具有同步餘輝的造影劑成像的製作方法
2023-10-18 00:58:54 1
專利名稱：具有同步餘輝的造影劑成像的製作方法
技術領域：
本發明涉及超聲成像。更具體地，本發明涉及改善造影劑成像診斷評價的系統和方法。
由於超聲成像的圖像質量、安全以及低成本，在許多臨床應用中已經迅速取代了傳統的X射線。超聲圖像通常通過採用能夠發射和接收直射入介質(例如人體)中的壓力波的相控或者線性陣列探頭而生成。這種探頭一般包括多單元的壓電材料，它能夠在施加電壓時發生震動生成所需的壓力波。典型的壓電探頭單元由鋯鈦酸鉛(PZT)構成，大量排列的單元形成一個探頭裝置。已有一種被稱為微機械加工超聲探頭(MUT)的新一代超聲探頭。MUT的製造通常應用半導體製造技術，利用一些在通用基底上形成的單元來生成探頭裝置。無論何種探頭單元，該探頭單元都可以裝配到一個可能包含控制電子設備的組件盒中，二者相結合形成了一個超聲探針。該超聲探針可以包括位於各種單元的表面和探陣體之間的聲學匹配層。隨後，超聲探針可以與超聲接收器一起來發射和接收穿過人體各種組織的超聲壓力波。各種超聲響應可以進一步由超聲成像系統進行處理，以顯示人體的各種結構和組織。
為了獲得高質量的圖像，必須對超聲探針進行設計來產生壓力波的特定頻率。一般而言，低頻壓力波能夠穿透到介質(例如人體)的深處，但是由於所發射的波長的長度原因而產生低劣解析度的圖像。另一方面，高頻壓力波提供了高解析度，但是穿透性較差。相應地，發射頻率的選擇涉及到在解析度和穿透能力之間尋求平衡。不幸的是，隨著穿透性的深入，解析度也受到損害，反之亦然。通常地，可以通過選擇在給定應用中提供足夠穿透性的最高成像頻率(即最佳解析度)來解決頻率選擇問題。例如，在成人心臟成像中，通常選擇在2MHz到3MHz範圍內的頻率來穿透胸腔壁。由於缺乏足夠的圖像解析度，沒有使用更低的頻率。更高的頻率通常用於放射學和血管方面的應用，此處需要高解析度來對受狹窄障礙物影響的小的損傷和動脈成像。
最近，已有致力於同時獲得高解析度和深穿透性的新方法的研究。其中一種這樣的方法叫做諧波成像。諧波成像是基於物體(例如人體組織)會顯示和反射其自身的非基頻，即基頻的諧波這一現象。這一現象以及數位技術的圖像處理能力的改進，使得通過以低基頻(f0)發射(從而具有深穿透性)並以較高頻率的諧波(例如2f0)接收反射信號激發成像物體而形成物體的高解析度圖像成為可能。通過示例的方式，具有低於2MHz頻率的入射波能夠穿透到人體內，並且具有大於3MHz頻率的一個或多個諧波可以被接收到從而形成圖像。以這種方式成像，可以達到深穿透性而沒有損失相應的圖像解析度。
但是，為了以較低頻率發射用於組織穿透性並接收諧波頻率用於改進的成像解析度，需要能夠發射基頻的足夠帶寬並接收諧波的足夠帶寬的寬帶探頭。由美國Agilent科技公司製造並可購買的帶有SONOS5500的s4探頭具有合適的帶寬，利用單個探頭完成諧波成像從而提供了顯著的臨床改進。進一步地，s4探頭和SONOS5500的結合提供了利用單個探頭的多個成像參數的選擇，從而可以選擇穿透性以及解析度。
傳統的超聲掃描器可以建立組織的二維B模式圖像，其中像素的亮度是基於所接收到的超聲回波的強度。在彩色血流成像中，可以對血液流動和組織移動成像。最著名的是應用都卜勒效應的心臟和組織中血流的測量。反向散射超聲波的移頻可以被用來測量來自組織或者血液的反向散射速度。從血管內表面和心臟內腔等反射的聲波頻率可以根據血細胞的速度成比例地進行移位。反射自細胞並朝向探頭移動的超聲波頻率被正向移位。相反地，反射自細胞並遠離探頭移動的超聲波頻率被負向移位。都卜勒移位可以用不同顏色顯示來表示流動的速度和方向。為了輔助診斷醫師和操作者，彩色血流圖可以重疊在B模式圖像之上。
超聲圖像和其它圖像一樣，受到噪聲影響，從而對與用來重建所觀察到的對象的各種像素有關的強度值產生不利影響。超聲圖像和其它圖像一樣，也受到實時圖像序列中的時間噪聲的影響。傳統的超聲成像系統通常具有一個圖像幀濾波函數，以極坐標或笛卡兒坐標形式作用於數據。
用於減少來自圖像的時間噪聲的一種方法是，用一個濾波器利用當前輸入幀對來自前一幀的有關像素強度值進行加權並求和，來生成顯示像素強度。這被稱為所謂「時間濾波」或「餘輝(persistence)濾波」。在此方法中，前一顯示幀的像素可以用一個加權值α與一個輸入幀的像素求平均。該加權值將相同次數的時間濾波施加於該幀中的所有像素。從而，該方法是與數據無關的，即不隨所用的圖像數據的變化而改變。雖然減少了時間噪聲，然而不幸的是，這種簡單的濾波使得小的結構、結構的邊界以及移動到圖像區域內的結構的邊界變得模糊和退化。
如下進一步所述，當應用於實時成像和高功率超聲發射脈衝時，連續餘輝濾波是不合適的。
當與造影劑結合應用時，諧波成像可以同樣特別有效。典型地，在造影劑成像中，被稱為微氣泡的填充了氣體或液體的微球狀造影劑被注射到介質中(通常是血流)。由於其強非線性響應特性，造影劑的諧振可以被超聲探頭很容易地探測到。
