專利名稱：用于同時顯示血液流動和灌注參數的超聲成像系統和方法
這是2001年12月18日提交的美國專利申請序列號10/025,200的部分申請的繼續部分。
本發明涉及診斷超聲成像，更具體地，涉及同時顯示血液流動和組織灌注(perfusion)參數的系統和方法。
超聲診斷成像系統能夠以完全不侵入的方式對身體內的生理機能進行成像和測量。超聲波從皮膚表面傳送到身體內，并且從身體內的組織和細胞反射。反射的回波由超聲換能器接收，并被處理后產生血流的圖像或測量值。由此，有可能不侵入病人的身體而進行診斷。
被稱為超聲反差試劑(contrast agent)的材料可以被引入身體內，以增強超聲診斷。反差試劑是強烈反射超聲波的物質，反射的回波可以與由血液和組織反射的回波明顯地區分開。被發現作為超聲反差試劑特別有用的一類物質是具有被稱為微氣泡的細小氣泡形式的氣體。微氣泡強烈地反向散射身體內的超聲，由此允許通過專門的超聲處理容易檢測包含微氣泡的組織和血液。微氣泡反差試劑可用于對身體中有血管分布的組織諸如心臟壁成像，因為反差試劑可以注入到血流中，隨著血液供應傳送到靜脈、動脈和毛細血管，直至從肺、腎臟和肝中的血流中被過濾掉為止。
通過反差試劑得到很大幫助的診斷過程是觀看和測量組織灌注，諸如供氧的血液流到心肌的灌注。在身體內指定點的灌注成像和灌注的測量例如是在美國專利5,833,613中描述的。母申請序列號10,025,200描述了用于造成和顯示大的組織區域而不是僅僅特定的樣本體積位置的灌注測量的結果的方法和設備。這樣的能力能夠快速診斷諸如心肌那樣的大的組織區域的灌注速率，使得醫生能夠快速識別其中由于局部缺血或其它血流條件而造成的、灌注有問題的小的組織區域。
正如母申請中描述的，身體的二維或三維區域的組織灌注可被顯示為與被診斷的解剖學的參數化重疊。在該母申請中給出彩色或亮度的重疊的例子，代表在心肌上所顯示的灌注的不同定量值。彩色重疊的各種彩色表示基礎組織的灌注，每種彩色相應于不同的灌注率或灌注水平。這樣的灌注圖像在概念上類似于彩色流圖像，其中血液速度的彩色重疊被顯示為在器官或血管中被測量的血流速度。像彩色流圖像一樣，灌注重疊不顯示血液本身，而是血流的參數，在本例中，是基礎組織的灌注。
然而，在這樣的灌注圖像中，灌注重疊遮蔽血流的下面的圖像。醫生可能希望觀看組織中的灌注參數和血流，但通常這僅僅在分開地觀看組織和血流圖像或參數化的灌注圖像時才能達到；醫生僅僅能選擇觀看一個圖像或另一個圖像。因此，希望能夠同時觀看血流和灌注參數。還希望以配準的方式(in registration)顯示同時發生的圖像，這樣，醫生可以立即看見和了解在感興趣的某個區域中的灌注和在該區域中的血流。
按照本發明的原理，一種方法和系統以解剖學配準的方式顯示組織灌注的參數化圖像和在組織中的血流。不透明度控制使得用戶能夠改變血流圖像和參數化圖像的相對不透明度。在顯示的實施例中，兩個圖像的不透明度可以連續地變化，使得醫生能夠同時觀看在感興趣的區域中的灌注參數和在該區域中的血流。不透明度可以在僅僅顯示血流圖像到僅僅顯示參數化圖像以及它們的中間的視圖之間變化。相對不透明度可以連續地或以離散的水平逐級變化。
在圖上
圖1是按照本發明的一個實施例的超聲成像系統的框圖。
圖2是顯示使用圖1的系統得到的心肌的B模式圖像的示意圖。
圖3顯示用于參數化成像的一系列實時圖像幀的獲取。
圖4顯示用于參數化成像的一系列幀的選通(觸發)的獲取。
圖5顯示在幾個心跳周期上的一系列實時圖像。
圖6a，6b，和6c顯示從圖5的圖像序列組合的、在獨特的心跳周期階段的圖像序列。
