发明的优选实施例。应当理解，要求保护的方法和要求保护的计算机程序具有与要求保护的图像重建装置和如从属权利要求中限定的相似和/或相同的优选实施例。
[0024]应当注意，本发明应用于离线和实况可视化两者。接收单元因此可以在离线模式中从任何类型的内部或外部存储单元接收3D图像序列，或者其可以在实况可视化模式中直接从图像采集单元，例如从超声成像装置接收3D图像序列，这将从以下描述中变得更加显而易见。
[0025]本发明的主要目的是自动跟踪感兴趣解剖结构(在本文中也被表示为感兴趣点)的随时间的移动。正交视图或者正交视图序列被生成，其在所识别的感兴趣点中相交。然而，该感兴趣点不是3D图像序列内的静止点。这意味着三个正交视图或者正交视图图像序列的2D视图平面未随时间被放置在相对于绝对坐标系的恒定位置处，而是根据感兴趣点的移动而被调整。换言之，三个生成的2D图像序列(其示出3D图像序列的垂直布置的2D视图平面)总是示出在检查中的解剖结构的相同的横截面，即使在检查中的该解剖结构(例如人的器官)随时间移动，这通常是实践中的情况。
[0026]一旦感兴趣点被识别，其随时间的移动被跟踪，使得跟踪单元可以确定3D图像序列内的感兴趣点的随时间的轨迹。感兴趣点因此不是相对于绝对坐标系恒定的局部点，而是在检查中的解剖结构处、中或上的点或者区域。
[0027]所生成的2D视图平面根据感兴趣点的所确定的轨迹而被动态放置。因此2D视图平面的位置随时间相对于感兴趣解剖结构的位置保持恒定。换言之，本发明提出了在3D图像序列的可视化期间自动地且动态地调整正交视图的位置的方式，使得它们随时间跟随在检查中的解剖结构。跨各2D正交切片发生的通常引起的截断平面运动因此可以得到补偿。这在需要在可视化期间跟随的在检查中的解剖结构具有复杂的拓扑结构和非刚性运动时是尤其有利的。
[0028]关于本文中使用的技术术语，应当注意以下内容:术语“2D视图平面”、“2D正交切片”和“正交视图”在本文中被等价地使用。术语“图像”和“帧”在本文中也被等价地使用。
[0029]如上面已经提到的，所提出的图像重建装置可以用于离线和实况可视化两者。如果用于离线可视化，用户可以导航通过在序列的初始帧处的3D体积(3D图像序列)，这通常在探索静态体积时完成，以便识别用户(例如医师)想要跟随的解剖结构。用户然后可以点击特性3D点(感兴趣点)，其可以是在检查中的对象内的或其边界上的点。在该点击之后，三个正交2D视图平面被放置，使得它们在该感兴趣点处相交。
[0030]在该实施例中，所述选择单元优选地包括用户输入接口，所述用户输入接口用于人工选择所述3D图像序列的所述3D医学图像中的所述至少一幅内的所述感兴趣点。该用户输入接口例如可以包括鼠标或跟踪球或允许选择3D图像帧内的3D点的任何其他类型的用户接口。
[0031]应当明白，感兴趣点的人工选择在离线可视化模式中比在实况可视化模式中容易得多，因为用户可以在特定时间点处冻结3D图像序列，以便容易地选择特性3D点。
[0032]如果用在离线可视化模式中，另外优选的是，图像重建装置包括用于存储所接收的3D图像序列的存储单元。该存储单元可以包括任何类型的存储模块，诸如硬盘驱动器或如云的外部存储模块。在这种情况下，它当然也能够在存储单元内存储多个3D图像序列。
[0033]在离线可视化模式中，如果必要的话，能够在3D图像序列的任何帧上(不仅在第一 /当前帧上)人工点击/识别感兴趣点。感兴趣点的随时间的轨迹，即移动在这种情况下不仅可以被向前跟踪直到3D图像序列的最后一帧的末尾，而且可以向后直到3D图像序列的第一帧。这在实况可视化模式中是不可能的。
[0034]如果用在实况可视化模式中，人工识别感兴趣点是更加复杂的。在这种情况下，不能够在冻结图像上识别感兴趣点，因为其必须在显示在屏幕上的3D图像序列的实况流中被点击。然后优选对感兴趣点的自动识别。
[0035]本发明与在Schulz，H等人的科学文章(上面在章节“本发明的【背景技术】”中提及的)中提出的方法的主要区别之一在于SchulZ，H等人并没有定义其中三个正交视图平面相交的单个感兴趣点，而是相反提出定义三个非共线点。甚至更重要的是Schulz ,H等人提出使用3个非共线点的集合以通过计算由对3个非共线参考点的跟踪定义的变换的逆来将整体3D数据集对齐并且然后基于经对齐的3D数据集来生成三个正交视图。相反，本发明提出通过随时间沿单个感兴趣点的轨迹调整三个正交视图的交点来直接生成三个正交视图中的2D图像序列。根据本发明的图像重建装置因此使得能够不仅以更快且更用户友好的方式而且以需要较少处理能力的方式生成三个正交视图。