在輸入造影劑後，通過使用諧波成像，醫務人員可以用於患者循環系統中的充血組織和血流的動態特性的健康診斷，有效提高成像能力。例如，造影劑諧波成像在探測心肌邊界、估計微血管血流量和探測心肌灌注中特別有效。
入射超聲壓力波的功率或機械指數直接影響到造影劑聲學響應。在較低功率下，帶有形成外殼材料的密閉的一個或多個氣體造影劑所形成的微氣泡諧振並發出所發射的頻率的諧波。這些微氣泡諧波的幅度取決於激勵信號脈衝的幅度。在較高聲學功率下，微氣泡破裂並發出強寬帶信號。為了將這些強後向反射信號用於成像，希望在成像平面內具有均勻的破裂。通常，發射頻率越高，在成像平面內來自微氣泡的響應中的諧振越強。已被證明，在氣泡破裂時較低頻率比較高頻率更加有效。
為了解決氣泡探測和氣泡破裂中的不均勻，現有系統使用多脈衝技術提高信噪比和增加微氣泡的破裂。然而，用於造影劑探測的多脈衝技術需要用戶能夠從真實的氣泡諧振和破裂信號中辨別出人為的運動。例如，在高MI觸發技術中，比如諧波能量都卜勒，觸發發生在心動周期的心臟相對靜止的那一部分是十分重要的。辨別觸發所產生的人為運動和心動周期中的變化使得用戶作出診斷非常困難，並在臨床應用中減緩了對比成像被接受的過程。
Uhlendorf等人的美國專利5410516公開了造影劑成像以及單脈衝激勵技術，例如諧波成像。特別地，Uhlendorf認為通過選擇一個射頻濾波器而有選擇地觀察任意整數次諧波(二次、三次等)、次諧波(例如1/2諧波)或高次諧波(例如3/2諧波)，能夠改善微氣泡組織比率。與更高次整數諧波、次諧波或高次諧波相比，二次諧波由於其在此頻率下大的氣泡響應而被證明最為有用。由於探頭的帶寬限制(即，＜70％帶寬，其中百分比帶寬定義為高轉角頻率-從低轉角頻率起6dB點-6dB點，除以中心頻率的微分)，二次諧波也最為實用。然而，由於大組織整數次諧波信號掩蔽了造影劑所產生的信號，因此單脈衝激勵技術以及諧波成像受到低微氣泡-組織比率的困擾。
當前，在超聲對比檢查中，通常採用低聲功率成像技術對超聲造影劑實時成像。採用這種成像時，一些高功率發射脈衝序列進入感興趣的組織中用於破壞或改變視圖區域中的造影劑。這種方法允許操作者觀察並記錄各種感興趣的組織內的造影劑重灌注。如前所述在對比成像之前，通過求平均來減少熱噪聲影響的應用於視頻圖像的餘輝或時間濾波技術已經被用來改善圖像的外觀。然而，當餘輝濾波技術應用於造影劑增強的超聲圖像時，其中該超聲圖像被施加了破壞發射序列，破壞序列的較亮幀被餘輝技術平均化，因此使所得到的包含觀察到的組織的重灌注的圖像幀變得模糊。
由於現有技術的這些以及其它缺點，本發明涉及一種改進的超聲成像系統和一種用於灌注造影劑的組織的諧波成像的方法。簡言之，在結構上，該系統可用探頭、超聲成像系統、具有餘輝模塊的視頻處理器、患者接口和診斷處理器實現。
本發明也可被看作提供了一種利用造影劑破裂和重灌注成像用於同步餘輝的方法。此處，該方法可以通過如下步驟主要地概括如下輸入至少一種造影劑；利用適於實時觀察感興趣器官的超聲信號對組織進行照射；根據發射信號修正一個或多個參數生成造影劑破裂序列；利用破裂序列對超聲系統中的餘輝電路進行同步，從而破裂序列中的圖像幀不會影響到餘輝濾波後的結果。這使得後續的對感興趣組織進行造影劑重灌注的過程中就可以應用餘輝濾波，而不會在造影劑灌注過程中受到來自高功率超聲反射的不利殘餘影響。
參閱下面的附圖和詳細描述後，本發明的其它系統、方法、特徵和優點對於本領域的技術人員而言是顯而易見的。應被認為，所有這樣的補充的系統、方法、特徵和優點都包括在本描述中，都在本發明的範圍之內，並受到附加權利要求的保護。
參照下圖可以更好地理解本發明。圖中的組成部分無需改變比例和著重強調，而是根據清楚地說明本發明地原理而布置。並且，在圖中，相同的參考數字表示所有這些視圖中的對應部分。
圖1是與本發明所述相一致的超聲成像系統的功能框圖。
圖2是與圖1中視頻處理器有關的餘輝模塊的功能框圖。
圖3是表示利用能夠被圖1中超聲成像系統實現的同步餘輝用於造影劑成像的方法的流程圖。
圖4A和4B是表示結構、血流和人的心臟運動的示意圖，可被用來初始化圖3的方法。
圖5A-5C示出用於監控穿過患者器官而不是心臟的血流動態特性的診斷模塊，該器官可通過圖1的超聲成像系統利用造影劑進行灌注。
圖6A和6B示出當圖像平面聚焦於患者循環系統的一部分時，可以通過圖1的超聲成像系統生成的可能的顯示圖像。
圖7A是表示通過圖1的超聲成像系統產生的隨時間變化的典型超聲發射功率曲線示意圖。
圖7B是表示可以通過圖1的患者接口提供的典型心電圖信號曲線的示意圖。
圖7C是表示可以通過圖1的超聲成像系統生成並存儲的隨時間變化的灌注曲線示意圖，圖1中的超聲成像診斷系統實現了圖3中所示方法的優選實施例。
圖8是表示用於進行血流速率和血液容量分析的方法的流程圖，該方法可以通過圖1的超聲成像系統實現。