圖7a-7d顯示使用輔助的邊界檢測在圖像上感興趣的區域的輪廓圖。
圖8a和8b顯示對感興趣的區域的掩蓋。
圖9a和9b顯示在感興趣的區域中用于量化像素值的優選的技術。
圖10顯示從多個圖像選擇像素值以確定該像素位置的灌注曲線。
圖11顯示根據圖像數據畫出灌注曲線。
圖12顯示用平滑曲線擬合圖11的灌注曲線。
圖13a和13b顯示從灌注參數到色標和二維圖像的映射。
圖14顯示相應于心跳周期的不同階段的參數化灌注圖像的實時顯示。
圖15a-15e顯示參數化灌注圖像和解剖學功率多卜勒圖像，這兩個圖像的可變的不透明度是配準的。
圖16是按照本發明的實施例的與灌注成像有關的超聲成像系統的一部分的框圖。
圖17a-17c是按照本發明的原理工作的超聲系統顯示的屏幕照片。
按照本發明的原理構建的超聲診斷成像系統10示于圖1。超聲探頭12包括發射和接收超聲脈沖的超聲換能器陣列14。該陣列可以是用于二維成像的一維直線或曲線陣列，或可以是用于三維電子波束操縱的換能器單元的二維矩陣。陣列14中超聲換能器發送超聲能量和接收響應這個發送而返回的回波。發送頻率控制電路20通過一個被耦合到陣列14中的超聲換能器的發送/接收(“T/R”)開關22控制在預定的頻率或頻段上超聲能量的發送。換能器陣列被驅動而發送信號的時間可與內部系統時鐘(未示出)同步，或可與身體的功能，諸如心跳周期同步，在該心跳周期內由ECG設備26提供心跳周期波形。當心跳處在由ECG設備26所提供的波形所確定的它的周期的預定階段時，就命令探頭獲取超聲圖像。由探頭12發送的超聲能量可以是相對較高的(高的機械指數或MI)，這時它破壞或干擾圖像場中的反差試劑；或它可以是相對較低的能量，這時它能夠從反差試劑返回回波而基本上不干擾反差試劑。由發射頻率控制電路20生成的超聲能量的頻率和帶寬由中央控制器28生成的控制信號ftr所控制。
來自發送的超聲能量的回波由陣列14中的換能器接收，它生成回波信號，后者被耦合到TR開關22，并且當系統使用數字波束形成器時，由模擬-數字(“A/D”)轉換器30進行數字化。也可以使用模擬波束形成器。A/D轉換器30以由中央控制器28生成的信號fs所控制的采樣頻率對接收的回波信號采樣。由采樣理論闡述的想要的采樣速率至少是接收的帶寬的最高頻率的兩倍，它可以是至少30-40MHz的量級。高于最小要求的采樣速率也是有益的。
來自陣列14中各個換能器的回波信號樣本被波束形成器32延時和相加，以形成相干回波信號。然后數字相干回波信號被數字濾波器34濾波。在本實施例中，發送頻率和接收頻率被單獨地控制，以使得波束形成器32可以自由接收不同于發送頻段的頻率的一個頻段。數字濾波器34對信號進行帶通濾波，也可把頻段移動到較低的或基帶頻率范圍。數字濾波器可以是在美國專利No.5,833,613中公開的那種濾波器。
來自組織的經濾波的回波信號從數字濾波器34被耦合到B模式處理器36，以進行常規的B模式處理。B模式圖像也可以由響應于非破壞性超聲成像脈沖而返回的微氣泡回波來創建。如上所討論的，低幅度、高頻率、和短突發持續時間的脈沖通常不破壞微氣泡。
諸如微氣泡的反差試劑的已濾波的回波信號被耦合到反差信號處理器38。反差信號處理器38優選地通過脈沖倒相(pulse inversion)技術區分開從諧調的反差試劑返回的回波，其中由于多個脈沖發送到圖像位置造成的回波被組合，以抵銷基波信號分量和增強諧波分量。優選的脈沖倒相技術例如在美國專利No.6,186,950中所描述，該專利在此引用以供參考。在低的MI中反差信號的檢測和成像在美國專利No.6,171,246中描述的，該專利的內容也在此引用以供參考。
