專利名稱：用于顯示心肌灌注的圖像分割的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及超聲診斷成像技術(shù)，且尤其涉及區(qū)分心肌內(nèi)血流和心臟房室內(nèi)血流的超聲診斷成像的圖像處理技術(shù)。
診斷超聲設(shè)備向人體發(fā)射聲能并接收從組織和器官，如心臟、肝臟和腎臟反射的信號(hào)。從由于血紅細(xì)胞的運(yùn)動(dòng)而導(dǎo)致的多普勒頻移或在時(shí)域中越過(guò)相關(guān)函數(shù)的頻移獲得血流圖形。這些生成反射聲波并可通常以二維格式顯示，即公知的彩色血流成像或彩色速度成像。通常，對(duì)于象心臟或血管壁這樣的結(jié)構(gòu)，反射分量的幅度具有較低的絕對(duì)速度且比由血細(xì)胞產(chǎn)生的反射分量大20dB至40dB(10-100倍)。
通常，超聲系統(tǒng)在多個(gè)路徑上發(fā)射脈沖并將從多個(gè)路徑上的物體接收的回波轉(zhuǎn)換成用于產(chǎn)生超聲數(shù)據(jù)的電信號(hào)，由該超聲數(shù)據(jù)可顯示超聲圖像。獲取生成超聲數(shù)據(jù)的原始數(shù)據(jù)的過(guò)程通常稱為“掃描”、“掃掠”或“操縱聲束”。
實(shí)時(shí)聲譜學(xué)涉及當(dāng)進(jìn)行掃描時(shí)以快速連續(xù)格式呈現(xiàn)超聲圖像。掃描以機(jī)械(通過(guò)物理振蕩一個(gè)或多個(gè)換能器元件)或電子方式實(shí)行。到目前為止，現(xiàn)代超聲系統(tǒng)中的最普遍的掃描類型是電子式，其中布置成一行的一組換能器元件(被稱為“陣列”)受到一組電脈沖的激發(fā)，每個(gè)元件一個(gè)脈沖，定時(shí)產(chǎn)生掃描動(dòng)作。
超聲系統(tǒng)上最需要的特點(diǎn)之一是能夠呈現(xiàn)具有三維物體外觀的圖像。這種圖像由三維數(shù)據(jù)矩陣生成。處理該體積數(shù)據(jù)以創(chuàng)建顯示在具有三維外觀的二維表面上的圖像。這種處理通常被稱為再現(xiàn)(rendering)。
雖然可獲得一些三維優(yōu)化超聲系統(tǒng)，但如今大多數(shù)商購(gòu)超聲系統(tǒng)僅顯示平面二維圖像，從一維陣列探頭采集掃描數(shù)據(jù)。由PhilipsMedical Systems，Andover，MA(之前稱為AGILENT TECHNOLOGIES，Inc.)銷售的SONOS 5500是這種系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)例。一些商購(gòu)系統(tǒng)，包括SONOS 5500，可在“離線“后處理的幫助下生成三維超聲圖像。為實(shí)現(xiàn)此目的，要當(dāng)探頭位置在掃描幀之間以某種方式平移或旋轉(zhuǎn)時(shí)采集規(guī)則間隔的平面二維掃描序列。后處理操作采用所采集的每個(gè)二維掃描平面位置信息重建三維數(shù)據(jù)集。采用任何公知的各種計(jì)算加強(qiáng)再現(xiàn)技術(shù)(computation intensive rendering technique)典型在獨(dú)立工作站上將所得出的三維數(shù)據(jù)集顯示成再現(xiàn)圖像。此外，實(shí)時(shí)再現(xiàn)和顯示工作站可與超聲掃描器集成為一個(gè)系統(tǒng)。這種系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)例是由Philips Medical Systems銷售的Sonos 7500。
已開(kāi)發(fā)出用于聲譜術(shù)的各種成像技術(shù)。一種被稱為彩色多普勒速度成像的常見(jiàn)的類型涉及在超聲圖像的圖像平面上采集被稱為采樣體積的不同位置處的多普勒數(shù)據(jù)。隨時(shí)間采集該多普勒數(shù)據(jù)并用其估算在每個(gè)離散采樣體積處在隨后的發(fā)射事件上的相移。該相移涉及體內(nèi)血管中的液體流速，其中該相移的極性指示液體流入和流出換能器的方向。該信息根據(jù)該相移的幅度(即其速度)進(jìn)行顏色編碼，而后將其極性疊加到圖像平面的結(jié)構(gòu)性圖像上。圖像中的顏色提供血流速度及其方向的指示。
另一類被稱為彩色功率多普勒的成像技術(shù)集中在顯示多普勒頻移的接收信號(hào)的強(qiáng)度上。該類技術(shù)在例如US5,471,990(Thirsk)中有所描述。采用從彩色地圖中得出的色彩計(jì)算圖像平面中每個(gè)采樣體積的多普勒信號(hào)強(qiáng)度并進(jìn)行顯示。不象彩色多普勒速度成像，彩色功率多普勒成像不存在方向確定、混淆和低靈敏度(這些是速度成像的特點(diǎn))的問(wèn)題。彩色功率多普勒只以編碼色彩顯示采樣體積處的多普勒信號(hào)強(qiáng)度。
