專利名稱：利用時間參數(shù)造影圖像的超聲病變識別的制作方法
利用時間參數(shù)造影圖像的超聲病變識別本發(fā)明涉及醫(yī)學診斷超聲系統(tǒng)，并且具體涉及執(zhí)行造影增強的成像研究以識別并表征諸如肝臟腫瘤的病變的超聲系統(tǒng)。數(shù)年以來，超聲造影劑已經(jīng)被用于通過藥劑對血流提供的增強效果來診斷疾病狀態(tài)。血細胞非常小并且是超聲的不良反射體，從而一般為超聲成像提供很少的信息。然而， 血流中的微泡造影劑對超聲具有很高的反射性，從而能夠極大地增強血流特性的圖像。造影劑的一種用途是識別由心臟病發(fā)作所導致的缺血組織。缺血并且缺乏血液流動的組織將表現(xiàn)為比造影劑良好灌注的周圍正常心肌組織更暗。在這種情況下，亮度或信號幅度是疾病狀態(tài)的指標。由于造影劑可以以團注方式被施加，并且也可以被相對強的超聲分裂并被允許重新灌注組織，因此造影劑到達和離開的時間特性也可以被測量并用于診斷。一種常用度量是如美國專利5，833，613 (Averkiou等人)所描述的造影劑到達和離開的時間_強度曲線。可以針對被灌注組織的圖像中的每一點計算時間-強度曲線，并且可以以灰度陰影或彩色編碼顯示針對每個圖像點的每條曲線的一個或多個參數(shù)，以形成如美國專利 6，692，438 (Skyki等人)所描述的灌注參數(shù)圖像。這些參數(shù)包括曲線的峰值和斜率，每個參數(shù)指示組織灌注的不同特性。一般通過測量由造影劑在其流入和流出組織的微脈管系統(tǒng)時返回的信號來計算灌注曲線。然后造影劑的量的上升和下降的這些測量值被擬合成曲線，諸如由Gamma-變量曲線模型定義的曲線A* (x-t0) *exp (- β * (x_t0)) +C,其中A是曲線峰值，、是造影劑開始增加的時間，β是曲線上升的斜率，且χ是造影劑的量的瞬時測量值。這些時間和強度表示向受過訓練的臨床醫(yī)生提供組織被灌注的方式的指示。已知的是，病變將發(fā)展出其自身的獨特微脈管系統(tǒng)以向諸如癌性病變的病理提供血流。因此時間-強度曲線的參數(shù)已經(jīng)被用于試圖首先識別病變且然后將該病變與周圍的正常組織區(qū)分開。可以完成這一工作的一種方式是計算病變和正常組織的灌注曲線參數(shù)并對其進行參數(shù)成像，然后比較這些結(jié)果。這類測量和比較已經(jīng)被與變化的結(jié)果一起使用以識別和區(qū)分病變的面積、形狀和尺寸。然而不同的參數(shù)可能給出不同的結(jié)果，并且組合不同的參數(shù)還可能得到另一組結(jié)果。于是臨床醫(yī)生面臨著評價這些不同結(jié)果的挑戰(zhàn)，并且可能必須做出其自身對病變的位置、尺寸和形狀的定性評價。期望在造影劑檢查中更明確地定位病變，特別是其邊界可以被精確定位以用于后續(xù)的治療程序，諸如溫熱療法或射頻消融療法。根據(jù)本發(fā)明的原理，描述一種診斷超聲系統(tǒng)和方法，其使得用戶能夠在造影劑檢查中定量地識別和描繪病變及其界線。針對圖像中的不同點計算灌注曲線。每個曲線被劃分成包括時間片段的參數(shù)隨著造影劑灌注組織位置的沖入時間、隨著造影劑保持其組織灌注最大量時的增強時間以及隨著造影劑沖出組織位置時的沖出時間。參數(shù)圖像由時間參數(shù)中的一個或多個形成并且被用于定位病變且根據(jù)需要描繪病變的界線。
在附圖中

