醫學超聲剪切波成像中的分類預處理的制作方法

專利名稱：醫學超聲剪切波成像中的分類預處理的制作方法
醫學超聲剪切波成像中的分類預處理技術領域
本實施例涉及超聲成像。特別地，超聲剪切波成像可以被改進。
背景技術：
剪切波速信息對于診斷可以是有用的。除了聲阻抗(例如B模式)和多普勒(例如血流(flow)模式)成像之外，剪切波信息可以指示組織特征。然而，組織中的剪切波傳播的復雜性可能導致重大的錯誤。例如，對于流體或流體組織，剪切波速可能較不精確地被確定，從而導致表面上為任意的值。
為了從剪切波圖像中去除流體的影響，通過在攪拌之后測量血流，流體區域可以與固體組織區域分開。為了進行攪拌，聲能被用來在流體中生成流。在連續的或順序的回波信號之間的相關系數被計算，以將固體組織與被攪拌的流體區別開。然而，在活體掃描 (live scanning)中，固體組織的運動可以產生與通過聲能攪拌誘發的流體運動相同的去相關的幅度。區別的能力可能被限制。發明內容
通過介紹，下面描述的優選實施例包括用于針對醫學超聲剪切波成像進行分類預處理的方法、指令和系統。響應于應激(stress),在患者中的一個或多個定位(location) 處的位移被測量。隨著時間變化的位移(displacement over time)是表示定位的位置中的移位(shift)的曲線。該曲線的諸如信噪比和最大位移之類的一個或多個特征被用來對該定位進行分類。該定位被分類為流體或流體組織、固體組織、非確定性的 (non-determinative)或其它類。隨后的剪切成像可以提供針對固體組織的定位的剪切信息，并且不在其它定位處提供剪切信息。
在第一方面中，一種用于要被用在醫學超聲剪切波成像中的分類預處理的方法被提供。利用超聲，響應于脈沖激勵(impulse excitation)的在患者內的第一定位處的隨著時間變化的位移被測量。隨著時間變化的位移的最大值被確定。隨著時間變化的位移的信噪比被確定。處理器把第一定位分類為多個類型的組織中的第一類型。分類是隨著時間變化的位移的最大值以及隨著時間變化的位移的信噪比的函數。
在第二方面中，一種非暫時性的計算機可讀存儲介質已經在其中存儲了表示可被用于在醫學超聲剪切波成像中進行分類預處理的已編程的處理器運行的指令的數據。該存儲介質包括用于如下操作的指令確定患者中的響應的位移分布(profile),計算位移分布的第一特征，至少部分地基于第一特征來將流體和流體組織與固體組織區別開，掩蔽 (mask out)來自流體或流體組織的圖像的剪切波信息。
在第三方面中，一種用于在醫學超聲剪切波成像中進行分類預處理的系統被提供。換能器被配置來將聲脈沖激勵發射到患者中并且被配置來利用超聲掃描患者的區域。 接收波束成形器被配置來在聲脈沖激勵之后的不同時間生成表示該區域的數據。所述數據根據利用超聲的掃描被生成。處理器被配置來估計由聲脈沖激勵誘發的組織位移，導出描述組織位移的分布的特征的至少一個參數以及基于至少一個參數對區域中的組織進行分類。顯示器被配置來顯示表示針對第一定位的剪切的圖像。第一定位根據組織的分類被確定。本發明通過下面的權利要求書來限定，并且本部分中沒有任何事物應該被看作對那些權利要求的限制。本發明的其他方面和優點連同優選實施例在下面被討論，并且稍后可以獨立地或組合地被請求保護。


部件和附圖不一定按比例繪制，重點而是被放在圖示本發明的原理上。此外，在附圖中，遍及不同的視圖，相似的參考數字標明相對應的部分。
圖1是用于要被用在醫學超聲剪切波成像中的分類預處理的方法的一個實施例的流程圖；圖2是實例超聲醫學圖像；圖3是圖2中所表示的兩個定位的隨著時間變化的位移的實例曲線圖；圖4示出了針對圖2中所表示的兩個定位的實例經過平滑的以及噪聲位移曲線；圖5是根據一個實施例的基于最大位移和信噪比的分類的圖形表示；圖6示出了在左側具有B模式圖像以及在右側具有根據信噪比生成的圖像的兩個實例醫學圖像；并且圖7是用于醫學超聲剪切波成像中的分類預處理的系統的一個實施例的框圖。
具體實施方式
感興趣的區域中的定位被分類為固體組織或其它類型的物質。固體組織區域可以考慮到更精確的剪切測量。諸如流體或流體組織之類的其它類型可以針對剪切速度而較不精確地被測量。與固體組織相關聯的定位被包括在剪切成像中，而其它定位可以被預排除在剪切波傳播場的成像之外。分類可以可替換地或附加地標識與陰影區域或/和低回波區域相關聯的區域，用于被排除在剪切波成像之外。