[0036]根据实施例，所述选择单元被配置为通过识别所述3D医学图像的所述至少一幅内的一个或多个界标来自动选择所述3D图像序列的所述3D医学图像中的所述至少一幅内的所述感兴趣点。然而，应当注意，如果3D图像序列足够静态，则代替于该自动界标检测，用户也可以借助于上述用户输入接口来人工选择感兴趣点。
[0037]根据实施例，所提出的图像重建装置还包括图像采集单元，所述图像采集单元用于扫描所述对象的所述身体部分并且采集所述3D图像序列。在这种情况下，借助于接收单元接收的3D图像序列可以直接从图像采集单元接收，所述图像采集单元例如为CT、MR、MRI或超声图像采集单元。此外，接收单元可以借助于有线连接(例如借助于线缆)或者借助于无线连接(借助于近场通信技术)与图像采集单元耦合。
[0038]如还在开头中已经提及的，图像重建装置不限于任何特定类型的医学成像模态。然而，超声成像模态是所提出的图像重建装置的优选应用。根据本发明的优选实施例，3D图像序列因此为3D超声图像序列。3D超声图像序列尤其具有以下优点:足够尚的帧率，其促进对感兴趣点的随时间的位置的跟踪。
[0039]在该实施例中，所述图像采集单元优选地包括:
[0040]超声换能器，其用于向所述对象的所述身体部分发送超声波，并且从所述对象的所述身体部分接收超声波；
[0041]超声图像重建单元，其用于根据从所述对象的身体部分接收的所述超声波来重建所述3D超声图像序列。
[0042]在下文中，将更详细地解释如何借助于跟踪单元来跟踪感兴趣点的位置的技术。
[0043]根据实施例，所述跟踪单元被配置为通过以下来确定所述感兴趣点的所述轨迹:
[0044]识别所述3D图像序列的所述3D医学图像中的所述至少一幅中的所述感兴趣点的局部周围中的一个或多个不同的点或图像特征；
[0045]跟踪所述3D图像序列中的所述一个或多个不同的点或图像特征的随时间的一个或多个参考轨迹;并且
[0046]基于所述一个或多个参考轨迹来确定所述感兴趣点的所述轨迹。
[0047]间接地，即通过跟踪感兴趣点的周围中的图像特征的一个或多个不同的点的一个或多个参考轨迹来跟踪感兴趣点的轨迹具有若干优点:首先，代替仅仅跟踪感兴趣点的位置，跟踪周围中的多个参考点的位置可以得到更鲁棒的跟踪技术。其次，如果该点被选择为感兴趣点，则感兴趣点的周围中的不同的点或图像特征，例如在检查中的器官的边界或纹理比器官的中心中的点更容易跟踪。因此，信噪比增大，并且对感兴趣点的位置的跟踪更加准确。
[0048]跟踪图像特征的一个或多个不同的点的一个或多个参考轨迹通常通过在3D图像序列的帧中的每个中跟踪与在先前帧中相同的斑点或灰度值的体素/像素。换言之，随时间随3D图像序列的过程跟踪具有相同斑点或灰度值的点。因此，在斑点值上与其周围图像点在较大程度上不同的点(这通常为在被成像的器官的边界或纹理处的情况)比器官的中心中的点更容易随时间跟踪。
[0049]根据实施例，所述跟踪单元被配置为通过识别所述3D医学图像所述至少一幅内的具有高于预定阈值的局部图像斑点梯度的图像区域来识别所述一个或多个不同的点或图像特征。不同的点中的高图像斑点梯度意味着该图像点的斑点或灰度值与周围图像点的斑点或灰度值在很大程度上不同。如上面提及的，这样的图像点更容易随时间跟踪。
[0050]根据另一实施例，所述跟踪单元被配置为通过使包括所述一个或多个不同的点或图像特征的位移的密集位移场的能量项最小化来跟踪所述一个或多个参考轨迹。因此优选地使用被称为Sparse Demons算法的算法。从0.Somphone等人的文章“Fast MyocardialMot1n and Strain Estimat1n in 3D Cardiac Ultrasound with Sparse Demons”(2013年生物医学成像国际研讨会的ISBI 2013论文集，第1182至1185页，2013年)中得知的该算法输出在包含感兴趣点和感兴趣点的局部周围中的图像特征的不同的点的区域中的密集位移场。在上述科学文章(通过引用将其并入本文)中，Sparse Demons算法用于3D心脏超声图像中的应变估计。然而，Sparse Demons算法可以借助于也用于所提出的目的的适当的调整。该算法然后将跟踪感兴趣点的局部周围中的不同的点，并且使用这些参考点(参考轨迹)的所估计的位移以便确定感兴趣点的随时间的位移(即，感兴趣点的轨迹)。