來自數字濾波器34的經濾波的回波信號也被耦合到多卜勒處理器40，以進行常規的多卜勒處理而產生速度和功率多卜勒信號。這些處理器的輸出可被顯示為平面圖像，并且也可以被耦合到3D圖像呈現處理器42，用于呈現被存儲在3D圖像存儲器44的三維圖像。三維呈現可以如在美國專利No.5,720,291和在美國專利No.5,474,073和No.5,485,842中描述的那樣被執行，這些專利的內容也在此引用以供參考。
來自反差信號處理器38、處理器36和40的信號以及來自3D圖像存儲器44的三維圖像信號被耦合到Cineloop存儲器48，該存儲器存儲大量超聲圖像中每一個的圖像數據。圖像數據優選地按組存儲在Cineloop存儲器48中，每個圖像數據組相應于在相應時間得到的圖像。對于在多個心跳中每個心跳期間在相同的時間得到的圖像的圖像數據組優選地以相同的方式被存儲在Cineloop存儲器48。在一個組中的圖像數據可用來顯示參數化圖像，表示在心跳期間的相應時間的組織灌注。被存儲在Cineloop存儲器48中的圖像數據組被耦合到視頻處理器50，它生成用于在顯示器52上呈現的相應的視頻信號。視頻處理器50優選地包括余輝處理，由此檢測的反差試劑的瞬時強度峰值可被保持在圖像中，諸如在美國專利No.5,215,094中描述的，該專利也在此引用以供參考。
現在說明在參數化圖像中顯示灌注的方式，從參照圖2開始。從感興趣的區域得到圖像60，這優選地藉助于微氣泡用作為反差試劑，如圖2所示。圖2所示的解剖組織是心臟的左心室62，然而將會看到，感興趣的區域可包括其它組織和器官。左心室62被心肌64包圍，心肌64分別具有內部邊界和外部邊界66，68，它們規定了該灌注的心肌64作為感興趣的區域。心肌可以通過使用傳統的或此后開發的技術人工地或自動地分段從而進行區分以便用于分析，如下面描述的那樣。
圖3顯示通過在心臟中存在的反差試劑得到的心肌的實時圖像序列70。該序列中的圖像幀被編號為F:1，F:2，F:3等等。序列以相應于心跳周期的ECG波形72的時間被顯示。將會看到，在心跳周期期間，可以得到10，20，30，40個或更多的圖像，這取決于心跳速率和超聲系統幀速率。在本發明的一個實施例中，得到的圖像序列70被存儲在Cineloop存儲器48中。在這個實施例中，在圖像的一個時間間隔74期間用高的MI脈沖來得到圖像。這典型地是1-10圖像幀的時間間隔。高強度發送脈沖的使用顯著地破壞或破裂圖像平面或體積中的微氣泡。在本討論中，這些高的MI幀被稱為“快閃”幀。在這個時間間隔74的末尾，用低MI脈沖在由時間間隔76規定的若干個心臟周期內對以后的圖像幀成像，因為反差試劑重新灌注心臟。圖像序列顯示在許多心跳周期內的心臟周期的動態情形以及對比度的再度加強。
可以從實時序列中選擇產圖像或在心臟周期中的特定的時間獲取圖像而不必得到連續的實時圖像序列。圖4顯示這種觸發性質的獲取，其中箭頭78表示從在心跳周期的特定的階段獲得圖像的ECG波形72觸發的時間。箭頭80表示當一個或多個快閃幀被發送時的時間，后面接著是得到低MI圖像的期間的時間間隔76。在本例中，在每個心臟周期期間僅僅得到一個圖像并存儲在Cineloop存儲器中。用戶設置觸發定時來確定心臟周期的哪個階段獲取觸發的圖像。當這些圖像從Cineloop存儲器被實時地重放時，它們不顯示心臟周期的動態情形，因為在每個圖像期間心跳處在心臟周期的相同的階段。序列在低MI時間間隔76期間得到的觸發的圖像確實顯示對比度的再加強。從圖像到圖像，觀察者可以看到在心臟組織中血液的聚集，因為每次心跳發送更多的帶有微氣泡的血液到心臟組織。從緊接在快閃幀后面的時間，可以看見再灌注，因為心肌通過由每次心跳注入的更多的微氣泡變得更亮。沒有快速地變亮的組織或比起相鄰組織其最后亮度水平較小的組織，可以表示病態條件的可能性，諸如動脈阻塞或其它疾病。