總結了本發明的各個方面後，將對圖中所示本發明進行詳細描述。雖然對本發明的描述是根據這些附圖，但是這並不限於此處所公開的一個或多個實施例。相反，意在包括附加權利要求所定義的包含在本發明的實質和範圍內的所有替換、變更和等價方案。
現轉至附圖，其中相同的索引數字在所有附圖中表示相應的部分，參見圖1，表示通過改變超聲發射波形能夠觀看組織和造影劑的超聲成像系統的框圖。與本發明具有同一授權人的美國專利5577505中公開了一種能夠產生超聲衝擊序列和多個激勵水平的超聲成像系統的示例，其全部內容在此處被引用。2000年七月14日提交的美國專利申請09/618510中公開了一種對非線性造影劑響應具有增強的靈敏度的超聲成像系統的示例，其與本發明具有同一授權人，並且其全部內容也在此處被引用。
圖1示出根據本發明所述和原理的超聲成像系統的功能框圖。其中，超聲造影劑和組織成像系統(UCATI)100包括探頭110、患者接口115、射頻開關120、操作者接口125、發射控制器130、診斷處理器135、系統控制器140、模數轉換器(ADC)142、時間增益控制放大器144、波束形成器150、射頻(RF)濾波器160、信號處理器170、視頻處理器180和顯示器190。
如圖1所示，系統控制器140可用來執行用於同步餘輝300的方法。用於同步餘輝300的該方法將結合圖3的流程圖詳細說明。同樣如圖1所示，視頻處理器180可以包括一個餘輝模塊200。餘輝模塊200的典型結構和作用將結合圖2進一步詳細說明。根據本發明的原理和所示，顯示器190可以生成多個診斷超聲圖像500，將結合圖5A-5C和圖6A及圖6B進行說明。如圖1進一步所示，可利用用於完成診斷分析800的方法對診斷處理器135進行設置，將結合圖8中的流程圖進行說明。
如圖1所示，探頭110可以與RF開關120電路耦合。RF開關120可以利用與發射控制器130耦合的發射輸入和與探頭110電路耦合的探頭埠進行設置。RF開關120的輸出可以與ADC142電路耦合，在時間增益控制放大器進一步處理之前用於數字轉換。波束形成器150可以與RF濾波器160耦合。在視頻處理器180中進一步處理信號之前，RF濾波器160可以進一步與信號處理器170耦合。從而視頻處理器180可用來為顯示器190提供輸入信號。系統控制器140可以與發射控制器130、ADC142、RF濾波器160、信號處理器170和視頻處理器180耦合來為各個設備提供所需的調節信號。
同樣如圖1的功能框圖所示，系統控制器140可以與患者接口115和操作者接口140進行通信耦合。應被理解為，患者接口115可為系統控制器140提供多個患者參數。例如患者接口115可以為系統控制器140提供表示患者呼吸循環、患者血壓、患者心跳(如心電圖有關的數據)的數據以及其它在診斷患者狀態中有用的參數。
本領域技術人員會理解到，系統控制器140可以包括通用處理器、微處理器、一個或多個專用集成電路(ASIC)、多個適當配置的邏輯門，以及其它常用的電子設備包括單個或組合的離散單元，以配合UCATI系統100的整體運行。進一步地，系統控制器140可以包括一個或多個計算機、存儲設備和其它硬體和軟體組成部分，以配合UCATI系統100的整體運行。另外，應被理解為，系統控制器140可以包括軟體，該軟體包括用於實現邏輯函數的可執行指令的命令列表，該邏輯函數可在任何計算機可讀的介質中實現供指令執行系統、裝置或設備應用，例如基於計算機的系統、包含處理器的系統或其它可以從指令執行系統、裝置或設備中讀取指令並執行指令的系統。該計算機可讀介質可以是，例如，電、磁、光、電磁、紅外、或半導體系統、裝置、設備或者傳播媒質。
類似地，UCATI100中的其它處理器，更具體地是診斷處理器135、信號處理器170和視頻處理器180，以及可以與UCATI100集成的其它設備可以包括一個或多個通用處理器、一個或多個ASIC、適當配置的邏輯門、計算機、存儲設備和其它類似的硬體並結合軟體部分用於配合與特定處理器135、170、180等有關的特定的指定函數的整體運行。應被進一步理解為，這些處理器135、170、180和其它設備可以包括它們自己的軟體模塊，該軟體模塊包括用於實現邏輯函數的可執行指令的命令列表，該邏輯函數可以在任何計算機可讀的介質中實現。
在簡單描述了UCATI1 00的典型結構後，將對通用的作用進行高級描述。此處，RF開關120將UCATI系統100的發射控制器130與包括圖1中所示剩餘部分的超聲響應接收和處理部分隔離。圖1所示的系統結構提供了發射控制器130中生成的電子發射信號，該信號被轉換為一個或多個超聲壓力波，此處通過超聲發射脈衝105示出。當超聲發射脈衝105遇到接受超聲透射的組織層103時，多個發射事件或超聲發射脈衝105就穿透組織103。只要多個超聲線105的幅度超過組織103的衰減效應，多個超聲發射脈衝105就會達到內部目標101。本領域技術人員會理解到，具有不同超聲阻抗的組織邊界或者組織之間的交界處會在多個超聲線105的基頻的諧波處形成超聲響應。