[0051 ]根据实施例，所述跟踪单元被配置为基于所述一个或多个参考轨迹通过在所述一个或多个参考轨迹之间的局部插值来确定所述感兴趣点的所述轨迹。如果感兴趣点相对于参考点或者参考图像特征的位置在已知的一个帧中(例如，在其中感兴趣点已经被人工或者自动选择的第一帧中，如上面提及的)，则可以基于所确定的参考轨迹来在3D图像序列的剩余帧中对感兴趣点的位置进行插值。
[0052]在本发明的另外的实施例中，图像重建装置包括用于显示所述2D图像序列中的至少一个的显示单元。尤其优选的是，所述显示单元被配置为同时地显示所述3D图像序列和属于三个垂直布置的2D视图平面的三个2D图像序列。这样的图示允许用户以非常舒服的方式检查3D图像序列。在另外的优选实施例中，可以使得用户能够围绕通过感兴趣点的轴旋转2D图像序列中的一个或多个的2D视图平面。用户然后可以容易地调整三个正交视图的取向。
【附图说明】
[0053]本发明的这些和其他方面将从下文描述的(一个或多个)实施例变得显而易见，并且将参考下文描述的(一个或多个)实施例得到阐述。
[0054]图1示出了用于扫描患者的身体的部分的超声成像系统的示意性表示；
[0055]图2示出了超声成像系统的实施例的示意性方框图；
[0056]图3示出了根据本发明的图像重建装置的第一实施例的示意性方框图；
[0057]图4示出了根据本发明的图像重建装置的第二实施例的示意性方框图；
[0058]图5示出了借助于根据本发明的图像重建装置生成的2D图像序列；
[0059]图6示出了借助于现有技术的成像重建装置生成的2D图像序列;并且
[0060]图7示出了三个2D图像序列和3D图像序列，其可以借助于根据本发明的成像重建装置来重建和显示。
【具体实施方式】
[0061]在参考根据本发明的图像重建装置10之前，将参考图1和图2来解释超声系统100的基本原理。尽管超声成像的领域是本文提出的图像重建装置10的优选应用，但是所提出的图像重建装置10不限于超声成像的领域。本文提出的图像重建装置10也可以用在其他医学成像模态，例如CT、MR、MRI等中。
[0062]图1示出了超声系统100的示意性图示，尤其是医学三维(3D)超声成像系统的示意性图示。超声成像系统10被应用以检查解剖部位，尤其是患者12的解剖部位的随时间的体积。超声系统100包括超声探头14，所述超声探头具有至少一个换能器阵列，所述至少一个换能器阵列具有用于发送和/或接收超声波的多个换能器元件。在一个范例中，换能器元件中的每个能够发送采取特定脉冲持续时间的至少一个发送脉冲尤其是多个后续发送脉冲的形式的超声波。超声元件优选地被布置在二维阵列中，尤其是用于提供多平面图像或三维图像。
[0063]可以应用于本发明的针对三维超声系统的特定范例是由
【申请人】尤其是与是
【申请人】的X6-1或者X7-2t TEE换能器或者使用
【申请人】的xMatrix技术的另一换能器一起销售的CX40 Compact Xtreme超声系统。总体而言，如在Philips iE33系统上发现的矩阵换能器系统或者如在Philips iU22和HD15系统上发现的机械3D/4D换能器技术可以用于本发明。
[0064]3D超声扫描通常涉及发送照射身体内的特定体积的超声波，所述特定体积可以被指定为目标体积。这能够通过在多个不同角处发送超声波来实现。体积数据的集合然后通过接收并处理反射的波来获得。体积数据的集合是身体内的目标体积的随时间的表示。因为时间通常被表示为第四维，所以递送随时间的3D图像序列的这样的超声系统100有时也被称为4D超声成像系统。
[0065]应当理解，超声探头14可以以无创方式(如图1所示)或者以有创方式(这通常在TEE(未明确示出)中完成)来使用。超声探头14可以由系统的用户(例如医学从业人员或者医师)手持。超声探头14被应用于患者12的身体，使得解剖部位的图像，尤其是患者12的解剖对象的图像被提供。