圖5和6a，6b，6c顯示來自實時連續獲取序列的多個單階段序列的組合。圖5顯示以前在圖3上顯示的連續實時序列。虛線82代表在各個不同的心跳周期間的劃分。所顯示的圖像是低MI圖像，它的前面是一個或多個快閃幀(未示出)。圓圈84a表示由ECG波形72觸發的獲取的時間；在這個圓圈中的圖像被看作為與QRS波形86一致。這些觸發的圖像被組合成在這個心跳階段的圖像序列，正如圖6a的圖像序列84a表示的。類似地，從實時序列選擇在心跳周期的其它階段觸發的圖像，如圓圈84b和84c所示。這些觸發的圖像被組合成它們的各個心跳階段的其它的圖像序列，如圖6b和6c所示。這個觸發可以實時地完成，或在后處理操作中完成，其中圖5的實時序列被獲取到Cineloop存儲器中，以及圖6a，6b，6c的觸發的序列隨后從存儲的實時序列被組合。
圖像中感興趣區域，在本例中是心肌，可以任選地通過輔助的邊界檢測被分界，如圖7a-7d所示。圖7a顯示對比度圖像序列90，它可以是實時序列70或觸發的序列80。從圖像序列90，用戶選擇圖像92，它顯示輪廓相當分明的心內的和心外的邊界。這個圖像92被放大地顯示于圖7b。選擇的圖像然后用輔助邊界檢測來處理，正如在題目為“Automated Border Detection in Ultrasonic Diagnostic Images(超聲診斷圖像中的自動邊界檢測)”的美國專利6,491,636中描述的，該專利的內容在此引用以供參考。自動的或輔助的邊界檢測以邊界94給心肌分界，如圖7c和8a所示。然后用選擇的圖像上的邊界輪廓94來自動畫出在序列90的其它圖像上的邊界，如在‘636專利上說明的和在圖5d上顯示的。替換的，在序列的其它圖像上可以通過用自動邊界檢測算法個別地處理邊界而畫出邊界。一個在其中要參數化地表示灌注的感興趣的區域現在被清晰地規定以供以后處理。如果想要的話，感興趣的區域可以進一步用掩膜96規定，如圖8b所示，其中在邊界線以內的區域被遮蔽。在本例中，在掩膜下的所有的像素都是要處理的，而在掩膜外的像素不進行參數化處理。輔助邊界檢測技術在題目為“Ultrasonic Diagnostic Imaging System With Assisted Border Tracing(帶有輔助邊界跟蹤的超聲診斷成像系統)”的同時提交的專利申請序列號[代理人檔案號ATL-349]中被描述，該專利申請的內容在此引用以供參考。
圖9a和9b顯示用于處理感興趣的區域內的像素的優選的技術，在本例中該感興趣的區域是圖8a上由邊界軌蹤94分界的心肌。如圖9a和9b所示，對于感興趣的區域內的每個像素，計算對于一個像素和它周圍的相鄰的8個像素的平均圖像強度值。在本例中對于心肌98中每個像素，這樣地計算像素值，以及該處理過程對于在序列中的每個圖像對于在相同的位置的每個像素重復進行，如對于圖10的圖像102，104，106所示的。共同位置的像素值，至少在概念上，作為時間的函數和如圖11所示的平均強度用圖形畫出，這表示由圖10的箭頭100相交的共同位置像素值的圖。共同位置的各像素然后用來形成灌注參數，以用于顯示感興趣的區域的二維或三維圖像。在優選實施例中，通過把畫出的值來擬合以下形式的曲線而產生參數I(t)=A(1-exp(-B*t))+C]]>其中A是最后的曲線強度，B是正比于曲線的初始的斜率，以及C是浮動常數。這種形式的畫出的曲線110被顯示于圖12。然后通過使用A，B和它們的組合(A*B，A/B等等)而形成參數，如下面所示。