如圖1進一步所示，這樣的諧波響應可以由超聲反射信號107描述。進一步理解為，由於透射波的受壓部分傳播比膨脹部分快，因此被超聲波照射的組織103形成諧波響應。波形受壓和膨脹部分的不同傳播速率導致聲波發生失真，產生通過各種組織邊界向後反射或散射的諧波信號。需要著重指出的是，雖然圖1僅示出在組織103中撞擊內部目標101的入射多個超聲發射脈衝105的二階諧波響應，同樣可以觀察到其它諧波響應。作為示例，已知在組織103和內部目標101之間的組織邊界能夠產生次諧波、諧波和高次諧波響應。內部目標101自身會在基頻的整數倍數產生諧波響應。另一方面，各種造影劑已被證明可產生次諧波、諧波、高次諧波響應。在下文中，次諧波和高次諧波響應可以被分別表示為小於和大於基頻或發射頻率的非整數諧波響應。
那些來自穿過組織層103的幅度超過衰減效應的超聲反射信號107可以被監控並通過RF開關120和探頭110的組合轉換成電信號。超聲反射信號107的電學表達可以在ADC142處被接收並轉換成數位訊號。與ADC142的輸出耦合的時間增益控制放大器142可用來根據特定超聲反射信號105穿過組織層103所需的全部時間來調節放大倍數。通過這種方式，來自一個或多個內部目標101的響應信號將是正確的增益，因此從相對較淺對象生成的超聲反射信號107不會(在幅度上)淹沒從探頭110進一步移除的被照射對象生成的超聲反射信號107。
時間增益控制放大器144的輸出可以被形成波束、濾波和通過波束生成器150、RF濾波器160和信號處理器170解調。被處理過的響應信號隨後被提供給視頻處理器180。響應信號的視頻形式隨後被提供給顯示器190，其中響應信號圖像可以一幀一幀的被觀看。此處所用到的一幀數據包括與多個掃描線和任意各種坐標系統有關的所採集的數據。
可以應用其它的超聲系統，包括增加或減少系統的組成部分或者以不同順序組合的部分。例如，信號處理器170可以採用B模式處理器、都卜勒處理器或者都卜勒處理器可以與B模式處理器共同包括在並行信號處理通路中。通過進一步的示例，視頻錄製設備或其它類似的錄製設備，例如但不限於具有一條或多條導線的電源插頭(電子的)、可攜式計算機磁碟(磁的)、固定盤或硬碟驅動設備(磁的)、隨機存取存儲器(RAM)(電子的)、只讀存儲器(ROM)(電子的)、可擦可編程只讀存儲器(EPROM或快閃記憶體)(電子的)、光纖(光學的)和可攜式只讀光碟(CDROM)(光學的)，可以與UCATI系統100相結合來錄製診斷數據用於數據的後續觀察評價。注意，由於數據已經被UCATI系統100以電子形式捕獲，因此計算機可讀數據存儲介質甚至可以是紙張或其它的數據可以列印在上面的合適的介質。
在一個優選實施例中，觸發被用來協調獲取多幀超聲響應信息。如圖1所示，系統控制器140可用來協調發射控制器130、RF開關120和沿著超聲信號處理通道的各個部分的運行以獲取多個圖像幀。根據響應條件，系統控制器可以導致一幀或多幀數據的獲取。一個觸發條件可以從與患者接口115相連的ECG監控器(未示出)接收到的信息處獲得。在一個可選實施例中，可以通過來自患者呼吸循環、外部時鐘或其它觸發信號的觸發器調整觸發條件。優選地，觸發條件通過UCATI系統100用戶/操作者選定並被系統控制器140監控。可以通過操作者接口125作出一個或多個觸發輸入的選擇。
例如，如果選定了ECG觸發，那麼ECG信號的閾值被設定，並且與患者接口115相連的ECG的輸出與該ECG信號閾值進行比較，例如識別脈動峰值。整個心動周期內的一個或多個閾值或觸發點可以被識別為觸發閾值並與ECG信號進行比較。一旦達到觸發條件，則對系統控制器140進行設置來調節一幀或多幀數據的獲取和處理。應理解為，一幀或多幀數據可以根據同樣或不同的觸發條件獲取和處理。
應被理解為，可以結合一個或多個患者參數生成觸發條件。例如，ECG或其它類似設備探測到的患者脈動的峰值包括在含有第二觸發輸入的患者的呼吸循環中帶有峰值的第一觸發信號(例如從患者呼出所得到的信號)。在此示例中，響應於脈動峰值和呼出的結合，獲取患者的心臟的圖像幀被證明是有益的。
超聲成像系統，例如UCATI系統100，可以以實時成像模式運行並產生被照射組織的實時運動圖像。這些運動圖像是以離散靜態圖像形式但以足夠高的幀率(例如，20-30幀每秒)被獲取，從而產生連續運動圖像的錯覺。
對於利用觸發的實時成像，可以根據一個或多個超聲發射和觸發情況重複生成多幀圖像。在這些模式中，UCATI系統100可以在既不發射又不接收的連續觸發幀獲取的間隙保持靜止。圖像顯示可以在靜止期間保持靜態，顯示出最後的觸發幀。