感興趣的區域可以包括流體(例如血液或尿)、骨骼以及組織。組織可以包括像流體那樣的組織(即流體組織)或固體組織。固體組織包括肌肉、脂肪、器官或具有比流體和骨骼相對更有彈性的特性的其它結構。囊腫或其它組織結構可以具有高流體含量。為了減小剪切波成像中的不精確性，流體組織或流體與固體組織被分割。
當固體組織和流體組織被脈沖力(impulse force)激勵時,這兩種組織都被移置。 隨著時間變化的位移分布的特征可以依據組織的類型而不同。固體組織中的位移取決于剪切波方程，而流體組織中的位移取決于納維葉-斯托克斯(Navier-Stokes)方程。與固體組織中的位移分布相比，流體組織中的最終得到的位移分布表明顯著的噪聲。回波信號的信噪比(SNR)也對該位移分布的SNR有貢獻。
位移分布的除了 SNR之外的或者作為SNR的替換方案的其它參數可以被用于進行分類。例如，位移分布中的最大位移可以把流體或流體組織與固體組織的低回波區域區分開。當一起被使用時，SNR和最大位移可以辨別流體和流體組織與軟和硬固體組織。
由脈沖激勵誘發的組織位移被估計。描述位移分布的特征的至少一個參數被估計。基于導出的參數，組織被分類到來自多個類別中的至少一個類別中。在一個例子中，位移分布的SNR以及最大值被用來把組織分類到流體組織類型或固體組織類型中。在另一例子中，諸如回波信號的統計量(例如均值或更高階的統計量)之類的另一特征和SNR以及最大位移一起被使用來進行分類。
圖1示出了一種用于要被用在醫學超聲剪切波成像中的分類預處理的方法。該方法通過圖7的系統或不同的系統來實施。附加的、不同的或更少的動作可以被提供。例如， 動作30并不被執行，并且應激源通過(手動地)使用重擊物的體或通過其它機構來提供。作為另一例子，計算位移的不同參數，而不是動作36中的SNR和/或動作38中的最大位移。 動作40是可選的。在還有另一例子中，動作44和/或46沒有被提供，并且分類被用于其它目的。這些動作以所描述的或所示出的次序被執行，但是可以以其它次序被執行。
圖1的方法的描述被提供在圖2中所表示的例子的上下文中。圖2示出了乳腺組織的二維區域的B模式圖像或回波圖像。該方法可以被用于其它器官。該區域包括囊腫(在定位B周圍的較暗的區域)。超過一個的囊腫或者沒有囊腫可能在該區域中。該區域可能包括諸如骨骼或流體之類的其它類型的物質。兩個有代表性的定位A和B被示出。定位A 在固體組織區之內，而定位B在流體組織內部。該方法針對一個或多個定位被執行。在一個實施例中，在整個視野或感興趣的區域中，針對B模式或掃描樣本定位中的每個，該方法被執行。較不密集的或較密集的采樣可以被使用。
在圖1的動作30中，聲激勵被發射到患者中。聲激勵充當脈沖激勵。例如，功率或峰值振幅水平類似于或高于用于對組織進行成像的B模式發射的400循環發射波形(400 cycle transmit waveform)被發射。在一個實施例中，發射是被施加到視野上的福射力序列。任何聲輻射力成像(ARFI)序列都可以被使用。
發射通過功率、振幅、定時(timing)或其它特征來配置，以在組織上引起足以移置在一個或多個定位處的組織的應激。例如，發射焦點被安放接近視野的底部、中心，以引起遍及視野的位移。針對不同的子區域，發射可以被重復。
激勵從超聲換能器被發射。激勵是聲能。聲能被聚焦，從而導致三維波束分布。通過使用相控陣和/或機械焦點，激勵被聚焦。激勵在諸如仰角維度(elevation dimension) 之類的一個維度中可以是未聚焦的。激勵被發射到患者的組織中。
在動作32中，患者中的響應的位移分布被確定。例如，針對定位A和B的位移分布在圖3中被論證。激勵引起組織的位移。剪切波被生成，并且從焦域傳播。隨著剪切波穿過組織，該組織被移置。縱波或位移的其它起因可以被使用。該組織被迫使在患者中移動。
由力或應激引起的位移被測量。隨著時間的過去在一個或多個定位處測量位移。 位移測量可以在應激或脈沖結束之前開始，諸如通過使用不同的頻率或編碼開始。可替換地，位移測量在脈沖結束之后開始。由于引起與應激點或應激區域隔開的組織中的位移的剪切波、縱波或其它波花費時間來行進，所以從松弛狀態或部分緊張的狀態到最大位移并且接著到松弛狀態的位移可以被測量，如在圖3中所表示的那樣。可替換地，只有當組織正在松弛以形成最大值時，位移才被測量。