圖13a-13b顯示通過使用上述的曲線特性根據形式為A*B的參數值創建參數化的圖像。在圖13a的表中，前面兩列表示二維圖像中像素的位置坐標。對于三維圖像，要使用第三個坐標。對于每個像素位置的A*B參數值在第三列中給出。然后由在圖13a與13b之間的標度從0到255的彩色條112表示的參數值范圍用來把每個參數值編碼(映射)成彩色、亮度、或其它顯示特性。然后彩色被顯示在二維或三維參數化圖像120的它們的各相應位置上，如圖13b所示，其中參數化地顯示所選擇的心肌的灌注。
本發明的技術可用來產生單個靜止的圖像120，如圖13b所示，或它們可用來產生參數化圖像序列，它們可以序列地或實時地顯示。例如，圖14顯示來自心跳周期不同階段的參數化灌注圖像序列，如根據序列130上各個圖像的ECG波形72上不同的點畫出的箭頭所表示的。在參數化圖像序列130中每個參數化圖像可以由例如在圖6a，6b，和6c中不同階段序列中的一個不同序列來形成。圖6a的圖像用來產生參數化圖像130a，圖6b的圖像用來產生參數化圖像130b，以及圖6c的圖像被使用來產生參數化圖像130c。當序列130完全或局部實時地被重現時，將會看到在心跳周期的不同階段期間在心肌中不同位置的改變著的灌注。這個圖像序列因此顯示心肌灌注信息和在同一個診斷圖像序列中的心內的壁的運動的動態情形。
與作為參數化圖像的基礎的解剖學相組合地顯示參數化圖像的方法顯示于圖15a-15e。圖15a顯示含有反差試劑的左心室的超聲功率多卜勒圖像92的超聲圖像顯示。圖像的較亮的中心是含有大量反差試劑的左心室的空腔，其中較暗的周圍的區域是剛開始用含有反差試劑的血液灌注的心肌。在顯示圖的左上角處是矩形的方塊160，在該方塊的頂部包含白色游標。在本實施例中，當方塊160中的游標處在頂部時，解剖學圖像92是完全不透明的以及相應的參數化圖像重疊是完全透明的。在圖15b上，方塊160的白色游標通過用戶操縱諸如鼠標或跟蹤球那樣的指向裝置而被移動到方塊160的稍微低的位置。在這種游標位置中，結構圖像92仍舊是不透明的，但在對于其顯示灌注的心肌上，參數化圖像重疊120現在是半透明的。在心肌組織周圍的邊界蹤跡94在這個圖像顯示中也是可看見的。在圖15c上，游標被移動到接近方塊160的中心，使得參數化圖像重疊120在結構圖像92的心肌上是完全不透明的。心肌的組織和血流現在完全被參數化圖像重疊120遮蔽。在構建的實施例中，參數化圖像的灌注的參數值通過被稱為“交通指示燈(stoplight)”映像的映射被映射為在顯示圖的右上角所顯示的彩色條的彩色。在交通燈指示映像中，呈現正常的或滿意的血流灌注的心肌區域被顯示為綠色，它在圖15c上被顯示為灰色陰影。呈現有問題的或有疑問的心肌區域被顯示為黃色，它在圖15c的參數化圖像上呈現為最淺的陰影，而呈現差的或沒有灌注的心肌區域被顯示為紅色，它在參數化圖像上呈現為最暗的陰影。按照用戶的喜愛，也可以使用其它彩色映像，諸如單個彩色的不同的陰影或亮度。