2D灰度級(jí)和彩色功率多普勒顯示均可應(yīng)用于灌注研究，也就是其中需要評(píng)估體內(nèi)器官或結(jié)構(gòu)中血液灌注的情形。注射對(duì)照劑有利于這種灌注研究，對(duì)照劑可包括提供良好超聲返回信號(hào)的微氣泡。這些對(duì)照劑能夠在心臟房室內(nèi)和心臟壁內(nèi)形成明亮的血流成像。理論上，這種對(duì)照劑應(yīng)當(dāng)能夠?qū)π谋谘鬟M(jìn)行極佳的不同成像，其中在心肌梗死情況下，減少的心肌血流應(yīng)當(dāng)易于與健康血流區(qū)分開(kāi)來(lái)。然而實(shí)際上，由于來(lái)自房室血流的亮度水平非常高，使得即使在梗死的情況下也難于識(shí)別心壁內(nèi)的血流。這種情形在圖6中表示，圖6是表示具有氣泡的典型圖像201的示意圖，其示出心肌(MC)203和左心室(LV)205。
在本領(lǐng)域中，人們已試圖研制使房室血流與心肌組織中的血流區(qū)分開(kāi)的方法。例如，US5,800,357(Witt等人)公開(kāi)了一種用于區(qū)分組織血流與房室血流的的超聲多普勒功率成像系統(tǒng)。在其所描述的該方法中，采用濾波器篩出房室血流。然而，Witt等人未考慮對(duì)照劑。Witt等人所公開(kāi)的技術(shù)中也未應(yīng)用于灌注研究，因?yàn)闆](méi)有對(duì)照劑的常規(guī)多普勒系統(tǒng)不能檢測(cè)微循環(huán)中的血流。此外還注意到，與灌注相關(guān)的速度比與房室壁相關(guān)的速度更低。然而，Witt等人所公開(kāi)的該方法僅依賴于通過(guò)向以不同速度移動(dòng)的散射體施加不同的屏障濾波來(lái)區(qū)分微循環(huán)中的血流速度，從而只顯示大于一定直徑且具有可由常規(guī)多普勒技術(shù)檢測(cè)到的速度的血管。此外，Witt等人未考慮圖像分割。然而，優(yōu)選采用類似于其它廣泛采用的成像技術(shù)的生成圖像技術(shù)，例如，單正電子發(fā)射斷層攝影術(shù)(SPECT)，因?yàn)榕R床醫(yī)生只需極少的進(jìn)一步培訓(xùn)或不需要進(jìn)一步的培訓(xùn)就能夠利用該圖像進(jìn)行工作。
因此在本領(lǐng)域中需要克服這些缺陷的用于進(jìn)行灌注研究的方法和裝置。特別地，本領(lǐng)域中需要用于在組織上，例如在心肌組織上進(jìn)行灌注研究的方法和裝置，這些方法和裝置能夠解決從周圍環(huán)境中的成像氣泡產(chǎn)生的對(duì)照問(wèn)題，且能夠生成類似于由其它成像技術(shù)，如SPECT所產(chǎn)生的圖像和再現(xiàn)圖像。在此公開(kāi)的方法和裝置滿足的這些和其它需求。
在一個(gè)方面，提供一種在心肌組織上進(jìn)行灌注研究的方法。根據(jù)該方法，在靜脈注射微氣泡對(duì)照劑后，向患者發(fā)射超聲脈沖，并接收從對(duì)應(yīng)于患者心肌組織血流和房室血流的從血液反射回來(lái)的回波。將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成基本上僅對(duì)應(yīng)于心肌灌注的圖像數(shù)據(jù)。該轉(zhuǎn)換可例如通過(guò)以下方式完成(a)將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成第一組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)，由該組信號(hào)可檢測(cè)房室內(nèi)的血液，(b)將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成第二組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)，由該組信號(hào)可檢測(cè)房室和心肌組織的血液，和(c)從第二數(shù)據(jù)組消除在位置上對(duì)應(yīng)于在第一組中生成回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)的特征的回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)。
在另一方面，創(chuàng)建包含房室和肌肉中血液速度信息的圖像。該圖像還包括血液速度實(shí)際為零(不動(dòng))的非常小的血管(毛細(xì)血管)。采用象脈沖倒置(Pulse Inversion)或功率調(diào)制(Power Modulation)這樣的非線性成像技術(shù)對(duì)毛細(xì)血管內(nèi)較慢速運(yùn)動(dòng)血液進(jìn)行檢測(cè)。則通過(guò)去除比臨界速度運(yùn)動(dòng)快的目標(biāo)而使最終圖像只顯示慢速運(yùn)動(dòng)(或不運(yùn)動(dòng))的血液，這導(dǎo)致顯示器上只顯示心肌血液而不顯示房室血液。