[0066]此外，超声系统100可以包括控制经由超声系统100提供3D图像序列的图像重建单元16。如下面将更详细解释的，图像重建单元16不仅控制经由超声探头14的换能器阵列对数据的采集，而且控制从由超声探头14的换能器阵列接收的超声波束的回声形成3D图像序列的信号和图像处理。
[0067]超声系统100还可以包括用于向用户显示3D图像序列的显示器18。另外，输入设备20可以被提供，其包括键或者键盘22和另外的输入设备，例如，跟踪球24。输入设备20可以被连接到显示器18或者直接连接到图像重建单元16。
[0068]图2图示了超声系统100的示意性方框图。超声探头14例如可以包括CMUT换能器阵列26。换能器阵列26可以备选地包括由诸如PZT或PVDF的材料形成的压电换能器元件。换能器阵列26是能够在三维中进行扫描以进行3D成像的换能器元件的一维或二维阵列。换能器阵列26被耦合到探头中的控制由CMUT阵列单元或者压电元件对信号的发送和接收的微型波束形器28。微型波束形成器能够进行对由换能器元件的组或“片”接收的信号的至少部分波束形成，如美国专利 5997479(Savord 等人的)、6013032(Savord)和 6623432(Powers 等人)中描述的。微型波束形成器28由探头缆线耦合到发送/接收(T/R)开关30，所述T/R开关在发送与接收之间切换并且当未使用微型波束形成器28并且换能器阵列26直接由主波束形成器34操作时，保护主波束形成器34免受高能量发送信号影响。在微型波束形成器28的控制下对来自换能器阵列26的超声波束的发送由换能器控制器32引导，所述换能器控制器通过T/R开关30被耦合到微型波束形成器28并且被耦合到主系统波束形成器34，所述主系统波束形成器接收来自用户接口或控制面板22的用户的操作的输入。由换能器控制器32控制的功能之一是其中波束被操纵和被聚焦的方向。波束可以被操纵为从换能器阵列26—直向前(与其正交)，或者处于针对更宽视野的不同角度处。换能器控制器32能够被耦合以控制针对CMUT阵列的DC偏置控制58 JC偏置控制58对被施加到CMUT单元的(一个或多个)DC偏置电压进行设置。
[0069]由微型波束形成器26产生的部分波束形成信号在接收后被耦合到主波束形成器34，其中，来自换能器元件的个体片的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号。例如，主波束形成器34可以具有128个信道，其中的每个信道接收来自几十个或几百个CMUT换能器单元或压电元件的片的部分波束形成信号。以这种方式，由换能器阵列26的几千个换能器元件接收的信号能够有效地贡献于单个波束形成信号。
[0070]波束形成信号被耦合到信号处理器36。信号处理器36能够以各种方式处理所接收的回声信号，例如带通滤波、抽取、I分量和Q分量分离以及谐波信号分离，所述谐波信号分离用于分离线性信号和非线性信号，以使得能够识别从组织和/或微泡返回的非线性(基频的更高谐波)回声信号，微泡被包括在已经被预先施予到患者12的身体的对比剂中。信号处理器36也可以执行额外的信号增强，诸如散斑减少、信号合成以及噪声消除。信号处理器36中的带通滤波器能够是跟踪滤波器，其中，它的通带当从增加的深度处接收回声信号时从较高频带滑移到较低频带，由此拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其中，这些频率缺乏解剖学信息。