在圖15d上，游標被移動到方塊160的下部位置，造成結構圖像92成為稍微透明的或半透明的。最后，當游標移動到方塊160的底部時，結構圖像變為完全透明的，只留下不透明的參數化圖像120。因此通過操縱游標，醫生只要移動游標160和變化結構圖像92和參數化圖像120的相對不透明度就能夠容易地看見心肌組織的灌注、血流本身、或同時看見二者。兩個圖像保持解剖學配準，這樣，醫生總是能夠把灌注和身體上存在灌注的和進行測量的該點相聯系。
能夠進行不透明度控制的超聲系統的部分顯示于圖16。回波信號由諧波信號檢測器138接收，它從組織和/或血流中的反差試劑返回的回波信號中分離和檢測諧波信號分量。諧波信號分離可以由帶通濾波器或通過脈沖倒相來實現，正如在美國專利5,706,819(Hwang)，5,951,478(Hwang等)，和6,193,662(Hwang)中描述的。諧波信號通過幅度檢測或多卜勒處理(見美國專利6,095,980)被檢測，以及被存儲在圖像數據存儲器140中。圖像所使用的圖像數據被轉發到掃描變換器142，它產生所要求的圖像格式的圖像數據，例如扇形、矩形、虛擬頂點、或彎曲的線性。掃描變換的圖像數據被存儲在圖像數據存儲器中，由輔助的邊界檢測器144和灌注參數處理器從該存儲器進行存取。輔助的邊界檢測器144響應于來自用戶控制板150上的跟蹤球指向裝置的輸入，參考圖像數據來找到控制點并相對于圖像數據來定位和伸縮邊界樣板，正如在同時提交的專利申請序列號[代理人檔案ATL-349]中更詳細地討論的。樣板數據由邊界樣板貯存裝置146提供。由于控制點和邊界被畫出和定位在圖像上，由輔助邊界檢測器144產生的控制點和邊界數據被加到圖形處理器148，它產生要用圖像數據來顯示的控制點和邊界的圖形重疊。已被分界的邊界也被提供到灌注參數處理器156，它計算和彩色映射在由邊界分界的區域或體積中的灌注參數，正如以上結合圖8-13說明的。對于感興趣的區域的灌注彩色值也被耦合到圖形處理器148，它組合灌注參數與邊界，以形成參數化的圖像148，如圖15b-15e所示，并且還附加上游標160的圖形。相應于(以及因而在解剖學上配準)參數化圖像的圖像數據被耦合到圖像數據處理器154。來自用于移動游標160的用戶控制板上的指向裝置的信號同時被耦合到圖像數據處理器154和圖形處理器148，其中該信號被使用來適當地調節圖像數據處理器的結構圖像和圖形處理器的參數化圖像的相對不透明度。游標與參數化圖像和結構圖像數據的圖形重疊被存儲在顯示器存儲器152，由視頻處理器50從該存儲器訪問它們以用于顯示。
圖17a-17c是超聲顯示的重現，它顯示參數化圖像、圖像序列、灌注的圖形圖像和按照本發明的原理的組合的結構與灌注圖像。在顯示器的中心是各圖像的Cineloop的順序圖像的水平帶條，它們被用來計算灌注參數。帶條的開頭三個圖像幀顯示快閃幀，在該快閃幀期間反差試劑在灌注測量之前被破壞或破裂。在帶條中心由明亮的輪廓突顯的圖像幀以放大的形式被顯示為在顯示器的左上方的結構圖像92。在左心室的大的結構圖像的右面是由不同參數顯示的灌注的四個參數化圖像。左上方參數化圖像顯示在心肌中得到的最后的灌注水平，表示穩態的最大灌注。這例如將是圖12的曲線110的最后的平穩段或幅度。右上方參數化圖像顯示灌注曲線或灌注速率的時間常數。這例如將是曲線110的時間常數(斜率)。左下方參數化圖像顯示A×B灌注，正如以上參照曲線110的方程而說明的。這個參數化圖像由明亮的輪廓突顯出，表示這個參數化圖像120與被顯示在左面的結構圖像92配準。右下方參數化圖像顯示曲線與圖像序列的灌注數據相擬合的質量，它提供用于灌注分析而得到的數據的可靠度的指示。