測量結果是位移的量或幅度的測量結果。組織在任意方向上被移動。測量可以沿著最大移動的方向進行。運動矢量的幅度被確定。可替換地，測量沿著給定的方向進行，諸如垂直于掃描線進行，而不論組織在其它方向上是否或多或少被移置。
位移利用超聲掃描被探測。諸如感興趣的區域、整個視野或感興趣的子區域之類的區域利用超聲被掃描。對于給定的時間，超聲被發射到該組織或感興趣的區域。任何現在公知的或以后被開發的位移成像都可以被使用。例如，具有I至5個循環持續時間的脈沖(pulse)以小于720mW/cm2的強度被使用。具有其它強度的脈沖可以被使用。
來自發射的回波或反射被接收。回波被波束成形，并且被波束成形的數據表示一個或多個定位。為了探測位移，超聲能量被發射到經歷位移的組織，并且能量的反射被接收。任何發射和接收序列都可以被使用。
通過多次執行發射和接收，在不同時間的表示一維、二維或三維區域的數據被接收。發射和接收被執行多次，以確定由于位移引起的改變。通過利用超聲重復掃描，組織在不同時間的位置被確定。
通過使用B模式探測或多普勒探測，回波被探測。位移根據每個空間定位的差異被探測。例如，強度圖(intensity pattern)(例如斑點追蹤)中的速度、方差(variance)、 移位或其它信息根據接收到的數據被探測為位移。
在使用B模式數據的一個實施例中，來自不同掃描的數據是相關的。例如，當前的數據集與參考數據集多次相關。兩個數據集之間的不同的相對平移和/或旋轉被執行。以參考集中的給定的定位為中心的數據子集的定位在當前集合中被標識。
參考是第一數據集或來自另一掃描 的數據。相同的參考被用于整個位移探測，或者參考數據在前進的或移動的窗中改變。
相關是一維、二維或三維。例如，沿著掃描線遠離和朝向換能器的相關被使用。對于二維掃描，平移沿著兩個有旋轉或沒有旋轉的軸線。對于三維掃描，平移沿著三個有或沒有圍繞三個或更少的軸線旋轉的軸線。在不同的偏置位置的每個處的數據的相似水平或相關水平被計算。具有最大相關的平移和/或旋轉表示針對與當前數據相關聯的時間的運動矢量或偏置同參考相比較。
任何現在公知的或以后被開發的相關可以被使用，諸如互相關、模式匹配或絕對差的最小和。組織結構和/或斑點被相關。通過使用多普勒探測，雜波濾波器通過與移動的組織相關聯的信息。組織的速度從多個回波被導出。該速度被用來確定朝向或遠離換能器的位移。可替換地，不同定位處的速度之間的相對物或差可以指示應激或位移。
圖3示出了兩個實例位移分布。運動矢量隨著時間的過去距參考數據的距離的幅度被示出。分析的周期在約10毫秒以上，但可能更長或更短。針對與固體組織相關聯的定位A的位移分布具有比針對與流體組織相關聯的定位B的位移分布更平滑的外觀。其它位移分布是可能的。
在動作34中，位移分布的特征被計算。任何特征都可以被使用。超過一個的特征可以被計算。在圖1的例子中，位移分布的SNR (動作36)以及最大位移(動作38)被計算。 不同的特征、附加的特征或更少的特征可以被計算。
在動作36中，位移分布的SNR被確定。通過從該分布中標識出噪聲來確定隨著時間變化的或作為時間的函數的位移的SNR。噪聲可以以任何方式被標識，諸如通過選擇該分布的高頻分量而被標識。傅立葉變換可以被用來確定高頻噪聲。
在用于標識噪聲的一個實施例中，位移分布被濾波。諸如巴特沃思(Butterworth)濾波器之類的低通濾波器被應用于該分布(即時域濾波)。濾波器是無限脈沖響應(IIR)濾波器或有限脈沖響應(FIR)濾波器。經過濾波的隨著時間變化的位移從在濾波之前的隨著時間變化的位移中被減去。差表不了噪聲。
圖4示出了在濾波之前和濾波之后針對定位A和B的位移分布(左側)。未被濾波的位移曲線在圖4中也被表示為在左側的虛線。在經過濾波的位移分布中，高頻信息被去除或被減少。通過從未被濾波的位移曲線中減去經過濾波的位移曲線所獲得的噪聲也被示出(右側)。針對(與流體組織相關聯的)定位B的噪聲比針對(與固體組織相關聯的)定位A 的噪聲變化更多并且具有更大的振幅。
為了計算SNR，噪聲信息被量化。噪聲信號的均方根(RMS)被計算，以表示噪聲水平。其它計算可以被使用，諸如峰值的絕對值的平均。