[0071]经处理的信号可以被转移到B模式处理器38和多普勒处理器40』模式处理器38将对所接收的超声信号的幅度的检测用于对诸如身体中的器官和血管的组织的身体中的结构的成像。可以以谐波图像模式或基波图像模式或两者的组合来形成身体的结构的B模式图像，如在美国专利6283919(Roundhill等人)和美国专利6458083( Jago等人)中所描述的。多普勒处理器40可以处理来自组织运动和血流的时间上不同的信号，以检测物质的运动，诸如在图像场中的血液细胞的流动。多普勒处理器40通常包括具有参数的壁滤波器，所述参数可以被设置为通过和/或拒绝从身体中的选定类型的材料返回的回声。例如，壁滤波器能够被设置为具有通带特性，所述通带特性通过来自较高速度材料的相对低幅度的信号，同时拒绝来自较低或零速度材料的相对强的信号。这种通带特性将通过来自流动的血液的信号，同时拒绝来自附近静止或缓慢移动的对象(诸如心脏壁)的信号。相反的特性将通过来自心脏的移动组织的信号，同时拒绝血流信号，这被称为组织多普勒成像，其检测并描绘组织的运动。多普勒处理器40可以接收并且处理来自图像场中的不同的点的时间上离散的回声信号的序列，来自特定点的回声的序列被称为系综(ensemble)。在相对短的间隔内快速连续接收的回声的系综能够被用于估计流动的血液的多普勒频移，其中，多普勒频率与速度的对应性指示血流速度。在更长时间段内接收的回声的系综被用于估计更缓慢的流动的血液或缓慢移动的组织的速度。
[0072]由B模式处理器38和多普勒处理器40产生的结构信号和运动信号可以之后被传递到扫描转换器44和多平面重新格式化器54。扫描转换器44以如下空间关系布置回声信号，它们根据该空间关系以期望的图像格式被接收。例如，扫描转换器44可以将回声信号布置为二维(2D)扇形格式或金字塔型三维(3D)图像。扫描转换器44能够将B模式结构图像叠加有与在图像场中的点处的运动以它们的多普勒估计速度相对应的颜色，以产生彩色多普勒图像，所述彩色多普勒图像描绘图像场中的组织的运动和血流。多平面重新格式化器54会将从身体的体积区域中的共同平面中的点接收的回声转换成该平面的超声图像，如美国专利6443896(Detmer)中所描述的。体积绘制器52将3D数据集的回声信号转换为如从给定参考点观察的随时间的投影3D图像56，如美国专利6530885(Entrekin等人)中所描述的。3D图像序列56从扫描转换器44、多平面重新格式化器54以及体积绘制器52被传递到图像处理器30，以供进一步增强、缓冲和临时存储，从而显示在图像显示器18上。除了被用于成像外，由多普勒处理器40产生的血流值和由B模式处理器38产生的组织结构信息可以被传递到量化处理器46。该量化处理器46可以产生不同流状况的量度，诸如血流的体积速率，以及结构测量结果，诸如器官的尺寸和孕龄。量化处理器46可以接收来自用户控制面板22的输入，例如要在其中进行测量的图像的解剖结构中的点。来自量化处理器46的输出数据可以被传递到图形处理器50，以与显示器18上的图像一起重新产生测量图形和值。图形处理器50也能够生成用于与超声图像一起显示的图形交叠。这些图形交叠能够包含标准识别信息，诸如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器50可以接收来自用户接口 22的输入，诸如患者姓名。用户接口 22可以被耦合到发送控制器32，以控制来自换能器阵列26的超声信号的生成，并且因此控制由换能器阵列和超声系统产生的图像。用户接口22也可以被耦合到多平面重新格式化器54以便选择和控制多幅经多平面重新格式化(MPR)的图像的平面，所述多幅MPR图像可以被用于执行在MPR图像的图像场中的量化测量。
[0073]同样，应当注意，上述超声系统100仅被解释为针对所提出的图像重建装置的应用的一个可能范例。应当注意，上述超声系统100不必包括前面解释的部件中的全部。另一方面，如果必要，超声系统100也可以包括另外的部件。另外，应当注意，多个上述部件不必被实现为硬件，而是也可以被实现为软件部件。多个上述部件还可以被包括在共同实体中或者甚至在一个单个实体中，而不必被实现为分离的实体，这在图2中被示意性示出。
[0074]图3示出了根据本发明的图像重建装置10的第一实施例。图像重建装置10的第一实施例被设计用于3D图像序列56的离线可视化。由图像重建装置10接收的3D图像序列56例如可以是如借助于上面参考图2解释的超声系统100示范性采集和重建的3D超声图像序列56。应当注意，3D图像序列56并不必直接从如超声系统100的超声采集系统来接收，而是也可以从另一存储模块来接收，例如从3D图像序列56已经被临时地保存到其的USB棒或者外部服务器来接收。