在另一方面，提供一種用于進(jìn)行心肌組織上的灌注研究的裝置。該裝置包括適于向患者發(fā)射超聲脈沖的發(fā)射器，適于接收對(duì)應(yīng)于所述患者體內(nèi)心肌組織血液和房室血液的所述超聲脈沖的回波的接收器，和適于將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成基本上僅對(duì)應(yīng)于心肌血流的圖像數(shù)據(jù)的處理器。該處理器優(yōu)選適于將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成第一組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)，由該組信號(hào)可檢測(cè)房室內(nèi)的血液，且該處理器還優(yōu)選適于將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成第二組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)，由該組信號(hào)可檢測(cè)房室和心肌組織內(nèi)的血液。該處理器還優(yōu)選適于從第二數(shù)據(jù)組消除在位置上對(duì)應(yīng)于在第一組內(nèi)生成回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)的特征的回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)。
在此的這些和其它方面的教導(dǎo)在下面進(jìn)行更詳細(xì)的描述。


圖1是可用于實(shí)施在此描述的方法的超聲裝置的圖解；圖2是示出圖1所示類型裝置的功能元件的示意圖；圖3是超聲成像處理的圖解；圖4是圖3所示像素的圖解；圖5是表示在此所公開(kāi)類型的圖像分割方案的邏輯處理流程圖；圖6是心肌灌注研究的圖解，其中對(duì)心肌和左心室中的微氣泡進(jìn)行成像；圖7是心肌灌注研究的圖解，其中只對(duì)左心室中的微氣泡進(jìn)行成像；和圖8是心肌灌注研究的圖解，其中只對(duì)心肌中的微氣泡進(jìn)行成像。
在此提供了在心肌組織和其它對(duì)象上進(jìn)行灌注研究的方法和裝置。這些方法和裝置克服了從待成像組織周圍環(huán)境中氣泡成像產(chǎn)生的一類對(duì)照問(wèn)題。這通過(guò)新穎的圖像數(shù)據(jù)分割方案(包括速度分割方案)和圖像數(shù)據(jù)減法方案來(lái)完成，這些方案產(chǎn)生不含與周圍環(huán)境有關(guān)的成像信息的圖像，且尤其不含來(lái)自房室的成像信息。所得到的圖像類似于由核單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層攝影術(shù)(SPECT)獲得的圖像。因此，熟悉SPECT的臨床醫(yī)生易于讀懂由這些技術(shù)生成的圖像，從而這些臨床醫(yī)生只需進(jìn)行較少或無(wú)需進(jìn)行額外訓(xùn)練就能根據(jù)這些圖像進(jìn)行工作。
在此公開(kāi)的方法和裝置的優(yōu)選實(shí)施例以及這些方法和裝置的優(yōu)點(diǎn)通過(guò)參照附圖1-8而得到最好的理解，其中相同的標(biāo)記在不同附圖中用于表示相同和相應(yīng)部件。
圖1示出可用于實(shí)施在此公開(kāi)的方法的超聲成像系統(tǒng)10的簡(jiǎn)化框圖。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)懂得，如圖1所示的超聲成像系統(tǒng)10和此后所描述的其操作是要通用地表示這類系統(tǒng)，任何具體系統(tǒng)可明顯不同于圖1所示的系統(tǒng)，尤其是在構(gòu)造細(xì)節(jié)方面和在這種系統(tǒng)的操作方面。因此，超聲成像系統(tǒng)10應(yīng)當(dāng)被認(rèn)為是說(shuō)明性和示范性的，而不是對(duì)在此描述的方法和裝置或所附的權(quán)利要求書起限制作用。
超聲成像系統(tǒng)10通常包括超聲單元12和所連接的換能器14。換能器14包括空間定位接收器(或簡(jiǎn)稱“接收器”)16。超聲單元12集成在空間定位發(fā)射器(簡(jiǎn)稱“發(fā)射器”)18和相關(guān)控制器20內(nèi)。控制器20通過(guò)提供定時(shí)和控制功能來(lái)提供全部系統(tǒng)控制。如將在下面所討論的，控制程序包括修改接收器16的操作以生成體積測(cè)量超聲圖像的各種程序，體積測(cè)量超聲圖像包括活動(dòng)實(shí)時(shí)圖像、先前記錄的圖像或者用于觀察和分析的暫?；騼鼋Y(jié)圖像。
超聲單元12還設(shè)有用于控制超聲發(fā)射和接收的成像單元22和用于在監(jiān)視器(見(jiàn)圖2)上生成顯示的圖像處理單元24。圖像處理單元24包含再現(xiàn)三維圖像的程序。發(fā)射器18優(yōu)選位于超聲單元12的上部以獲得向接收器16的清晰發(fā)射。雖然未具體說(shuō)明，在此所描述的超聲單元可以構(gòu)造成車載形式。
在手畫成像期間，用戶在對(duì)象25上以受控運(yùn)動(dòng)移動(dòng)換能器14。超聲單元12結(jié)合由成像單元22產(chǎn)生的圖像數(shù)據(jù)和由控制器20產(chǎn)生的位置數(shù)據(jù)以生成適于在監(jiān)視器(見(jiàn)圖2)上再現(xiàn)的數(shù)據(jù)矩陣。超聲成像系統(tǒng)10采用通用處理器和PC類結(jié)構(gòu)使圖像再現(xiàn)過(guò)程與圖像處理功能集成在一起。另一方面，可以采用ASIC來(lái)實(shí)行拼接和再現(xiàn)。