在優選實施例中診斷處理器135包括一個或多個診斷算法用來從視頻處理器180接收各種圖像數據來生成一個或多個診斷結果。如圖1所示，系統控制器140可以為各種圖像數據提供到達診斷處理器135的信號通路。例如，診斷處理器135可以通過視頻處理器180接收圖像數據，並通過操作者接口135接收表示某個感興趣血管的操作者輸入。某個圖像數據可以通過類似二維橫截面視圖的形式提供血管壁的相對位置。另外，從穿過血管的充滿造影劑的血流得到的都卜勒模式(即相移)信息和/或血細胞單獨可以提供血流速度信息。同時，診斷處理器135可以利用血管壁尺寸和都卜勒信息生成表示血管和組織和/或由血管供應的器官的相對健康狀況的一個或多個輸出。應被理解為，診斷處理器135可以生成一個或多個信號曲線、圖像顯示、數據表等用於診斷結果的通信。應被進一步理解為，系統控制器140和/或視頻處理器180可以用超聲處理過的組織圖像覆蓋各種診斷處理器生成的結果。
根據圖1的功能框圖討論了UCATI系統100的結構和作用後，現參見圖2，介紹了圖1的典型餘輝模塊200的功能框圖。此處如圖1所示，餘輝模塊200可以包括一個幀處理器/幀存儲器210和餘輝控制器220。如圖2的框圖所示，幀處理器/幀存儲器210可以用來從信號處理器(如信號處理器170(圖1))接收圖像處理數據。按照幀率控制信號205(可由系統控制器140(圖1)提供)，幀處理器/幀存儲器210可以用來為餘輝控制器220提供圖像數據。同樣如圖2所示，餘輝控制器220可以接收包含幀率控制信號205的第一輸入和包含餘輝率控制輸入信號215的第二輸入。應被理解為，幀率控制輸入信號205和餘輝率控制輸入信號可以通過與操作者界面125(圖1)相連的適當設置的用戶控制臺由用戶選擇。應被進一步理解為，幀率控制輸入信號205和餘輝率控制輸入信號可以由標準測試診斷情況驅動，該情況可以被存儲或將其編程於位於系統控制器140或與之相連的軟體模塊中。
如圖2所示，餘輝控制器220可以根據幀處理器/幀存儲器210和幀率控制輸入信號205以及餘輝率控制輸入信號215提供的幀數據生成視頻存儲設備/視頻顯示輸入信號。同時為餘輝控制器220提供一個餘輝執行器輸入信號225。如圖2所示，餘輝執行器輸入信號225可以由系統控制器140提供(圖1)。
根據本發明的一個優選實施例，連續幀信號處理的信息被應用於餘輝模塊200，該模塊在每次餘輝執行器輸入信號225啟動時對像素完成基於像素的連續幀的時間濾波。相反地，餘輝模塊220在每次餘輝執行器輸入信號225被禁用時不進行連續幀的時間濾波。在可選實施例中，餘輝執行器輸入信號225根據操作者選定的診斷情況選擇適當的時間濾波器和/或適當的時間濾波方案。
由Wright等申請並授權給Acuson公司的發布於1998年8月4日的名為「自適應餘輝處理」的美國專利第5788635號，此處以參考文獻形式全部引用，公開了用於對圖像進行時間濾波的多個現有系統和方法。本領域技術人員會理解到，此處所引用的餘輝濾波器和方法，連同其它變更，都可以被UCATI系統100(圖1)應用。
現參見圖1的流程圖，示出一種根據本發明的優選實施例用於同步餘輝濾波300的方法。此處，用於同步餘輝濾波300的該方法可以開始於步驟302所示，其中標記為「開始」。在步驟304中，用於同步餘輝濾波300的該方法輸入一個或多個適於對被觀察的患者體內的血流動力學或其它流體動力學成像的超聲造影劑。在造影劑被輸入後一段合適的時間以後，造影劑可以流動或灌注患者體內感興趣的某個組織，用於同步餘輝濾波300的該方法可以執行步驟306，其中患者被大量發射的超聲波照射。應被理解為，對一個或多個感興趣的一些組織的最初的超聲波照射可以利用多個發射脈衝或波完成，該發射脈衝或波的特徵為適於對造影劑和周圍組織成像而無需改變或破壞造影劑的參數。
用於同步餘輝濾波300的方法可以繼續照射一個或多個感興趣的組織以允許操作者適當調整患者和探頭110，如步驟308所示，來識別感興趣的器官或器官內的組織用於進一步的診斷和觀察。根據本發明並如步驟310所示，用於同步餘輝濾波300的該方法可以在應用造影劑破裂發射序列的同時用於消除餘輝或時間濾波。同樣如步驟310所示，用於同步餘輝濾波300的該方法可以用來消除餘輝濾波，並在給定現有幀處理速率時，對預定義數量的圖像幀施加造影劑破裂序列。
一旦預定義數量的幀被視頻控制器190(圖1)處理後或如系統控制器140所示(圖1)，用於同步餘輝濾波300的該方法繼續執行步驟312，如其所示餘輝濾波可以與一個發射序列一起應用，該發射序列允許對造影劑及其周圍組織成像而無需改變或破壞造影劑。根據一個優選實施例，用於同步餘輝濾波300的該方法應用在步驟306中所用的同一發射序列。應被理解為，在可選實施例中，可以應用一個改良的發射序列。如步驟314所示，用於同步餘輝濾波300的該方法可以隨時間錄製造影劑密度。