[0075]根据第一实施例的图像重建装置10包括接收单元60、存储单元62、选择单元64、切片生成器66、跟踪单元68和显示器18’。接收单元60接收3D图像序列56并且可以将其传递到存储单元62，3D图像序列可以被临时地保存在所述存储单元中。存储单元62可以例如被实现为硬件驱动器。一旦图像重建例如由用户初始化，至少三个2D图像序列就从3D图像序列导出并且被呈现在显示器18’上。所导出的2D图像序列在三个不同的正交视图中，即在被布置为垂直于彼此的3D图像序列的2D视图平面中示出时间图像序列。图7示出了显示单元18’上的示范性图示类型，其中，与3D图像序列56(底部右侧部分)同时地呈现了三个2D图像序列72a-c (三个正交视图图像序列)。
[0076]借助于选择单元64、切片生成器66和跟踪单元68从3D图像序列56对2D图像序列72的导出如下进行工作:在第一步骤中，借助于选择单元64在3D图像序列56的帧中的至少一个内选择局部感兴趣点。该选择步骤可以被人工执行或者自动执行。人工选择意味着用户人工点击3D图像序列56的帧的3D体积内的一个感兴趣点。在这种情况下，选择单元64可以被实现为鼠标或跟踪球。如果图像重建装置10与成像系统100组合，则例如可借助于用户输入接口 22人工选择感兴趣点。
[0077]备选地，局部感兴趣点可以借助于选择单元64自动选择。选择单元64在这种情况下优选地是软件实施的。例如可以通过识别3D图像序列56的各自的帧内的一个或多个界标来实现3D图像序列56的至少一个帧内的感兴趣点的自动选择。这样的界标检测是公知的。例如，能够检测3D图像序列56内的非常暗或者非常亮的点。备选地，可以基于特定形状来识别界标，实施在选择单元64中的界标检测算法在3D图像序列56中进行搜索。因此，界标检测算法可以示范性地搜索3D图像序列56内的被成像的器官的边界上的特定形状。
[0078]一旦感兴趣点借助于选择单元64被识别，则切片生成器将生成3D体积的三个2D视图平面，其中，所述三个2D视图平面被布置为垂直于彼此，并且在所选择的感兴趣点中相交。在2D视图平面中的每个中，将生成从3D图像序列56导出的2D图像序列72。
[0079]图7示出了在左上角中图示的第一图像序列72a、在右上角中图示的第二图像序列72b和在左下角中图示的第三图像序列72c。第一2D图像序列72a示出了第一2D视图平面74a中的3D体积，第二2D图像序列72b示出了第二2D视图平面74b中的3D体积，并且第三2D图像序列72c示出了第三2D视图平面74c中的3D体积。
[0080]如可以在图7中看到的，所有三个2D视图平面被布置为垂直于彼此并且在所选择的感兴趣点76中相交。然而，感兴趣点76的绝对位置不是随时间恒定的。绝对位置在本文中应当表示感兴趣点76相对于3D图像序列56的绝对坐标系的位置。感兴趣点76的该移动从在检查中的解剖结构(例如、器官、血管或者组织)随时间的移动得到。如果不补偿感兴趣点76的移动，则2D图像序列72将因此由所谓的截断平面运动干扰。
[0081]根据本发明，该移动补偿借助于跟踪单元68来实现。跟踪单元68确定3D图像序列56内的感兴趣点76随时间的轨迹。切片生成器66然后可以通过随时间沿感兴点76的轨迹调整2D视图平面74a-c的交点来调整2D视图平面74a-c的位置。换言之，感兴趣点76将根据感兴趣解剖结构的移动来移动，并且2D视图平面7a-c也将根据感兴趣点76的移动随时间移动。因此在3D图像序列的可视化期间自动地且动态地调整正交视图74a-c的位置，使得正交视图74a-c跟随在检查中的解剖结构的移动。导出的2D图像序列72a-c因此总是示出3D图像序列56的相同的横截面的图像序列，其中，自动补偿截断平面运动。这显著促进医师对这样的3D图像序列的检查和评价。医师不再必须在观看被播放的序列时人工调节横截面。
[0082]在图5和图6中，将(图5中示出的)借助于图像重建装置10生成的2D图像序列72与(图6中示出的)其中感兴趣点76的位置未被调整而是相对于绝对坐标系保持恒定的对应2D图像序列进行比较。本发明的优点应当从该比较中变得显而易见。根据图6，能够观察到，截断平面运动干扰2D图像序列，这使医师的检查相当困难。由感兴趣点76’初始指向的对象经历拓扑变化(参见图6中从左侧数第三帧)和消失(参见图6中从左侧数第四帧)。这不是在图5示出的2D图像序列72中的情况，其中，感兴趣点76的位置并且因此视图平面74的位置也以上述方式被自动调整。