圖2是可用于實(shí)現(xiàn)在此所描述方法的超聲系統(tǒng)的框圖30。圖2所示超聲成像系統(tǒng)設(shè)置成采用脈沖發(fā)生電路，但同樣可設(shè)置成采用任意波形操作。超聲成像系統(tǒng)10采用適于合并標(biāo)準(zhǔn)個(gè)人計(jì)算機(jī)(“PC”)類型部件的中央體系結(jié)構(gòu)并包括發(fā)射器14，發(fā)射器14基于來(lái)自發(fā)射器28的信號(hào)，以已知的方式通過(guò)一定角度掃描超聲束。由換能器14檢測(cè)背散射信號(hào)，即回波，并通過(guò)接收/發(fā)射開(kāi)關(guān)32依次向信號(hào)調(diào)節(jié)器34和束形成器36饋送信號(hào)。換能器14包括優(yōu)選設(shè)置成可操縱二維陣列的元件。信號(hào)調(diào)節(jié)器34接收背散射超聲信號(hào)并在它們被饋送到束形成器36之前通過(guò)放大和形成電路來(lái)調(diào)節(jié)這些信號(hào)。在束形成器36中，超聲信號(hào)被轉(zhuǎn)換成數(shù)字值并根據(jù)來(lái)自沿超聲束方位上的點(diǎn)的背散射信號(hào)幅度設(shè)置成數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值“行”。
束形成器36向?qū)Ｓ眉呻娐?ASIC)38饋送數(shù)字值，該專用集成電路包括將數(shù)字值轉(zhuǎn)換成更易于送到監(jiān)視器40上進(jìn)行視頻顯示的形式所需的主要處理模塊。前端數(shù)據(jù)控制器42從束形成器36接收數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值行并在接收時(shí)緩沖緩沖器44區(qū)域內(nèi)的每行。在積聚數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值行后，前端數(shù)據(jù)控制器42通過(guò)總線46向共享中央處理單元(CPU)48發(fā)送中斷信號(hào)。CPU 48執(zhí)行控制過(guò)程50，該過(guò)程包括可操作地使ASIC38內(nèi)的每個(gè)處理模塊能夠進(jìn)行各個(gè)異步操作。更具體地，當(dāng)接收到中斷信號(hào)時(shí)，CPU 48向隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)控制器52饋送數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值行以使其存儲(chǔ)到構(gòu)成統(tǒng)一共享存儲(chǔ)器的隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)54內(nèi)。RAM 54還存儲(chǔ)CPU 48的指令和數(shù)據(jù)，包括數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值行和在ASIC38內(nèi)各模塊之間傳輸?shù)臄?shù)據(jù)，這些全部在RAM控制器52的控制下。
如上所述，換能器14包括與發(fā)射器28聯(lián)合操作以產(chǎn)生位置信息的接收器16。該位置信息提供到(或創(chuàng)建自)以已知方式輸出位置數(shù)據(jù)的控制器20。與數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值的存儲(chǔ)協(xié)作，位置數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在(在CPU 48的控制下)RAM 54中。
控制過(guò)程50控制前端定時(shí)控制器45以向發(fā)射器28、信號(hào)調(diào)節(jié)器34、束形成器36和控制器20輸出定時(shí)信號(hào)，從而使它們的操作與ASIC38內(nèi)的模塊操作同步。前端定時(shí)控制器45還發(fā)出控制總線46的操作和ASIC 38內(nèi)各種其它功能的定時(shí)信號(hào)。
如前所述，控制過(guò)程50將CPU 48設(shè)置成使前端數(shù)據(jù)控制器44能夠?qū)?shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值行和位置信息移動(dòng)到RAM控制器52內(nèi)，在此將它們存儲(chǔ)在RAM 54內(nèi)。由于CPU 48控制數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值行的傳輸，它會(huì)檢測(cè)至何時(shí)整幀圖像已存儲(chǔ)在RAM 54中。此時(shí)，CPU 48由控制過(guò)程50設(shè)置并識(shí)別出已獲得由掃描轉(zhuǎn)換器58操作的數(shù)據(jù)。此時(shí)，CPU 48因此通知掃描轉(zhuǎn)換器58它可以訪問(wèn)來(lái)自RAM 54的數(shù)據(jù)幀以進(jìn)行處理。