為了確定SNR，信號水平被計算。在一個實施例中，信號水平通過在經過濾波的位移分布之下的區來表示。經過濾波的位移的積分被計算。其它信號水平測量可以被使用。
通過把信號(例如經過濾波的位移的積分)除以噪聲(例如噪聲的RMS)，SNR被提供。包括其它變量的其它函數可以被使用。在來自圖4的例子中，針對兩個定位A、B的SNR 被計算。針對其它定位的SNR可以被計算。
在動作38中，最大位移被計算。最大位移根據該位移分布被計算。組織沿著線、 在平面內或在體積內運動的峰值或最高量或者移位的幅度被計算。經過平滑的或經過濾波的位移曲線被用于最大值計算。在其它實施例中，原始的或未被濾波的位移曲線可以被使用。在整個分布或部分分布上的最大值被標識或被確定。在圖4的例子中，對于定位A，為 O. 9微米的最大位移發生在約1. 7毫秒時，而對于定位B，為1. 3微米的最大位移發生在約 O. 8暈秒時。
在可選的動作40中，除了來自于位移分布的參數之外的另一參數被計算。在圖1 的例子中，其它參數可以 包括回波信息的統計量、回波信號的信噪比和/或隨著時間變化的回波信號的去相關測量。例如，在被用于位移分布的相同的周期上的對于定位的B模式信息的均值被計算。代之以或另外地，更高階的統計量可以被計算。任何統計量或其它參數可以被用于分類。這些統計量可以是空間的和/或時域的。回波信號的SNR可以被計算為在有發射的接收信號強度與沒有發射的接收信號強度之間的比率。去相關系數可以被計算為I減去回波信號的被歸一化的相關系數，其中所述回波信號在ARFI或其它激勵波束之前以及在ARFI或其它激勵波束之后被探測到。
在動作42中，一個或多個定位被分類。在每個定位處的組織或其它物質都獨立地或單獨地被分類。針對每個定位的分類都依賴于針對那個定位的數據，并且不依賴于針對其它定位的數據。在可替換的實施例中，空間濾波或來自鄰近定位的信息可以被用于對給定的定位進行分類。
分類標識出該物質。任何類型的物質都可以被標識。在一個實施例中，分類把該定位標識為流體(包括流體組織的類別或類型)、固體組織或其它(例如不可確定的)組織。該定位被分類為所述組中的一個。所述組可以包括更多的或更少的選項或類，諸如在(a)流體或流體組織與(b)固體組織之間進行選擇。
分類將固體組織與其它物質區別開，諸如與流體組織和另一類區別開。處理器執行分類，而無需用戶選擇或輸入。處理器使用具有或沒有其它信息或參數的位移分布的特征。例如，處理器根據SNR、最大位移或者SNR和最大位移進行分類。利用SNR和最大位移進行分類可以在流體組織、固體組織以及其它的或未被確定的組織之間進行區別。
圖5示出了使用位移分布的SNR與最大位移這兩個參數的分類的一個實施例。抖動噪聲水平被用來把“未被確定的”類別分類。如果最大位移低，則可能存在不充足的信息或非組織或流體物質。針對低的最大位移，沒有分類或者類是“未被確定的”類別。對于較低的SNR與較高的位移，該定位處的物質被分類為流體或流體組織。針對這兩個參數的其它組合，在該定位處的物質被分類為固體組織。除了圖5中所示的函數之外的函數可以被使用。
分類函數基于實驗、數學函數、統計學或其它信息。例如，模糊邏輯被用來進行分類。在該方法中，每個組織類型的隸屬函數都以經驗為主地針對每個參數(例如SNR、最大位移)被定義，在給定定位處的輸入參數的情況下的每個隸屬函數的輸出被合計，以生成組織類型的似然性(likelihood)。和的最大值對應于要被分配的組織類型。作為另一例子，從具有關于該類的已知真實數據(ground truth)的訓練樣本或數據的收集中進行學習的機器被用來確定用于進行分類的統計量或矩陣函數。概率函數指示了針對給定的定位的每個類的似然性，并且具有最高概率的類被選擇。通過使用查找表、模糊邏輯函數、已編程函數或矩陣函數，分類被執行。
再次參照圖1,從動作42到動作32的反饋表示針對多個定位重復該分類。例如， 位移分布以及該位移分布的特征針對視野中的每個定位都被確定。該重復使用相同的或不同的動作30中的發射。在感興趣的區域足夠小的地方，一個脈沖被使用。通過使用以每個定位為中心的窗，在不同定位處的位移被確定。針對每個定位，窗或核(kernel)在該定位上方被定中心。窗之內的表示空間定位的數據被用于相關。針對每個定位，位移都被單獨地確定。在其它實施例中，發射動作30被重復。針對感興趣的區域的一個、一些或子集的位移響應于動作30的每個發射被確定。