圖1以框圖形式示出根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲診斷成像系統(tǒng)；圖2示出造影劑時間-強度曲線，其中若干曲線參數(shù)被常規(guī)地用于造影參數(shù)成像；圖3是根據(jù)本發(fā)明的原理形成時間造影參數(shù)圖像的過程的流程圖；圖4示出本發(fā)明的時間造影參數(shù)圖像，其識別肝臟圖像中的病變的位置；圖5示出根據(jù)本發(fā)明分段成三個時間段的造影劑時間-強度曲線；圖6和圖7示出本發(fā)明的時間造影參數(shù)圖像的3D投影，其定義病變的邊界；圖和圖8b示出病變的沖入時段和增強時段的參數(shù)圖像，其識別肝臟圖像中的病變的位置；圖9示出利用圖8a和圖8b的造影參數(shù)圖像對病變進行的邊界跟蹤。首先參考圖1，其以框圖形式示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲系統(tǒng)。超聲探頭12包括發(fā)射和接收超聲脈沖的超聲換能器元件的陣列14。該陣列可以是用于二維成像的一維線性或彎曲陣列，或者可以是用于三維電子束轉(zhuǎn)向的二維換能器元件矩陣。該陣列也可以是由探頭機械地往復掃掠以掃描身體的三維體積的一維陣列。陣列14中的超聲換能器發(fā)射超聲能量并且響應于這一發(fā)射而接收返回的回聲。發(fā)射/接收(“T/R”)開關(guān)22 被耦合到陣列14中的超聲換能器以便在操作的接收期中選擇性地將來自換能器元件的信號耦合到A/D轉(zhuǎn)換器30。換能器陣列被激活以發(fā)射信號的時間可以與內(nèi)部系統(tǒng)時鐘(未示出)同步，或者可以與諸如心動周期的身體機能同步，為此由ECG設備沈提供心動周期波形。當心跳處于由ECG設備沈提供的波形所確定的其周期的期望相位時，探頭被命令采集超聲圖像。來自所發(fā)射的超聲能量的回聲由陣列14的換能器接收，其生成回聲信號，這些回聲信號在系統(tǒng)使用數(shù)字波束形成器時通過T/R開關(guān)22被耦合并且通過模數(shù)(“A/D”)轉(zhuǎn)換器30被數(shù)字化。作為替代，可以使用模擬波束形成器。A/D轉(zhuǎn)換器30以一采樣頻率對所接收的回聲信號進行采樣，該采樣頻率受到由中央控制器觀生成的信號fs的控制。由采樣理論規(guī)定的期望采樣率至少是所接收的通帶的最高頻率的兩倍，并且可能在30-40MHZ 的量級上。高于最小需求的采樣率也是可期望的。對超聲系統(tǒng)的控制和對諸如探頭選擇的用于成像的各種控制設置的控制受到用戶對控制面板20的控制器的操縱的影響，該控制面板被耦合到中央控制器觀并且通過中央控制器觀施加其控制。來自陣列14的各個換能器的回聲信號樣本被延遲并且被波束形成器32疊加以形成相干回聲信號。如美國專利6，013，032 (Savord)和美國專利6，375，617 (Fraser)所描述的，對于通過二維陣列進行的3D成像，優(yōu)選的是將波束形成器劃分成位于探頭內(nèi)的微波束形成器以及系統(tǒng)主機內(nèi)的主波束形成器。然后由數(shù)字濾波器34對數(shù)字相干回聲信號進行濾波。在這一實施例中，發(fā)射頻率和接收頻率是被獨立控制的，從而波束形成器32自由地接收與發(fā)射頻帶不同的頻帶，諸如諧波頻帶。數(shù)字濾波器34對信號進行帶通濾波，并且也可以將頻帶移位到更低的頻率范圍或基帶頻率范圍。例如，該數(shù)字濾波器可以是美國專利 5，833，613 (Averkiou等人)中公開的那類濾波器。來自組織的經(jīng)濾波回聲信號被從數(shù)字濾波器34耦合到B模式處理器36以便進行B模式處理。諸如微泡的造影劑的經(jīng)濾波回聲信號被耦合到造影信號處理器38。例如，如美國專利6，692，438 (Skyba等人)所描述的，造影劑通常被用于更清楚地描繪血管，或者用于執(zhí)行組織的微脈管系統(tǒng)的灌注研究。造影信號處理器38優(yōu)選通過脈沖反演技術(shù)來分離從諧波造影劑返回的回聲，其中通過發(fā)射多個脈沖到圖像位置所產(chǎn)生的回聲被組合以消除基本信號分量并增強諧波分量。