為訪問(wèn)RAM 54內(nèi)的數(shù)據(jù)(通過(guò)RAM控制器52)，掃描轉(zhuǎn)換器58中斷CPU 48以從RAM 54請(qǐng)求數(shù)據(jù)幀行。而后將該數(shù)據(jù)傳送到掃描轉(zhuǎn)換器58的緩沖器60并變換成基于X-Y坐標(biāo)系的數(shù)據(jù)。當(dāng)該數(shù)據(jù)與來(lái)自控制器20的位置數(shù)據(jù)結(jié)合時(shí)，就得出X-Y-Z坐標(biāo)系內(nèi)的數(shù)據(jù)矩陣。對(duì)于4-D(X-Y-Z-時(shí)間)數(shù)據(jù)可采用四維矩陣。對(duì)于來(lái)自RAM54的后續(xù)圖像幀數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)值重復(fù)該處理。所得到的經(jīng)處理數(shù)據(jù)通過(guò)RAM控制器52返回到RAM 54作為顯示數(shù)據(jù)。該顯示數(shù)據(jù)通常與由束形成器36產(chǎn)生的數(shù)據(jù)分開(kāi)存儲(chǔ)。CPU 48和控制過(guò)程50通過(guò)上述中斷過(guò)程檢測(cè)掃描轉(zhuǎn)換器58的操作是否完成。視頻處理器62，如MITSUBISHIVOLUMEPRO系列卡，中斷CPU 48，CPU 48通過(guò)從RAM 54向與視頻處理器64相連接的緩沖器62饋送視頻數(shù)據(jù)行進(jìn)行響應(yīng)。視頻處理器64采用視頻數(shù)據(jù)將三維體積測(cè)量超聲圖像在監(jiān)視器40上再現(xiàn)為二維圖像。
圖3概念性地示出用于獲得如在此所描述的圖像的處理，其以超聲傳播開(kāi)始，一直繼續(xù)到在計(jì)算機(jī)監(jiān)視器40上顯示體積測(cè)量超聲圖像。在圖3所示實(shí)施例中，存在與單個(gè)頂點(diǎn)68相關(guān)聯(lián)的切片66，然而在別的方面是分離的。切片66中的每個(gè)掃描線70在其它切片中具有匹配(或“索引”)掃描線。優(yōu)選地，具有相同橫向位置的掃描線70橫跨該組切片彼此相匹配。實(shí)現(xiàn)此目的的一種方式是通過(guò)將一個(gè)切片內(nèi)的每個(gè)掃描線按順序編號(hào)來(lái)給這些掃描線編索引，在這種情況下，具有相同索引值的掃描線70可以容易地相匹配。
為再現(xiàn)體積測(cè)量三維圖像，每組相匹配的掃描線68上的數(shù)據(jù)點(diǎn)采用另外的程序進(jìn)行線性合并。換句話說(shuō)，切片組中的每個(gè)切片在高度方向累積以生成子序列顯示的合成切片。優(yōu)選地，但非必要地，對(duì)每個(gè)切片內(nèi)的數(shù)據(jù)點(diǎn)例如通過(guò)采用乘法和累積程序(也稱為“MAC”程序)以逐行為基礎(chǔ)進(jìn)行加權(quán)。
圖3還示出采用體積測(cè)量超聲處理所進(jìn)行的例如人類心臟72的超聲數(shù)據(jù)處理，其中在此所公開(kāi)的方法對(duì)該處理具有特別有益的應(yīng)用。在這種處理中，可采用活動(dòng)三維超聲體系結(jié)構(gòu)，其瞬時(shí)處理通過(guò)采用換能器14而產(chǎn)生的來(lái)自切片66的數(shù)據(jù)以生成數(shù)據(jù)的體素矩陣74。通過(guò)采用強(qiáng)大的巨型計(jì)算機(jī)體系結(jié)構(gòu)，如由Philips Medical Systems制造的SONOS 7500系統(tǒng)，體素矩陣72在較短時(shí)間內(nèi)(通常50毫秒)處理流動(dòng)的三維超聲數(shù)據(jù)。該處理的超聲數(shù)據(jù)而后可顯現(xiàn)在監(jiān)視器40的屏幕上以實(shí)時(shí)顯示振動(dòng)的超聲物體76。
可利用在此所公開(kāi)方法的如SONOS 7500G之類的三維系統(tǒng)采用換能器14進(jìn)行操作，換能器14包括3000元件陣列，且與微處理器相連，該微處理器采用先進(jìn)的但仍以PC為基礎(chǔ)的計(jì)算機(jī)平臺(tái)以及允許交互作用的圖像控制專用軟件和易于使用的操作者界面來(lái)處理數(shù)據(jù)。3000元件陣列將關(guān)于超聲物體，如心臟的數(shù)據(jù)捕獲成體積。通過(guò)聯(lián)合被蝕刻以具有所需要數(shù)目晶體的換能器晶體和有效觸發(fā)換能器元件的微處理器電路，在此所公開(kāi)的方法可采用的超聲成像系統(tǒng)利用超過(guò)150個(gè)計(jì)算機(jī)板的計(jì)算功率作為動(dòng)力。
處理體系結(jié)構(gòu)包括能夠?qū)崟r(shí)產(chǎn)生體積數(shù)據(jù)的硬件和軟件。該基于PC的技術(shù)支持即時(shí)顯示三維圖像。采用該技術(shù)，超聲成像系統(tǒng)向SONOS7500主幀束形成器施加3000通道以進(jìn)行實(shí)時(shí)掃描。三維掃描轉(zhuǎn)換器58以超過(guò)每秒0.3千兆體素的速率進(jìn)行處理以生成振動(dòng)超聲74的圖像76。