在任何尺寸的區域上，位移分布被探測。在一個實施例中，在可能包括要被診斷的組織的感興趣的區域(諸如 用于B模式成像的整個掃描區域的約三分之一到二分之一)中， 位移被探測。更大的、更少的或者沒有感興趣的區域可以被使用，諸如在整個成像區域上方探測位移。更窄的感興趣的區域可以考慮到在更少地重復動作30的發射激勵波形的情況下的位移探測。根據可能被成形的接收波束的數目以及樣本強度，沒有、一個或多個重復可以被使用。
諸如在每個B模式樣本定位上都采樣位移之類的完全采樣可以被使用。相對于B 模式掃描網格對位移的更大的或更少的(例如稀疏的)采樣可以被使用。圖6示出了針對相同的采樣密度的B模式圖像以及SNR圖像。SNR信息更好地指示了囊腫。SNR圖像可以被顯示給用戶，或者可以不被顯示給用戶。
在動作44中，分類被用來在空間上掩蔽剪切波信息。剪切波信息要針對固體組織的定位被顯示。針對其它定位，諸如針對流體組織或未被確定的定位，剪切波信息不被顯示。這些定位被遮蔽。基于遮蔽，所確定的剪切波信息不被顯示，或者剪切波信息甚至不被計算。在圖像中，來自流體或流體組織的不可靠的剪切信息不被呈現給用戶，從而避免混淆。
在動作46中，剪切波成像被執行。根據對剪切波的組織反應被確定的剪切速度、模量或其它信息被探測。任何剪切成像都可以被使用。由于動作44的遮蔽，被顯示的圖像表示針對固體組織區域的剪切波信息，并且不是針對流體或流體組織區域的剪切波信息。
針對與該位移相同的定位的剪切信息被探測。不同于位移計算的發射和掃描被用于剪切成像。可替換地，就分類而論，相同的發射以及甚至位移分布被用于剪切成像。剪切波從原點(例如發射焦域)行進到該定位的時間被確定。最大位移或位移分布的其它部分指示剪切波的到達時間。剪切波的速度根據定時信息被計算。
針對剪切波成像，脈沖激勵在空間定位處生成剪切波。在激勵足夠強的地方，剪切波被生成。剪切波沿著聲波發射方向比縱波更慢地傳播穿過組織。剪切波在包括垂直于所施加的應激的方向的方向的各種方向上傳播。在更接近于剪切波生成的定位的定位處，剪切波的位移更大。
超聲數據被獲得。超聲數據中的至少一些響應于剪切波。感興趣的區域被監控， 以探測剪切波。感興趣的區域可以是任何尺寸，諸如在橫向上為6mm而在軸向上為10mm。 探測區域通過超聲來監控。例如，B模式掃描被執行來探測由剪切波引起的組織位移。針對剪切波，多普勒、彩色血流或其它超聲模式可以被使用來進行監控。
針對任何數目的掃描線，監控都被執行。例如，響應于每個發射，四個接收波束被成形。在發射激勵以生成剪切波之后，B模式發射沿著單個掃描線被重復執行，而接收沿著四個鄰近的掃描線被重復執行。在其它實施例中，響應于每個發射，只有單個接收波束或其它數目的接收波束被成形。任何數目的重復都可以被使用，諸如約120次。超聲數據中的一些(諸如在重復開始和結束時)可以不響應于剪切波。
隨著剪切波傳播穿過掃描線，由于組織的位移，B模式強度可以變化。針對被監控的掃描線，數據序列被提供，其中所述數據序列表示由剪切波產生的組織運動的時間分布。 例如，來自多個空間定位(例如沿著掃描線)的數據根據時間被相關。任何彈性探測都可以被使用。針對每個深度或空間定位，在多個深度或空間定位(例如中心深度為分布被計算的點的64個深度的核)上的相關被執行。空間中的二維或三維位移可以被使用。沿著不同于掃描線或波束的方向的一維位移可以被使用。
在給定的時間具有最高的或足夠的相關的空間偏置指示位移的量。在不同的時間針對給定的定位確定位移。針對給定的定位的時域分布指示剪切波的探測。針對非噪聲或變化的單個實例，分布被檢查。(具有或沒有時域低通濾波的)分布中的峰值指示剪切波前的通過。最大位移被選擇，但是平均值或其它位移統計量可以被使用。在給定的定位處的最大剪切被探測。可替換地，平均值或其它剪切被探測。
為了監控更大的區域，響應于監控發射波束，附加的接收波束被成形。可替換地， 另一剪切波被生成，并且發射波束和接收波束被提供在距剪切波生成點的不同距離處。在上面的6mmX IOmm的例子中，36個接收掃描線可以被提供。在每個發射波束四個接收波束的情況下，針對不同的橫向間隔，該過程被重復九次。針對每個接收波束定位，運動信息的時間分布被提供，通過超聲數據被表示。在時域分布的形成期間，避免為了監控相同的剪切波而沿著不同的掃描線發射，以提供更高的時域分辨率，但是交織的或移位的掃描位置可以被提供。