例如，在美國專利6，186，950 (Averkiou等人)中描述了一種優(yōu)選的脈沖反演技術(shù)。來自數(shù)字濾波器34的經(jīng)濾波回聲信號還被耦合到用于Doppler處理的Doppler 處理器40以產(chǎn)生速度和/或功率Doppler信號。來自這些處理器的輸出信號可以被掃描轉(zhuǎn)換并顯示為平面圖像，并且還被耦合到用于繪制三維圖像的3D圖像處理器42，這些三維圖像被存儲在3D圖像存儲器44中。可以如美國專利5，720，^lGctiwartz)和美國專利 5，474，073 (Schwartz等人)及5，485，842 (Quistgaard)中描述的那樣執(zhí)行三維繪制，所有這些文獻都以引用的方式合并于此。來自造影信號處理器38、B模式處理器36和Doppler處理器40的二維圖像信號以及來自3D圖像存儲器44的三維圖像信號被耦合到Cineloop 存儲器48，該Cineloop 存儲器針對大量超聲圖像中的每一個存儲圖像數(shù)據(jù)。圖像數(shù)據(jù)優(yōu)選被以集合方式存儲在 Cineloop存儲器48中，其中每個圖像數(shù)據(jù)集對應于在相應時間處獲得的圖像。一組中的圖像數(shù)據(jù)可以被用于顯示一參數(shù)圖像，該參數(shù)圖像示出在心跳期間的相應時間處的組織灌注。存儲在Cineloop存儲器48中的各組圖像數(shù)據(jù)也可以被存儲在諸如磁盤驅(qū)動器或數(shù)字視頻記錄器的永久性存儲設備中以用于稍后分析。在這一實施例中，這些圖像還被耦合到 QLAB處理器50，在此對圖像進行分析并且對圖像的特性進行測量。QLAB處理器是可通過 Philips健康護理超聲系統(tǒng)購買的軟件包，用于各種圖像分析和量化程序。QLAB處理器可以被用于在圖像中對解剖結(jié)構(gòu)的各個方面做出量化測量，諸如對組織界線和通過自動邊界跟蹤所確定的邊界的描繪，如美國專利公開2005-0075567和PCT公開2005/0M898以及下文所描述的。QLAB處理器通過用戶操縱控制面板20的諸如按鈕和跟蹤球的控制器而被控制。由QLAB處理器產(chǎn)生的數(shù)據(jù)和圖像被顯示在顯示器52上，在此用戶可以如下所述通過操作控制面板20的控制器來操縱、注釋和測量所顯示的圖像。圖2示出美國專利5，833，613 (Averkiou等人)中描述的那類時間-強度灌注曲線60。這種灌注曲線60可以由一連串的回聲信號形成，隨著造影劑在時間、到達體內(nèi)的特定點、隨著造影的量累積而上升到最大強度、然后隨著造影劑沖出脈管系統(tǒng)的該點而降低， 從該點采集這些回聲信號?？梢酝ㄟ^將曲線60擬合到如上所述的灌注曲線模型來推導出很多參數(shù)，諸如造影劑首先到達體內(nèi)該點時的時間、、造影劑在體內(nèi)該點處快速積累時與曲線60相切的直線62的斜率s (或β )，以及當造影劑的積累達到其峰值時的曲線的最大點Α。之后，隨著造影劑在體內(nèi)該點處沖出脈管系統(tǒng)并且逐漸被不含造影劑的血液替代，該曲線下傾并且逐漸減小。然后可以由一個或多個所計算的曲線參數(shù)形成參數(shù)圖像。例如， 可以形成解剖結(jié)構(gòu)的圖像，其中在圖像中的每一點處示出最大值Α。這些A值可以用與針對所有曲線計算的A值范圍相聯(lián)合的顏色范圍中的一種顏色來表示。類似地，可以用描述圖像中各點處曲線的差異值β的顏色或諸如(Ι-β)或Α/β的參數(shù)組合來形成參數(shù)圖像。圖3示出根據(jù)本發(fā)明創(chuàng)建時間造影參數(shù)圖像的方法。第一步驟70是隨著造影劑沖入和沖出被檢查的身體區(qū)域而采集超聲圖像數(shù)據(jù)。造影劑可以作為藥劑團被注入患者體內(nèi)，然后其通過血流被運載以最終在數(shù)秒后到達被成像的組織。