因此，在此公開(kāi)的方法可用于三維活動(dòng)超聲成像和顯示處理以增強(qiáng)已知的超聲波心動(dòng)描記術(shù)的分析和診斷。在此所公開(kāi)的方法所采用的系統(tǒng)具有在采集數(shù)據(jù)后立即產(chǎn)生和顯示跳動(dòng)心臟的三維圖像的能力。然而，雖然不是優(yōu)選的，在此所公開(kāi)的方法也可用于其它所謂的實(shí)時(shí)三維系統(tǒng)，這些系統(tǒng)可能需要數(shù)秒來(lái)采集數(shù)據(jù)并需要額外的時(shí)間來(lái)將其重建成三維超聲顯示。在這類系統(tǒng)中，可對(duì)導(dǎo)致心臟三維超聲圖像的數(shù)據(jù)采集進(jìn)行門控以對(duì)心電圖和呼吸進(jìn)行分析和診斷。
在此所公開(kāi)的方法中可利用各種成像技術(shù)來(lái)創(chuàng)建圖像數(shù)據(jù)。這些技術(shù)包括脈沖倒置(PI)、功率脈沖倒置(PPI)和功率調(diào)制(PM)。在常規(guī)諧波成像中，限制帶寬以試圖減少發(fā)射信號(hào)和所接收的諧波信號(hào)之間的重疊。上述技術(shù)通過(guò)減去而非濾除基波信號(hào)來(lái)避免了這些帶寬限制。因此，可采用較大帶寬，其對(duì)于對(duì)照劑具有較高分辨率和增加的靈敏度。PI采用例如180°相移的兩個(gè)脈沖。任何對(duì)正負(fù)壓力同等響應(yīng)的靜止線性目標(biāo)將會(huì)被無(wú)效掉，而不對(duì)稱氣泡振動(dòng)將會(huì)被增強(qiáng)。在無(wú)濾波的情況下減去回波的線性分量，然而增加了非線性分量。
圖5示出在此所描述的成像處理的一個(gè)廣義實(shí)施例。根據(jù)該方法，超聲脈沖發(fā)射111到已注入微氣泡對(duì)照劑的患者體內(nèi)。接收113對(duì)應(yīng)于患者體內(nèi)心肌組織血液和房室血液的一系列回波。而后將這些回波轉(zhuǎn)換115成基本上只對(duì)應(yīng)于心肌灌注的圖像數(shù)據(jù)。而后，可在不受房室遮掩的情況下研究心肌組織的特性。則所得到的圖像類似于由核成像所獲得的圖像。
示出的成像處理類型可以各種方式實(shí)現(xiàn)。實(shí)現(xiàn)該處理的一個(gè)通用方法是通過(guò)圖像數(shù)據(jù)分割，其包括速度分割。實(shí)現(xiàn)該處理的另一個(gè)通用方法是通過(guò)圖像數(shù)據(jù)相減。這些方法將在下面進(jìn)行更詳細(xì)的描述。
在圖像數(shù)據(jù)分割方法中，確定房室(例如左心室)的位置，且不顯示對(duì)應(yīng)于來(lái)自該區(qū)域血流的回波。在此描述了實(shí)現(xiàn)該方法的兩個(gè)特定方法，雖然本領(lǐng)域技術(shù)人員將會(huì)理解，這些方法的特定變型和修改也是可采用的。
在根據(jù)該方法的第一方法中，通過(guò)以2D回波模式顯示心肌(而非房室)內(nèi)血液來(lái)完成圖像數(shù)據(jù)分割。在這種方法中，處理左心室乳濁化(LVO)數(shù)據(jù)?？捎糜谔幚碓摂?shù)據(jù)的技術(shù)包括，但不限于，多普勒方案或非線性方案，如脈沖倒置(PI)。LVO數(shù)據(jù)而后用于確定房室的位置。然后處理灌注和LVO數(shù)據(jù)。這可例如通過(guò)采用如脈沖倒置之類的非線性方案來(lái)完成，雖然該方法不限于采用該種方案。最后，只基于不是來(lái)源于對(duì)應(yīng)于所確定的房室位置的物理位置的數(shù)據(jù)顯示圖像。
在根據(jù)該方法的第二方法中，通過(guò)以疊加模式(也就是，如通過(guò)功率多普勒一類的模式)顯示心肌(而非房室)內(nèi)的血液來(lái)完成圖像數(shù)據(jù)分割。這可通過(guò)產(chǎn)生灰度級(jí)圖像(基波或諧波)以確定該圖像平面的位置并引導(dǎo)臨床醫(yī)生選擇正確平面來(lái)完成。而后可采用上述第一方法中的步驟來(lái)生成疊加彩色圖像。
在圖像數(shù)據(jù)相減方法中，按照方程I的算法采用比例因子w從總數(shù)據(jù)(LV+MC)中減去房室(LV)數(shù)據(jù)(LV+MV)-w*LV(方程I)在此描述了實(shí)施該方法的兩個(gè)具體方法，雖然本領(lǐng)域技術(shù)人員將會(huì)理解，也可對(duì)這些方法進(jìn)行變更或修改。
在根據(jù)該方法的第一方法中，通過(guò)以2D回波模式顯示心肌(而非房室)內(nèi)血液來(lái)完成圖像數(shù)據(jù)相減。在這種方法中，處理左心室乳濁化(LVO)數(shù)據(jù)。可用于處理該數(shù)據(jù)的技術(shù)包括，但不限于，多普勒方案或非線性方案，如脈沖倒置(PI)。然后處理LVO和灌注數(shù)據(jù)。這可以例如通過(guò)使用諸如脈沖倒置(P I)的非線性方案來(lái)實(shí)現(xiàn)，盡管該方法不局限于使用這種方案。經(jīng)處理的LVO數(shù)據(jù)乘以比例“w”，而后根據(jù)方程1被從合并的經(jīng)處理的LVO/灌注數(shù)據(jù)中減去。
作為第一方法的實(shí)例，考慮采用一系列脈沖的情況。則發(fā)射脈沖倒置序列，其具有發(fā)射值-1，1，-1。接收LVO的脈沖序列A，其為1，0，-1(這是多普勒方案)。接收(MC+LVO)的脈沖序列B，其為1，2，1(這是非線性方案)。最后結(jié)果為序列C，這里C由方程1給出為C＝B-wA，其中w是用戶控制權(quán)重。