[0083]借助于跟踪单元68对感兴趣点76的位置的跟踪优选地以以下方式实现:跟踪单元68优选地例如以间接方式通过跟踪感兴趣点76的局部周围中的一个或多个不同参考点或图像特征的位置来跟踪感兴趣点76的位置。跟踪单元68因此通过识别3D图像序列的帧内的具有高局部图像斑点的图像区域，即其灰度值与其周围显著不同的区域，来识别图像特征的一个或多个不同参考点。这些不同参考点可以例如是器官或者血管的边界上的点。由于参考点中的高图像斑点梯度，相比于直接跟踪参考点76本身的位置，更容易沿图像序列56跟踪这些参考点的位置。跟踪单元68可以因此跟踪一个或多个参考轨迹(S卩，随时间的沿图像序列的不同参考点的位置)，并且然后基于一个或多个所确定的参考轨迹来确定感兴趣点76的轨迹。跟踪单元68例如可以被配置为基于一个或多个参考轨迹通过在这些一个或多个参考轨迹之间的局部插值来确定感兴趣点76的轨迹。
[0084]在本发明的优选实施例中，跟踪单元76利用所谓的SparseDemons算法，其从0.Somphone等人的文章 “Fast Myocardial Mot1n and Strain Estimat1n in 3DCardiac Ultrasound with Sparse Demons”(2013年生物医学成像国际研讨会的ISBI2013论文集，第1182至1185页，2013年)中得知。该算法的输出是包含感兴趣点76和图像特征的一个或多个不同参考点的区域中的密集位移场。
[0085]图4示出了根据本发明的图像重建装置10的第二实施例。在该第二实施例中，图像重建装置10还包括图2中示出的超声系统100的超声换能器14、图像重建器16、显示器18。换言之，图像重建装置10被实施在超声系统100中。尽管存储单元62在该情况下不是必要的，但是应当清楚，根据第二实施例的图像重建装置10也可以包括如参考图3中示出的第一实施例解释的存储单元62。根据本发明的第二实施例的图像重建装置10尤其被设计用于实况可视化。在这种情况下，接收单元60从超声系统100的图像重建单元16直接接收3D图像序列。由图像重建装置10应用的一般技术，尤其是选择单元64、切片生成器66和跟踪单元68的功能并没有与上面参考图3详细解释的技术不同。接收单元60、选择单元64、切片生成器66和跟踪单元68在这种情况下也可以是软件实施的和/或硬件实施的。所有部件60-68也能够是图像处理器42的部件。
[0086]尽管在附图和前面的描述中已经详细说明和描述了本发明，但是这些说明和描述应被视为说明性或示范性的而非限制性的;本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、说明书以及权利要求书，本领域技术人员在实践所要求保护的本发明时能够理解和实现对所公开的实施例的其他变型。
[0087]在权利要求书中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个元件或其他单元可以实现权利要求书中所记载的若干项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。
[0088]计算机程序可以被存储/分布在与其他硬件一起提供或作为其他硬件的部分提供的诸如光学存储介质或固态介质的适当的介质上，但是计算机程序也可以以其他的形式分布，例如经由因特网或其他有线或无线的远程通信系统。
[0089]权利要求书中的任何附图标记不应被解读为对范围的限制。
【主权项】