作為替代，如美國專利5，944，666 (Hossack等人)所述，可以通過用較高強度的超聲周期性地破碎連續(xù)造影劑流來由該連續(xù)造影劑流形成藥劑團，從而該流具有清楚的起點和終點。隨著造影劑沖入和沖出被研究的身體區(qū)域，圖像被采集，從而可疑區(qū)域中的所有點由于造影劑的存在而被快速采樣。所采集的數(shù)據(jù)被存儲以用于分析。作為步驟72，該圖像數(shù)據(jù)被回顧以識別用于分析的感興趣區(qū)域(ROI)。這可以通過在ROI周圍定位或畫出圖形來完成，如圖4的超聲圖像中的框82所示。然后如在步驟74中所述，針對ROI中的各點的信號序列被用在曲線擬合操作中以計算ROI中各點的時間-強度曲線。根據(jù)本發(fā)明的原理，如在步驟76中所示，時間-強度曲線水平被設置，其定義三個連續(xù)的時間段隨著造影劑積累的沖入段，隨著在每一點處維持造影劑的最大水平的增強段，以及隨著造影劑流出ROI各點的沖出段。可以在開始研究之前或者在對時間-強度曲線信息進行后處理的開始時做出這些設置。然后如步驟78所述，可以由各時間段時間中的每一個形成參數(shù)圖像。然后在步驟80中，各時間段的參數(shù)圖像中的一個或多個被用于描繪病變或其界線。圖5示出時間-強度曲線水平的示例，其已經(jīng)根據(jù)步驟76被設置以定義時間-強度曲線60的時間段。在這一示例中，上升或沖入時間段是從曲線60的峰值A的20% (由 63和時間、指示)上升到曲線峰值的80%的水平(由65和時間、指示)的持續(xù)時間。 在造影劑的量在其灌注峰值附近時的增強段是從時間t2處標記為65的峰值80%到67和時間t3處的下傾至峰值90%的持續(xù)時間。下降或沖出段是從67和時間t3處的峰值90% 到69和時間t4處的峰值30%的持續(xù)時間。在這一示例中，、 t2是沖入段，t2 t3是增強段，且t3 t4是沖出段。在肝臟腫瘤的情況下，沖入段發(fā)生在心跳的動脈期，且沖出段發(fā)生在稍后的門脈期。可以由這些時間段參數(shù)形成三個參數(shù)圖像，在一個圖像中每個圖像像素根據(jù)其沖入時間段值被編碼，在另一個圖像中每個像素根據(jù)其增強時間段值被編碼，并且在第三個圖像中每個像素根據(jù)其沖出時間段值被編碼。在構(gòu)建的實施例中，該編碼是通過用來自對應于時間段值范圍的顏色范圍的顏色對每個像素著色來完成的。由于這些值是數(shù)值，因此也可以觀察到每個點的量化。這些圖像和量化幫助臨床醫(yī)生診斷所觀察的病變。正常組織將表現(xiàn)出相對緩慢的沖入(長上升時間段)、緩慢的持續(xù)的增強(長增強時間段)以及緩慢的沖出(長下降時間段)。異常組織的特征在于相對快的沖入(短上升時間段)、快速增強 (短增強時間段)以及快速沖出(短下降時間段)。臨床醫(yī)生可以觀察病變之外的正常組織區(qū)域中的時間段，然后觀察顏色編碼圖像中的可疑病變之內(nèi)的時間段，或者觀察正常或可疑圖像位置處的三個時間段的量化。該比較將指示正常組織與異常組織之間的差異。臨床醫(yī)生還可以使用顏色編碼值或量化值來區(qū)分良性病變和惡性病變。例如，在肝臟中，諸如FNH(局灶性結(jié)節(jié)增生)的良性病變將表現(xiàn)為在動脈期(上升段)是強回聲 (hyper echoic)的(比周圍正常組織更亮)，在增強段是強回聲的，并且在門脈期(下降段)是強回聲的。諸如HCC(肝癌)的惡性病變將表現(xiàn)為在動脈期(上升段)是強回聲的， 在增強段是強回聲的，并且在門脈期(下降段)是低回聲(hypo echoic)的(比周圍正常組織更暗)。另外，良性病變傾向于比惡性病變具有更長的增強時間段和更慢的下降時間段，而惡性病變傾向于比良性病變具有更短的增強時間段和更快的下降時間段。通過在時間段期間對照病變觀察正常組織背景的表現(xiàn)，可以提供對可能的惡性腫瘤的指示。