可以看到大的結構圖像92具有在心肌上的兩個白色標記，并表示為“1”和“2”。在顯示圖的底部顯示用于產生突顯的參數化圖像120的相同的處理過程所計算的對于心肌的這兩個點的灌注曲線。一個或多個灌注曲線可以同時被顯示在顯示器的這個區域。每個灌注曲線以兩種方式顯示作為由線段連接的灌注數據點，諸如圖11所示的，以及作為擬合于這些數據點的曲線，諸如圖12的曲線110所示的。用戶可以點擊圖像92的解剖的任何點，并立即看見對于身體內的指定的點的灌注數據和曲線。
在圖17a的顯示圖上，可以看到方塊160的游標被定位在方塊的頂部，使得結構圖像完全是不透明的而參數化圖像是完全透明的。當用戶移動在方塊160的下部的游標時，如圖17b所示，在與結構圖像配準的參數化圖像開始出現。在這個圖上，不透明的參數化圖像120被顯示在心臟的不透明的解剖學圖像92上。在圖17c，游標被移動到方塊160的底部，以及解剖學圖像92成為完全透明的，而參數化圖像保持為完全不透明的。圖17a-17c的實施例向醫生提供各種各樣的診斷圖像和數據顯示，用于心臟和其它條件的快速而精確的診斷。
將會看到，無論何時一個描繪解剖學參數化的圖像被顯示為與根據其計算參數的解剖學圖像相配準時，可變的不透明度控制可以找到用處。例如，諸如彩色流圖像的解剖學多卜勒圖像就是用諸如在血管或器官中血流的速度的解剖學參數的彩色重疊來顯示心臟或血管的解剖。本發明的可變的不透明度控制可用于這些圖像，以便以解剖學配準方式同時顯示流動的血液和它的速度，這里血液或速度參數是完全不透明的、透明的或半透明的。
還將看到，雖然在以前的實施例中顯示連續可變的游標，但也可以采用增量步進的控制，其中解剖的和參數化的圖像的相對不透明度可從一個離散的相對不透明度設置調整到另一個設置。
本領域熟練技術人員將會容易地看到，不透明度控制功能可以在兩個或多個分開的游標之間被劃分而不使用單個游標來同時控制參數化的和B模式的圖像的不透明度。例如，一個游標可用于控制解剖的顯示的不透明度，而第二個游標用來控制參數化重疊的不透明度。還將會看到，在解剖的和灌注的圖像作為實時圖像序列被重現時，兩個顯示的相對重疊可被動態地調節。
權利要求
1.一種同時顯示參數化診斷圖像和相應于參數化診斷圖像的感興趣的區域的解剖學診斷圖像的方法，包括獲取物體的感興趣的區域的解剖學圖像；獲取物體的感興趣的區域的參數化的圖像；以及以與該解剖學圖像解剖學配準的方式顯示該參數化圖像，其中所配準的參數化圖像和解剖學圖像的相對不透明度是可變的。
2.權利要求1的方法，其中獲取解剖學圖像包括獲取包含血流的身體的一個區域的解剖學圖像；以及其中獲取參數化圖像包括獲取在身體的該區域中血流的特征的參數化圖像。
3.權利要求2的方法，其中獲取參數化圖像包括獲取在身體的該區域中組織的血流灌注的參數化圖像。
4.權利要求3的方法，還包括向物體的感興趣的區域導引反差試劑流。
5.權利要求1的方法，還包括以連續的方式改變所配準的參數化圖像與解剖學圖像的相對不透明度。
6.權利要求1的方法，還包括以步進的方式改變所配準的參數化圖像與解剖學圖像的相對不透明度。
7.權利要求5的方法，其中改變相對不透明度還包括在一個范圍內改變不透明度，該范圍從一個不透明的解剖學圖像和一個透明的參數化圖像延伸到一個與不透明的參數化圖像重疊的不透明的解剖學圖像；到一個透明的解剖學圖像和一個不透明的參數化圖像。
8.權利要求7的方法，其中在一個范圍內改變不透明度還包括在一個含有不透明度設置的范圍內改變不透明度，其中一個半透明的參數化圖像以與基本上不透明的解剖學圖像相配準的方式被顯示。