上面的討論是針對一個深度的。采樣可以被布置來提供覆蓋感興趣的區域的整個軸向范圍的一個門(gate)。在另一實施例中，針對每個接收波束，樣本在多個深度被獲得。針對每個軸向深度以及橫向定位，單獨的時間分布被提供。任何數目的深度都可以被使用， 諸如針對5mm約有200個或針對IOmm約有400個。
表示感興趣的區域中的不同定位的超聲數據被獲得。超聲數據與掃描實時地被獲得或者從存儲器中被獲得。針對每個定位，運動信息表示在不同時間的響應。其它掃描、監控或技術可以被用來獲得超聲數據，以估計剪切幅度。
針對組織的不同空間定位，剪切速度被探測。針對每個定位，作為時間的函數的位移被確定。通過確定從剪切波的生成直到探測到不同定位處的剪切波的時間，剪切速度被獲得。時間以及距該定位的距離確定了速度。從掃描線間隔(即用于生成剪切波的發射波束位置與用于探測剪切波的接收波束位置)中得知該距離。從剪切波的生成與探測之間的相對時間中得知該時間。
其它技術可以被用來探測分布中的峰值。例如，回歸被應用。由于剪切波速是線性的，所以具有自動異常值探測的穩健線性回歸可以指示該剪切波速。針對感興趣的區域中的所有樣本點的超聲數據針對作為時間的函數的距離或者通過時間和距離被繪制。線性回歸被應用到該繪圖或數據，從而給該數據提供線擬合。該線的斜率指示該剪切波速。
剪切波信息被用于顯示值的顏色疊加或其它調制。例如，剪切波信息被顯示在B 模式信息上方或與B模式信息一起被顯不。位移數據具有顯不格式，或者可以被掃描轉換為顯示格式。位移數據是色標數據(color scale data)或灰度數據，但是可以是在映射之前的具有灰度或色標的數據。信息可以線性地或非線性地被映射到顯示值。
圖像表示位移信息，諸如針對不同定位的剪切或模量(例如剪切模量)。在針對感興趣的區域或視野中的所有網格點確定這些值的地方，顯示器的像素表示針對那個區域的剪切速度。顯示網格可以與掃描網格和/或針對其計算位移的網格不同。顏色、亮度、輝度、 色調或其它特征根據位移被調制。
圖像可以包括其它數據。例如，B模式數據或表示相同區域中的組織、流體或造影劑的其它數據被包括。位移數據被用于其它數據的疊加或與其它數據的組合。其它數據協助用戶確定波束相對于要被治療的組織的定位。·
圖7示出了用于在醫學超聲剪切波成像中進行分類預處理的系統10的一個實施例。系統10實施圖1的方法或其它方法。系統10包括發射波束成形器12、換能器14、接收波束成形器16、圖像處理器18、顯示器20以及存儲器22。附加的、不同的或更少的部件可以被提供。例如，針對與系統的用戶交互，用戶輸入被提供。
系統10是醫學診斷超聲成像系統。在可替換的實施例中，系統10是個人計算機、工作站、PACS站或在相同定位處或被分布在網絡上用于實時或采集后成像(post acquisition imaging)的其它裝置。
發射波束成形器12是超聲發射器、存儲器、脈沖發生器、模擬電路、數字電路或其組合。發射波束成形器12在工作中生成針對具有不同的或相對的振幅、延遲和/或定相的多個通道的波形。在響應于所生成的波形而發射來自換能器14的聲波時，一個或多個波束被成形。發射波束的序列被生成來掃描二維或三維區域。區段(sector)、矢量 、線性或其它掃描格式可以被使用。相同的區域被掃描多次。針對血流或多普勒成像以及針對剪切成像，掃描序列被使用。在多普勒成像中，該序列可以包括在掃描鄰近掃描線之前的沿著相同掃描線的多個波束。針對剪切成像，掃描或幀交織可以被使用(即在再次掃描之前掃描整個區域)。在可替換的實施例中，針對更快速的掃描，發射波束成形器12生成平面波或發散波。
相同的發射波束成形器12生成脈沖激勵或電波形，用于生成聲能以引起位移。在可替換的實施例中，不同的發射波束成形器被提供用于生成脈沖激勵。發射波束成形器12 引起換能器14生成高強度聚焦的超聲波形。
換能器14是用于根據電波形生成聲能的陣列。針對陣列，相對的延遲聚焦聲能。 給定的發射事件對應于給定延遲時在基本上相同的時間通過不同的單元發射聲能。發射事件提供超聲能量的脈沖，用于移置該組織。脈沖是脈沖激勵。脈沖激勵包括具有多個循環 (例如500個循環)的波形，但是發生在相對短的時間內，以引起在更長的時間上的組織位移。