如圖6和圖7所示，三個時間段圖像中的一個或多個可以被用于描繪病變的界線。界線描繪例如在規(guī)劃和評價諸如利用高強度超聲的射頻消融療法或溫熱療法的治療中是有用的。在圖6中，上升時間段圖像的顏色被投影到三維顯示器84中，其中較淺的顏色處于較高的投影水平，較暗的顏色處于較低的投影水平。較亮的顏色被編碼成更多地表征正常組織的緩慢(長)時間段，而較暗的顏色被編碼成更多地表征異常組織的較短時間段。該 3D投影可以被旋轉(zhuǎn)并翻轉(zhuǎn)以評價可疑病變區(qū)域的范圍、程度和變化。然后可以應用閾值化， 以如圖7所示地在選定水平處穿過投影進行切片，以執(zhí)行投影面積的區(qū)域分割。圖7所示的穿過3D投影的切片示出這一示例的病變82的界線和不規(guī)則形狀。作為替代，區(qū)域生長技術(shù)(其尋找均勻特征的相似性)或邊界檢測技術(shù)(其通過組織差異來描繪一區(qū)域)可以被用于分割病變的界線。 圖和圖8b中的每一個示出肝臟的超聲圖像，在其上覆蓋有根據(jù)本發(fā)明形成的病變的參數(shù)圖像的色框90。圖8a的色框包含圖像中具有可疑病變的肝臟區(qū)域的上升時段參數(shù)圖像。圖8b的色框包含相同肝臟區(qū)域的增強時段參數(shù)圖像。每個參數(shù)圖像清楚地示出對病變的描繪，其界線對照色框ROI的正常組織背景被銳利地定義。參數(shù)圖像中的一個或兩個可以被用于圍繞圖9所示的ROI 92中的病變的邊界畫出線94?？梢酝ㄟ^對空間對應的像素取平均、對組合中的像素值有差別地加權(quán)或者計算兩個圖像的中值來覆蓋或組合 ROI圖像。然后閾值化可以被用于定義病變的界線。還可以通過對參數(shù)圖像中的一個或兩個或其組合進行圖像處理來找到病變界線。例如，在病變內(nèi)部的種子點可以被指示并生長以定義病變的面積?？梢允褂猛ㄟ^識別相鄰像素之間的差異性而進行的基于邊界的描繪， 還可以使用利用病變面積的均勻性來對病變的像素分類的基于區(qū)域的識別技術(shù)。如圖9所示，得到的結(jié)果是清楚地描繪的病變界線，其可以被用于針對病理規(guī)劃療法。
權(quán)利要求
1.一種用于識別感興趣區(qū)域中的病變的超聲診斷成像系統(tǒng)，其包括空間數(shù)據(jù)集序列，其檢測灌注所述感興趣區(qū)域的造影劑的量的上升和下降；灌注曲線計算器，其計算在所述感興趣區(qū)域中空間上不同的點處的造影劑灌注的時間-強度曲線；一組時間段描繪值，其根據(jù)每個灌注曲線描繪選自上升時間段、增強時間段和下降時間段的時間段；參數(shù)圖像處理器，其形成所述感興趣區(qū)域的選定時間段的時間段值的造影參數(shù)圖像；以及顯示器，其顯示所述造影參數(shù)圖像。
2.如權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述時間段描繪值是時間-強度曲線的水平。
3.如權(quán)利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述時間段描繪值被定義為時間-強度曲線的峰值的百分比。
4.如權(quán)利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述上升時間段是在所述感興趣區(qū)域中一點處造影劑的量增加的持續(xù)時間，所述增強時間段是造影劑的量處于或靠近其峰值的持續(xù)時間，而所述下降時間段是造影劑的量降低的持續(xù)時間。
5.如權(quán)利要求4所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述上升時間段發(fā)生在造影劑沖入期間，而所述下降時間段發(fā)生在造影劑沖出期間。