在根據(jù)該方法的第二方法中，通過(guò)以疊加模式(也就是，如通過(guò)功率多普勒一類的模式)顯示心肌(而非房室)內(nèi)的血液來(lái)完成圖像數(shù)據(jù)相減。這可通過(guò)產(chǎn)生灰度級(jí)圖像(基波或諧波)以確定該圖像平面的位置并引導(dǎo)臨床醫(yī)生選擇正確平面來(lái)完成。而后可采用上述第一方法中的步驟來(lái)生成疊加彩色化圖像。
在上述疊加方案的變型中，第一組圖像數(shù)據(jù)可以由2-3脈沖多普勒產(chǎn)生。該圖像數(shù)據(jù)可具較低動(dòng)態(tài)范圍，從而實(shí)現(xiàn)較平滑外觀以使房室具有較均勻圖像以用于圖像分割目的。而后可基于灰度級(jí)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行彩色圖像分割。在一些實(shí)施例中，該方法可用于重合成像中，也就是對(duì)回波(灰度級(jí))圖像數(shù)據(jù)和彩色圖像幅度采用相同的發(fā)射序列。在這種方案中一個(gè)可能的五脈沖序列的實(shí)例如下發(fā)射權(quán)重1，-1，1，-1，1回波接收權(quán)重0.25，0，-0.5，0，0.25彩色接收權(quán)重0.0625，0.25，0.375，0.25，0.0625回波處理將導(dǎo)致其中只顯示房室的圖像，且其中彩色處理將導(dǎo)致其中顯示房室和心肌的圖像。從回波圖像中找到房室的位置且將其用于分割彩色圖像或從彩色圖像中減去以去除房室。
還可根據(jù)在此所給出的教導(dǎo)通過(guò)單一圖像模式實(shí)現(xiàn)圖像分割。在該模式中，采用單一圖像數(shù)據(jù)集，如RF數(shù)據(jù)集，實(shí)現(xiàn)圖像分割。這通過(guò)對(duì)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行不止一次處理來(lái)完成。上述5脈沖方案可用于此目的。然而，在此描述三脈沖序列以表明所討論的方法不限于固定數(shù)目脈沖發(fā)射權(quán)重 1，-1，1，組A接收權(quán)重 1，0，-1(功率多普勒信號(hào))組B接收權(quán)重 0.25，0.5，0.25(二次諧波信號(hào))用不同權(quán)重對(duì)所接收的信號(hào)進(jìn)行兩次處理以每次提取不同信息。在該實(shí)例中，組A只顯示房室氣泡信息，因而對(duì)應(yīng)于圖7所示的情形，其中圖像211只包含LV腔205數(shù)據(jù)。組B顯示房室氣泡信號(hào)和心肌組織信息，因而對(duì)應(yīng)于圖6所示情形。為均衡房室內(nèi)的信號(hào)，可向帶A施加權(quán)重w。這樣，通過(guò)根據(jù)方程1用算子Φ(A，B)＝B-wA在圖像數(shù)據(jù)上進(jìn)行運(yùn)算，就可去除對(duì)應(yīng)于房室氣泡信息的信號(hào)。這種情形在圖8中示出，其中圖像221只包含MC 203數(shù)據(jù)。
在此已提供了在心肌組織和其它這類對(duì)象上進(jìn)行灌注研究的方法和裝置。這些方法和裝置通過(guò)新穎的圖像分割方案克服了從待成像組織周圍環(huán)境中的氣泡成像產(chǎn)生的對(duì)照問(wèn)題，該圖像分割去除了與周圍環(huán)境相關(guān)的成像信息，尤其來(lái)自房室的成像信息。所得到的圖像基本上僅顯示心肌灌注，其類似于在核單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層攝影術(shù)(SPECT)中獲得的圖像。
本發(fā)明的上述描述是舉例說(shuō)明性的，并不是要起限制作用。因此應(yīng)當(dāng)理解，在不偏離本發(fā)明的范圍的情況下，可對(duì)上述實(shí)施例進(jìn)行各種添加、刪減和修改。因此本發(fā)明的范圍應(yīng)當(dāng)只參照所附的權(quán)利要求書來(lái)解釋。
權(quán)利要求
1.一種采用對(duì)照劑在心肌組織上進(jìn)行灌注的研究的方法，包括以下步驟向患者發(fā)射超聲脈沖并接收對(duì)應(yīng)于心肌組織內(nèi)和房室內(nèi)血液的超聲脈沖回波；確定哪些超聲回波對(duì)應(yīng)于房室內(nèi)的血液；和創(chuàng)建僅基于那些不對(duì)應(yīng)于房室內(nèi)血液的超聲回波的圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中創(chuàng)建僅基于那些不對(duì)應(yīng)于房室內(nèi)血液的超聲回波的圖像的步驟包括以下步驟將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成第一組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)，由該信號(hào)可確定房室內(nèi)的血液；和將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成第二組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)，由該信號(hào)可確定房室內(nèi)和心肌組織內(nèi)的血液。