換能器14是壓電的或容性的膜單元的I維、1. 25維、1. 5維、1. 75維或2維陣列。 換能器14包括多個單元，用于在聲能與電能之間進行換能。接收信號響應于沖擊換能器14 的單元的超聲能量(回波)而被生成。這些單元與發射波束成形器12和接收波束成形器16 的通道相連接。可替換地，具有機械焦點的單個單元被使用。
接收波束成形器16包括具有放大器、延遲和/或相位旋轉器以及一個或多個求和器的多個通道。每個通道都與一個或多個換能器單元相連接。接收波束成形器16通過硬件或軟件被配置來施加相對的延遲、相位和/或變跡，以響應于每個成像發射形成一個或多個接收波束。針對來自被用來移置組織的脈沖激勵的回波，接收操作可能不發生。通過使用接 收信號，接收波束成形器16輸出表示空間定位的數據。來自不同單元的信號的相對的延遲和/或定相以及求和提供波束成形。在可替換的實施例中，接收波束成形器16是用于通過使用傅立葉變換或其它變換來生成樣本的處理器。
接收波束成形器16可以包括濾波器，諸如用于相對于發射頻帶隔離在二次諧波或其它頻帶處的信息的濾波器。這樣的信息更可能地可以包括期望的組織、造影劑和/或血流信息。在另一實施例中，接收波束成形器16包括存儲器或緩沖器以及濾波器或加法器。兩個或更多個接收波束被組合來隔離在諸如二次諧波頻帶、立方基頻帶或其它頻帶之類的期望的頻帶處的信息。
與發射波束成形器12相協調，接收波束成形器16在不同的時間生成表示該區域的數據。在聲脈沖激勵之后，接收波束成形器16在不同的時間生成表示不同的線或定位的波束。通過利用超聲掃描感興趣的區域，數據(例如經過波束成形的樣本)被生成。
接收波束成形器16輸出表示空間定位的波束經過合計的數據(beam summed data)。針對單個定位、沿著線的定位、區的定位或體積的定位的數據被輸出。動態聚焦可以被提供。數據可以被用于不同的目的。例如，針對B模式或組織數據執行不同于位移的掃描。可替換地，B模式數據也被用來確定位移。作為另一例子，用于基于位移的分類以及剪切成像的數據利用一系列共享的掃描被執行，并且B模式掃描或多普勒掃描單獨地被執行或通過使用相同數據中的一些被執行。
處理器18是B模式探測器、多普勒探測器、脈沖波多普勒探測器(pulsed wave Doppler detector)、相關處理器、傅立葉變換處理器、專用集成電路、通用處理器、控制處理器、圖像處理器、現場可編程門陣列、數字信號處理器、模擬電路、數字電路、其組合或其它現在公知的或以后被開發的用于探測和處理用于根據經過波束成形的超聲樣本進行顯示的信息的設備。在一個實施例中，處理器18包括一個或多個探測器以及單獨的處理器。該單獨的處理器是控制處理器、通用處理器、數字信號處理器、專用集成電路、現場可編程門陣列、網絡、服務器、處理器組、數據通路、其組合或其它現在公知的或以后被開發的用于確定位移并計算位移分布屬性的設備。例如，該單獨的處理器通過硬件和/或軟件被配置來執行在圖1中所示的動作中的一個或多個的任何組合。
處理器18被配置來估計由聲脈沖激勵誘發的組織位移。通過使用相關、追蹤、運動探測或其它位移測量，組織的位置中的移位量被估計。通過周期，諸如從在由于脈沖引起的組織移動之前到組織已經大部分或完全返回到松弛狀態(例如從由脈沖激勵引起的應激中恢復)之后，估計被執行多次。
處理器18被配置來導出描述組織位移的分布的特征的至少一個參數。例如，位移分布的信噪比被導出。作為另一例子，位移分布的最大位移被導出。處理器18可以計算諸如時間、空間或時間以及空間中的數據的統計量之類的其他參數。例如，針對每個定位的在時間和/或空間上的平均B模式或聲阻抗值被計算。
處理器18被配置來對區域中的組織進行分類。組織可以是流體組織或固體組織。 分類可以在組織的各類型之間、在組織和流體之間或在組織的各類型與一個或多個其它類之間進行。在一個實施例中，處理器18把在定位處的物質分類為流體/流體組織、固體組織以及其它/非確定性的組織。
分類基于至少一個參數。例如，分類基于針對位移分布的一個或多個特征的值。信噪比和最大位移是兩個這樣的特征。諸如其它數據的統計量之類的其它信息可以被用在該分類中。