可由圖1中的UCATI系統100應用並禁用包含具有高能量回波信號幀的另一技術清除了餘輝模塊200中的時間濾波器的在高能量幀之後並緊接第一幀之前的內容。通過這種方式，保留幀僅包括來自後面高能量幀的回波信號。
根據圖8的流程圖將進一步所說明反映造影劑能量的數據可以與反映周圍組織結構的數據相結合進行一個或多個診斷測試，而不會受到對圖像數據連續應用餘輝濾波方法的負面影響。如圖3的流程圖中進一步所示，在可選步驟316中，在新的未改性的造影劑穿過圖像時，用於同步餘輝濾波300的該方法可以隨時間保護多個反映感興趣的一個或多個組織的造影劑重新灌注的數據點。
在根據圖3的流程圖描述了用於同步餘輝濾波300的方法後，現參見圖4A和圖4B，介紹了可以通過圖1的UCATI系統100觀察到的人的心臟的橫截面視圖。此處，心臟400包括由心肌組織層405包圍的右心房402和左心房406以及右心室404和左心室408，三尖瓣410分隔開右心室402和右心房404，二尖瓣440分隔開左心房406和左心室408。另外，肺動脈瓣420分隔開右心房404和肺動脈417，主動脈瓣430分隔開左心室408和主動脈415。如圖4A進一步所示，上下腔靜脈411和413將體內血液流回右心房402，肺靜脈419將血液從肺(未示出)流回左心房406。
如圖4A所示在描述了人心臟的各種結構和連接之間的相對關係之後，現參見圖4B。其中，圖4B示出流入、流過和流出心臟400』的血流。如圖4B所示，體內的血液分別經過下、上腔靜脈413和411流入右心室402。三尖瓣開啟410後，來自右心室402的血液流過三尖瓣410進入右心房404。肺動脈瓣420開啟後，來自右心房404的血液被排出心臟並通過肺動脈417進入左右肺(未示出)。血液在左右肺(未示出)中充氧後，通過肺靜脈419流會左心房406。二尖瓣440開啟後，含氧血液從左心房406流出進入左心室408。主動脈瓣430打開時，血液被左心室408從心臟400』中排出並通過主動脈415輸送到身體各個部分。
當造影劑被注射到血流中時，心臟400』的左右心房402和406，以及左右心室404和408中將含有大量的造影劑，而僅有相對少量的造影劑通過循環系統的毛細血管進入組織或器官。通過這種方式，先將造影劑注射到血流中隨後進行超聲照射可以對穿過心臟的血流進行一段時間的成像，直到造影劑灌注進入心肌組織層405。
根據圖4A和4B描述了心臟400和400『的作用後，先參見圖5A至5C，表示可由圖1的UCATI系統100完成的身體的器官或某個部位的灌注率的測量。其中，圖5A表示通過靜脈注射部位520注入患者血流的造影劑流經感興趣的器官550。如前文結合圖4A和4B所述，心臟400、400』的運動促進了從靜脈注射點520以順時針方向穿過圖5A所示組織的血液循環。從位於各種靜脈515之一(簡單起見僅示出一個)的靜脈注射點520起以順時針方向，血液穿過右心房404進入肺510。血液從肺510流會心臟400(未全部示出)，其中從左心室408通過身體的各個動脈525(簡單起見僅示出一個)流出到身體各個部位。感興趣器官550的灌注率可以用來評價血流通過感興趣器官550的通過率或識別狹窄位置。
如圖5B診斷圖像500』所示，如果狹窄519位於向感興趣的器官550』供應血液的動脈525內，那麼穿過感興趣的器官550『的各個毛細血管(未示出)的預期灌注率在穿過感興趣的整個器官550』後將減少。另一方面，如圖5C的典型診斷圖像500』所示，如果狹窄519位於進入感興趣的器官500』的一部分的動脈525內，那麼預期灌注率在穿過感興趣的器官500』的一小部分後將減少。
現將注意力轉至圖6A和6B，其示出能夠從圖1的UCATI系統100生成的可能的顯示。其中，圖6A的超聲圖像600可以包括表示患者標識602、日期和時間標識604和掃描參數606的數字信息。除該一個或多個數字標識外，超聲圖像600可以包括體內結構(例如循環系統620的一部分)的實時超聲圖像顯示610。臨床技師可以使用實時圖像在圖像幀內確定和定位感興趣的組織。優選地，該圖像是從返回自一種或多種造影劑和/或患者體內組織結構的非破壞超聲圖像的回波生成。
圖6示出超聲圖像600』，表示在患者血流中注射了一種或多種造影劑後循環系統620』的一部分的實時超聲圖像顯示610』的快照。如圖6B所示，來自一種或多種造影劑的非線性響應對表示循環系統620』的一部分的超聲圖像610』中的造影劑組織比率有顯著影響。需著重指出的是，實時造影劑圖像可以在心動周期的任何相位獲得，而不僅僅是在心臟靜止不動的時候。雖然上述心臟實時成像在心臟病學中尤其有效，該方法的變更在放射醫學診斷中也被證明是有用的，其中的解剖結構多為靜止的。