9.權利要求6的方法，其中改變相對不透明度還包括一個范圍內改變不透明度，該范圍在從一個不透明的解剖學圖像和一個透明的參數化圖像延伸到一個與不透明的參數化圖像重疊的不透明的解剖學圖像；到一個透明的解剖學圖像和一個不透明的參數化圖像。
10.一種用于以與物體的感興趣的區域的解剖學圖像的解剖學上的配準的形式來顯示參數化圖像的診斷成像系統，包括物體的感興趣的區域的診斷圖像的源；物體的感興趣的區域的參數化圖像的源；被耦合到診斷圖像的源和參數化診斷圖像的源的顯示器，該顯示器以解剖學上配準的方式顯示診斷圖像和相應的參數化診斷圖像；被耦合到顯示器的顯示處理器，它用來設置所配準的診斷圖像與參數化圖像的相對不透明度；以及被耦合到顯示處理器的用戶控制器，用戶可以通過它設置所配準的診斷圖像與參數化圖像的相對不透明度。
11.權利要求10的診斷成像系統，其中診斷圖像的源包括一個含有血流的感興趣的區域的診斷圖像的源；以及其中參數化圖像的源包括在感興趣的區域中的血流的特性的至少一個參數化圖像的源。
12.權利要求11的診斷成像系統，其中參數化圖像的源包括在感興趣的區域中顯示的組織中的血流灌注的至少一個參數化圖像的源。
13.權利要求10的診斷成像系統，其中顯示處理器還包括不透明度處理器，該處理器用來在一個范圍內設置所配準的診斷圖像和參數化圖像的相對不透明度，該范圍在從一個不透明的解剖學圖像和一個透明的參數化圖像變化到一個與不透明的參數化圖像重疊的不透明的解剖學圖像；到透明的解剖學圖像和不透明的參數化圖像。
14.權利要求10的診斷成像系統，其中用戶控制器包括一個被耦合到顯示處理器的用戶控制器，用戶可通過它在連續的相對不透明度設置值范圍內設置所配準的診斷圖像和參數化圖像的相對不透明度。
15.權利要求10的診斷成像系統，其中用戶控制器包括一個被耦合到顯示處理器的用戶控制器，用戶可通過它把所配準的診斷圖像和參數化圖像的相對不透明度設置為相對不透明度設置值的一個不連續數。
16.權利要求10的診斷成像系統，其中用戶控制器包括一個被耦合到顯示處理器的用戶控制器，用戶可以通過它把所配準的診斷圖像和參數化圖像的相對不透明度設置成一個設置值，在該值下顯示器顯示一個與基本上不透明的診斷圖像配準的半透明的參數化圖像。
17.權利要求10的診斷成像系統，其中顯示器還包括以在解剖學上配準的方式實時顯示一個診斷圖像序列和一個相應的參數化圖像的顯示器。
18.權利要求10的診斷成像系統，其中用戶控制器包括一個被耦合到顯示處理器的用戶控制器，用戶可通過它把配準的診斷圖像和參數化圖像的相對不透明度設置成一個值，在該值下顯示器以一個與基本上不透明的參數化圖像配準的方式顯示半透明的診斷圖像。
19.權利要求10的診斷成像系統，其中用戶控制器還包括多個分開的用戶控制器，用戶可通過它們設置參數化圖像的不透明度和所配準的診斷圖像的不透明度。
全文摘要
描述了一種用于以與包含血流的組織的解剖學超聲圖像配準的方式顯示表明組織灌注的超聲參數化圖像的方法和系統。參數化圖像和解剖學圖像的相對不透明度可以變化，使得醫生能夠同時或快速地接連地觀看灌注參數和血流。在所顯示的實施例中，可以單獨地或以與不同的或相等的不透明度的解剖學配準的方式觀看解剖學圖像或參數化圖像。相對不透明度可以以平滑地連續的或逐級的方式改變。
文檔編號A61B8/06GK1890579SQ200480035959
公開日2007年1月3日 申請日期2004年11月22日 優先權日2003年12月3日
發明者R·加格, D·多利米爾, D·斯克巴 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司