1.一种图像重建装置(10)，包括: -接收单元(60)，其用于接收从对象(12)的身体部分的扫描得到的随时间的3D医学图像的3D图像序列(56)； -选择单元(64)，其用于选择所述3D图像序列(56)的所述3D医学图像中的至少一幅内的局部感兴趣点(76); -切片生成器(66)，其用于生成所述3D医学图像中的所述至少一幅的三个2D视图平面(74)，其中，所述三个2D视图平面(74)被布置为垂直于彼此并且在所选择的感兴趣点(76)中相交；以及 -跟踪单元(68)，其用于确定所述3D图像序列(56)内的所述感兴趣点(76)的随时间的轨迹； 其中，所述切片生成器(66)被配置为通过随时间沿所述感兴趣点(76)的所述轨迹自动调整所述2D视图平面(74)的交点，来根据所述3D图像序列(56)生成在所述2D视图平面(74)中的2D图像序列(72)。2.根据权利要求1所述的图像重建装置，其中，所述选择单元(64)包括用户输入接口，所述用户输入接口用于人工选择所述3D图像序列(56)的所述3D医学图像中的所述至少一幅内的所述感兴趣点(76)。3.根据权利要求1所述的图像重建装置，其中，所述选择单元(62)被配置为通过识别所述3D医学图像中的所述至少一幅内的一个或多个界标来自动选择所述3D图像序列(56)的所述3D医学图像中的所述至少一幅内的所述感兴趣点(76)。4.根据权利要求1所述的图像重建装置，还包括用于存储所接收的3D图像序列(56)的存储单元(62)。5.根据权利要求1所述的图像重建装置，还包括图像采集单元，所述图像采集单元用于扫描所述对象(12)的所述身体部分并且采集所述3D图像序列(56)。6.根据权利要求1所述的图像重建装置，其中，所述3D图像序列(56)是3D超声图像序列。7.根据权利要求5和6中的任一项所述的图像重建装置，其中，所述图像采集单元包括: -超声换能器(14)，其用于向所述对象(12)的所述身体部分发送超声波，并且从所述对象(12)的所述身体部分接收超声波； -超声图像重建单元(16)，其用于根据从所述对象(12)的身体部分接收的所述超声波来重建所述3D超声图像序列(56)。8.根据权利要求1所述的图像重建装置，其中，所述跟踪单元(68)被配置为通过以下来确定所述感兴趣点(76)的所述轨迹: -识别所述3D图像序列(56)的所述3D医学图像中的所述至少一幅中的所述感兴趣点(76)的局部周围中的一个或多个不同的点或图像特征； -跟踪所述3D图像序列(56)中的所述一个或多个不同的点或图像特征的随时间的一个或多个参考轨迹;并且 -基于所述一个或多个参考轨迹来确定所述感兴趣点(76)的所述轨迹。9.根据权利要求8所述的图像重建装置，其中，所述跟踪单元(68)被配置为通过识别所述3D医学图像中的所述至少一幅内的具有高于预定阈值的局部图像斑点梯度的图像区域来识别所述一个或多个不同的点或图像特征。10.根据权利要求8所述的图像重建装置，其中，所述跟踪单元(68)被配置为通过使包括所述一个或多个不同的点或图像特征的位移的密集位移场的能量项最小化来跟踪所述一个或多个参考轨迹。11.根据权利要求8所述的图像重建装置，其中，所述跟踪单元(68)被配置为基于所述一个或多个参考轨迹通过在所述一个或多个参考轨迹之间的局部插值来确定所述感兴趣点(76)的所述轨迹。12.根据权利要求1所述的图像重建装置，还包括显示单元(18、18’)，所述显示单元用于显示所述2D图像序列(72)中的至少一幅。13.根据权利要求12所述的图像重建装置，其中，所述显示单元(18、18’)被配置为同时地显示所述3D图像序列(56)和属于三个垂直布置的2D视图平面(74)的三个2D图像序列(72)。14.一种用于重建医学图像的方法，包括以下步骤: -接收从对象(12)的身体部分的扫描得到的随时间的3D医学图像的3D图像序列(56); -选择所述3D图像序列(56)的所述3D医学图像中的至少一幅内的局部感兴趣点(76); -生成所述3D医学图像中的所述至少一幅的三个2D视图平面(74)，其中，所述三个2D视图平面(74)被布置为垂直于彼此并且在所选择的感兴趣点(76)中相交； -确定所述3D图像序列(56)内的所述感兴趣点(76)的随时间的轨迹;并且 -通过随时间沿所述感兴趣点(76)的所述轨迹自动调整所述2D视图平面(74)的交点来根据所述3D图像序列(56)生成在所述2D视图平面(74)中的2D图像序列(72)。15.—种包括程序代码模块的计算机程序，当在计算机上执行所述计算机程序时，所述程序代码模块用于令计算机执行根据权利要求14所述的方法的步骤。
【文档编号】G06T19/00GK106030657SQ201580009415
【公开日】2016年10月12日
【申请日】2015年1月28日
【发明人】O·绍姆蓬, B·J-D·B·M·莫里
【申请人】皇家飞利浦有限公司