在根據圖4A和4B對人心臟的結構和運動進行一般性描述以及根據圖5A-5C對如何在人體的其它器官內進行造影劑灌注進行一般性描述，並根據圖6A和6B中所述的診斷圖像通過圖1中的UCATI系統100進行觀察之後，現參見圖7A-7C的計時圖，其中進一步闡明了本發明。此處，參見圖7A表示可由發射控制器130在圖1的UCATI系統100中的系統控制器140的指示下生成的隨時間變化的典型的超聲發射功率曲線。如所示，超聲發射功率曲線700可包括特徵為具有相對低機械指數(MI)的多個單獨的超聲發射脈衝105(圖1)的第一發射階段710a，和具有相對高MI的多個單獨的超聲脈衝105(圖1)的第二發射階段。根據本發明所述及原理，相對較低的MI可以隨所選擇的用於注射到患者體內的造影劑而變化。在第一發射階段710a，希望以從成像造影劑的多數部分產生相對穩定(即非破壞的)的響應的MI來發射。在第二發射階段720，當富含造影劑的血液流入感興趣區域內時，希望破壞出現在感興趣區域內的造影劑以隨時間觀察血流參數需著重指出，當操作者認為感興趣的某個區域隨時間正在接收足夠多的造影劑足以對循環結構進行成像時，可由操作者啟動應用破壞發射序列的第二發射階段720。進一步著重指出，一旦操作者選定了一個特徵為反覆應用超聲發射破壞序列的模式後，超聲發射功率曲線700可以系統控制器140和UCATI系統100(圖1)的其它各個部分來調節(即調節時間、頻率和或MI)從而隨時間優化重灌注。
例如，圖7B中所示的典型的心電圖信號曲線725可用來為系統控制器140提供觸發輸入。根據本發明所述和原理，系統控制器140可用來響應ECG曲線的一個或多個部分(即P、Q、R、S和T波)和/或前述其它患者參數。進一步如圖7B時變圖所述，ECG曲線的相對位置和/或其它典型觸發輸入可以根據超聲發射功率曲線700來調節。
重要的是，根據本發明超聲發射功率曲線700可以按照如下方式來調節，即提供了造影劑破壞序列之後的足夠長的超聲觀察期(即第一發射階段710a)從而所觀察的結構隨時間達到了造影劑破裂的穩態密度。這一關係圖7C所示的灌注曲線750中示出。如圖7C所示，在造影劑破壞之後相對很短的時間內(即幾個圖像幀)，富含造影劑的血液開始取代包含破壞的造影劑的血液。如圖7C所示，對所觀察的區域再灌注的造影劑的平均或總體密度在兩次破壞序列之間的較長時期內增加。線段AB760所示在短於與最大密度造影劑密度有關的起始有關的時間段內隨時間的密度範圍是所觀察的組織中的造影劑速率的估計。可結合造影劑速率和所觀察的結構的區域的數學表達對血流量進行測量。根據本發明的一個實施例，平均流速和平均流量被存儲和/或應用於診斷算法來確定患者的相對健康狀況。
在根據圖7A-7C的時間圖一般性地描述了典型超聲發射功率曲線700中的相對時間、典型的與患者有關的觸發輸入(例如ECG曲線725)和重灌注曲線750後，現參見圖8，其進一步說明了由圖1的超聲成像系統實現的用於血液流速和血液流量分析的方法。
現參見圖8的流程圖，其說明了根據本發明的一個優選實施例用於診斷分析800的方法。此處，用於診斷分析800的該方法可開始於步驟802所示的，此處被標識為「開始」。在步驟804中，用於診斷分析800的該方法可以確定被測對象的幾何尺寸。例如，如果對某個供給心肌的動脈感興趣，用於診斷分析800的該方法可以識別出顯示圖像上感興趣的動脈壁之間的平均距離。應被理解為，動脈壁之間的距離可以用來得出動脈部分的橫截面積以及由動脈供給的血容量度。應被進一步理解為，血容量度可以與O2飽和度相結合來確定該部分心肌是否隨時間接收了足夠量的氧。
隨後，用於診斷分析800的該方法可以獲得所存儲的如步驟806所示的灌注曲線信息。應被理解為，在可選實施例中，可在診斷處理器135(圖1)中提供並保護灌注曲線信息。如步驟808所示，用於診斷分析800的該方法可以用來確定灌注曲線的斜率以測定感興趣動脈中血液內的造影劑速度。根據一個優選實施例，用於診斷分析800的該方法被用來為步驟810所示的輸出設備提供流速信息。在得到流速後，用於診斷分析800的該方法可以被用來從步驟812所示的灌注曲線數據確定穩態最大密度。隨後，用於診斷分析800的該方法可以被用來為步驟814所示的輸出設備提供體積測度。最後，用於診斷分析800的該方法在步驟816所示處終止，此處標識為，「停止」。
應被理解為，在可選實施例中，重複進行流速和血容量測量(即重複步驟806至814)以隨時間獲得更精確的測量是有用的。例如流速和血容量測量可在適合的存儲設備中受到保護。然後該受保護數據可以在適合的時間段內進行數學上的合併。雖然在前文描述和附圖中已經詳細公開了本發明的特定的實施例用於舉例說明，本領域技術人員會理解到，正如下文權利要求中所闡述的，在不背離本發明的精神和範圍的情況下，可作出變更和修改。
權利要求
1.用於觀察造影劑的超聲響應的方法包括輸入至少一種造影劑到目標組織中用於成像；利用受適於允許實時觀察灌注造影劑的組織的第一超聲發射信號激發的探頭照射組織；調節至少一個超聲發射信號參數來生成第二超聲發射信號，其中出現在照射組織中的造影劑的實質部分被破壞；並且根據第二超聲發射信號啟動餘輝濾波器，其中應用第二超聲發射信號之後所獲得的連續圖像幀沒有被餘輝濾波的結果進行平均處理。