6.如權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，具有相對長時間段值的灌注期的參數(shù)圖像表征正常組織，而具有相對較短時間段值的灌注期的參數(shù)圖像表征異常組織。
7.如權(quán)利要求6所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，具有相對長時間段的增強灌注期的參數(shù)圖像表征良性組織，而具有相對較短時間段的增強灌注期的參數(shù)圖像表征惡性組織。
8.如權(quán)利要求7所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其還包括形成所述感興趣區(qū)域中不同點處的造影劑強度的造影圖像的造影信號處理器，其中，良性組織在所述下降時間段的造影圖像中是相對強回聲的，而惡性組織在所述下降時間段的所述造影圖像中是相對低回聲的。
9.如權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其還包括對所述造影參數(shù)圖像作出響應的邊界檢測器，其描繪病變的邊界。
10.如權(quán)利要求9所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述邊界檢測器通過將所述造影參數(shù)圖像閾值化來描繪所述病變的邊界。
11.如權(quán)利要求9所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述參數(shù)圖像處理器還可操作以形成第二選定時間段的時間段值的第二參數(shù)圖像，其中，第一參數(shù)圖像和第二參數(shù)圖像都被所述邊界檢測器用于描繪所述病變的邊界。
12.如權(quán)利要求11所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，第一參數(shù)圖像和第二參數(shù)圖像通過加權(quán)或取平均中的至少一個而被組合。
13.如權(quán)利要求9所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述邊界檢測器利用基于邊界或基于區(qū)域的像素處理中的至少一個。
14.一種用于識別超聲圖像中的異常組織的方法，其包括識別感興趣區(qū)域；隨著造影劑沖入和沖出所述感興趣區(qū)域，采集所述感興趣區(qū)域的超聲數(shù)據(jù)； 針對所述感興趣區(qū)域中的各點計算時間-強度曲線；針對所述時間-強度曲線中的每一個識別上升時間段、增強時間段或下降時間段參數(shù)中的至少一個；以及形成所述時間段參數(shù)中的至少一個的造影參數(shù)圖像。
15.如權(quán)利要求14所述的方法，其還包括設置時間-強度曲線的水平，其定義所述時間-強度曲線的期望時間段。
全文摘要
超聲診斷成像系統(tǒng)隨著造影劑團沖入和沖出可能包含病變的感興趣區(qū)域(ROI)來采集圖像數(shù)據(jù)序列。造影強度的圖像數(shù)據(jù)被用于計算ROI中每一點處的時間-強度曲線。設置時間-強度曲線的水平以定義當造影劑灌注ROI時的上升時間段、當在ROI中維持最大量的造影劑時的增強時間段以及當造影劑沖出ROI時的下降時間段。針對ROI中各點的時間段參數(shù)中的一個或多個被用于形成參數(shù)造影圖像，其被用于識別ROI中的病變及其邊界。
文檔編號A61B8/08GK102209495SQ200980144911
公開日2011年10月5日 申請日期2009年10月27日 優(yōu)先權(quán)日2008年11月11日
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