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成僅對(duì)應(yīng)于心肌組織內(nèi)血液的圖像數(shù)據(jù)的步驟還包括以下步驟從第二數(shù)據(jù)組中消除在位置上對(duì)應(yīng)于在第一組內(nèi)生成回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)的特征的回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，還包括以下步驟基于所述第一和第二組數(shù)據(jù)信號(hào)創(chuàng)建圖像，其中所述第一組數(shù)據(jù)信號(hào)用于從圖像中消除在位置上對(duì)應(yīng)于在第一組中生成回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)的特征的回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中第一組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)選自包括基波灰度級(jí)圖像數(shù)據(jù)信號(hào)和諧波灰度級(jí)圖像數(shù)據(jù)信號(hào)的組，且其中第二組回波圖形數(shù)據(jù)通過(guò)選自包括PPI和PM的組的方法推導(dǎo)得出。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中第二組回波圖形數(shù)據(jù)以彩色模式顯示。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中采用彩色書寫優(yōu)先從圖像中消除在位置上對(duì)應(yīng)于在第一組內(nèi)生成回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)的特征的回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中第一組回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)為2-3脈沖多普勒信號(hào)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中RF數(shù)據(jù)包括對(duì)應(yīng)于功率多普勒信號(hào)的第一組數(shù)據(jù)點(diǎn)和對(duì)應(yīng)于功率多普勒信號(hào)二次諧波的第二組數(shù)據(jù)點(diǎn)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中第一組數(shù)據(jù)點(diǎn)基本上僅對(duì)應(yīng)于房室血液。
11.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中第一組數(shù)據(jù)點(diǎn)基本上對(duì)應(yīng)于房室血液和心肌組織血液。
12.一種適于實(shí)施權(quán)利要求1的方法的軟件程序，所述程序布置在有形介質(zhì)中。
13.一種用于在心肌組織上進(jìn)行灌注研究的裝置，包括適于向患者發(fā)射超聲脈沖的發(fā)射器；適于接收對(duì)應(yīng)于所述患者體內(nèi)心肌組織血液和房室血液的所述超聲脈沖的回波的接收器；和適于將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成基本上僅對(duì)應(yīng)于心肌血液的圖像數(shù)據(jù)的處理器。
14.根據(jù)權(quán)利要求14所述的裝置，其中所述處理器適于從第二數(shù)據(jù)組消除在位置上對(duì)應(yīng)于在第一組內(nèi)生成回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)的特征的回波圖形數(shù)據(jù)信號(hào)。
15.一種采用對(duì)照劑在心肌組織上進(jìn)行灌注研究的方法，包括以下步驟向患者發(fā)射超聲脈沖；接收對(duì)應(yīng)于患者心肌組織和房室內(nèi)血液的超聲脈沖回波；和將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換成基本上僅對(duì)應(yīng)于心肌灌注的圖像數(shù)據(jù)。
全文摘要
提供一種采用對(duì)照劑在心肌組織上進(jìn)行灌注研究的方法和裝置。根據(jù)該方法，向患者體內(nèi)發(fā)射(111)超聲脈沖，并接收對(duì)應(yīng)于所述患者體內(nèi)心肌組織血液和房室內(nèi)血液的超聲脈沖回波。將所接收的超聲回波轉(zhuǎn)換(115)成基本上僅對(duì)應(yīng)于心肌灌注的圖像數(shù)據(jù)。
文檔編號(hào)A61B8/14GK1913832SQ200580003144
公開(kāi)日2007年2月14日 申請(qǐng)日期2005年1月21日 優(yōu)先權(quán)日2004年1月26日
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