2.權利要求1的方法，進一步包括再次應用第一超聲發射信號來允許對通過用於成像的目標組織的造影劑重灌注進行實時觀察；並且根據第一超聲發射信號的再次應用啟動餘輝濾波器。
3.權利要求1的方法，其中第一超聲發射信號包括一個選定的機械指數(MI)，其中輸入到組織中的至少一種造影劑隨時間基本不變。
4.權利要求1的方法，其中第一超聲發射信號包括一個高於約1.5MHz的頻率。
5.權利要求1的方法，其中第二超聲發射信號包括一個選定的機械指數(MI)，其中輸入到組織中的至少一種造影劑隨時間基本不變。
6.權利要求1的方法，其中第二超聲發射信號包括一個高於約1.5MHz的頻率。
7.權利要求1的方法，其中該調節步驟根據一個觸發信號執行。
8.權利要求1的方法，其中啟動步驟包括禁用餘輝濾波器。
9.權利要求1的方法，其中啟動步驟包括復位餘輝濾波器。
10.權利要求2的方法，其中啟動步驟包括恢復餘輝濾波器。
11.權利要求7的方法，其中觸發信號根據至少一個所獲得的患者參數生成。
12.權利要求11的方法，其中至少一個所獲得的患者參數是心電圖波形。
13.在用於診斷通過感興趣的血管的血流的方法中，其中至少一種造影劑已經被輸入到血液中，並且其中至少一組超聲圖像幀被隨時間分析以觀察感興趣的血管中至少一種造影劑的重灌注，改進包括根據導致在血液內從至少一種造影劑反射的所探測到的超聲信號的幅度實質性增大的環境條件同步啟動餘輝濾波，其中在環境條件被去除後所獲得的連續圖像幀沒有被餘輝濾波平均處理。
14.權利要求13的方法，進一步包括根據流過感興趣的血管的至少一種造影劑的重灌注速率估計流過感興趣的血管的血流速率。
15.權利要求13的方法，進一步包括根據一種造影劑的最大密度和所顯示的血管的內表面之間的距離測度估計感興趣的血管內的血容量。
16.權利要求15的方法，進一步包括根據患者血液氧飽和度估計感興趣的血管所供給的組織的那些部分的可用氧量。
17.用於對患者體內的一種造影劑和組織進行諧波成像的超聲成像系統，該系統包括用於利用多個超聲脈衝照射感興趣的造影劑灌注的組織的裝置，其中至少一種造影劑可隨時間被觀察到；用於可控地調節至少一個超聲發射脈衝的裝置，其中該至少一種造影劑被調節從而該至少一種造影劑不再從感興趣的組織內被觀察到；以及用於根據該調節裝置從超聲響應處理通路中移除餘輝濾波器的殘餘效應的裝置，其中餘輝濾波器在與所調節的至少一個超聲發射脈衝實質性共存的一段時間內沒有被應用。
18.權利要求17的系統，其中用於移除的該裝置被用於根據該調節裝置從超聲響應處理通路中迴避餘輝濾波器的裝置代替，其中餘輝濾波器在與所調節的至少一個超聲發射脈衝實質性共存的一段時間內沒有被應用。
19.權利要求17的系統，其中用於用於移除的裝置包括用與連續圖像幀有關的數據替換與第一圖像幀有關的數據。
20.權利要求17的系統，其中用於用於移除的裝置包括用與直接相鄰的前一圖像幀有關的數據替換與第一圖像幀有關的數據。
21.權利要求17的系統，進一步包括用於診斷至少一個血流參數的裝置。
22.權利要求21的系統，其中該診斷裝置包括對患者組織內的至少一種造影劑的重灌注進行監控。
23.用於對患者體內至少一種造影劑和組織進行諧波成像的超聲診斷成像系統，該系統包括短時存儲多個圖像幀的幀存儲器；與幀存儲器耦合的幀處理器，其中該幀處理器用來在像素基礎上生成包含圖像數據的輸出；響應於至少一個超聲發射信號的餘輝執行器；和用來接收幀處理器輸出的餘輝控制器，其中該餘輝控制器根據餘輝執行器在來自連續圖像幀的像素基礎上從數學上融合圖像數據。
24.權利要求23的系統，其中當該發射信號被設置從而將實質性破壞組織中的至少一種造影劑時，餘輝執行器根據至少一個超聲發射信號禁用該餘輝控制器。
25.權利要求24的系統，其中在預定數量的圖像幀內該餘輝執行器禁用該餘輝控制器。
26.權利要求24的系統，其中在預定數量的圖像幀內該餘輝執行器恢復該餘輝控制器。
全文摘要
公開了一種利用組織和灌注造影劑的組織的超聲諧波成像用於同步餘輝的系統和方法。該超聲諧波成像系統包括幀存儲器、幀處理器、餘輝執行器和餘輝控制器。在優選實施例中，該餘輝執行器根據造影劑破裂超聲發射禁用餘輝濾波。一種用於觀察造影劑的超聲響應的方法可以通過如下步驟實施向目標組織中輸入造影劑用於成像；利用適於觀察該造影劑和該組織的第一超聲發射信號照射該組織；調節發射信號參數以破壞該造影劑的實質部分；當執行調節後的發射信號時禁用餘輝濾波；並當觀察該組織的重灌注時恢復餘輝濾波。
文檔編號G01S15/89GK1662180SQ03814025
公開日2005年8月31日 申請日期2003年6月4日 優先權日2002年6月18日
發明者G·布羅克-菲舍爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司