處理器18實施模糊邏輯、概率函數、查找表或其它過程。輸入特征(例如位移分布的特征)被應用于該過程，以確定所述定位應該被標記到的類別。
處理器18依照被存儲在存儲器22或其它存儲器中的用于在醫學超聲剪切波成像中進行分類預處理的指令工作。處理器18被編程用于提供針對高強度聚焦的超聲的反饋。 存儲器22是非暫時性的計算機可讀存儲介質。用于實施在這里被討論的過程、方法和/或技術的指令被提供在計算機可讀存儲介質或存儲器上，諸如高速緩存、緩沖器、RAM、可移動介質、硬盤驅動器或其它計算機可讀存儲介質。計算機可讀存儲介質包括各種類型的易失性和非易失性存儲介質。在附圖中被圖示的或這里被描述的功能、動作或任務響應于被存儲在計算機可讀存儲介質中或上的一個或多個指令集而被運行。這些功能、動作或任務獨立于特定類型的指令集、存儲介質、處理器或處理策略，并且可以通過單獨地工作或組合地工作的軟件、硬件、集成電路、固件、微代碼等來被執行。同樣地，處理策略可以包括多處理、 多任務、并行處理等。在一個實施例中，指令被存儲在可移動介質設備上，用于由本地或遠程系統讀取。在其它實施例中，指令被存儲在遠程定位中，用于通過計算機網絡或在電話線上傳輸。在還有其它的實施例中，指令被存儲在給定的計算機、CPU、GPU或系統之內。
顯示器20是用于顯示二維圖像或三維表示的CRT、IXD、投影儀、等離子體或其它顯示器。顯示器20通過輸入要被顯示為圖像的信號被處理器18或其它設備配置。顯示器 20顯示表示針對感興趣的區域中的不同定位的剪切的圖像或整個圖像。分類被用來分割定位。與固體組織相關聯的定位被調制或包括針對剪切的信息。其他定位被遮蔽，以不包括剪切信息。而其他定位可以遭受對剪切信息的更大的濾波。
雖然參照各種實施例已經在上面對本發明進行了描述，但應該理解的是，許多改變和修改可以被做出，而不離開本發明的范圍。因此意圖的是，前面的詳細描述被視為說明性的 而不是限制，并且應理解的是，是下面的權利要求書(包括所有等同物)被意圖來限定本發明的精神和范圍。
權利要求
1.一種用于要被用在醫學超聲剪切波成像中的分類預處理的方法，所述方法包括 利用超聲測量(32)響應于脈沖激勵的在患者內的第一定位處的隨著時間變化的位移； 確定(38)隨著時間變化的位移的最大值； 確定(36)隨著時間變化的位移的信噪比；以及 利用處理器(18)把所述第一定位分類(42)為多個類型的組織中的第一類型，其中所述分類(42)是隨著時間變化的位移的最大值以及隨著時間變化的位移的信噪比的函數。
2.根據權利要求1所述的方法，進ー步包括 將聲激勵發射(30)到患者中，所述脈沖激勵包括聲激勵； 其中測量(32)位移包括利用超聲重復掃描第一定位。
3.根據權利要求1所述的方法，其中，測量(32)位移包括向組織發射(30)超聲和接收來自發射(30)的反射以及根據來自多個接收的反射探測位移，其中發射(30)超聲以及接收被執行多次。
4.根據權利要求1所述的方法，進ー步包括 針對多個定位重復分類(42)； 執行患者的包括第一定位以及多個定位的剪切波成像(46);以及 根據針對第一定位以及多個定位的分類(42)，在空間上遮蔽(44)剪切波成像。
5.根據權利要求1所述的方法，其中，測量(32)隨著時間變化的位移包括隨著組織在沖激激勵之后松弛而測量(32)位移。
6.根據權利要求1所述的方法，其中，確定(36)信噪比包括 對隨著時間變化的位移進行濾波； 從隨著時間變化的位移中減去經過濾波的隨著時間變化的位移； 計算減法的結果的均方根；以及 把經過濾波的位移的積分除以均方根，除法的結果包括信噪比。
7.根據權利要求1所述的方法，其中，分類(42)包括把第一類型分類(42)為包括流體、固體組織以及不可確定的組中的ー個。
8.根據權利要求1所述的方法，其中，分類(42)包括把第一類型分類為流體組織或固體組織。
9.根據權利要求1所述的方法，其中，分類(42)包括利用模糊邏輯或概率函數進行分類(42)。
10.根據權利要求1所述的方法，進ー步包括 確定超聲信號的信噪比；以及 確定隨著時間變化的超聲信號的去相關系數； 其中分類(42)包括根據隨著時間變化的位移的最大值、隨著時間變化的位移的信噪比、超聲信號的信噪比以及隨著時間變化的超聲信號的去相關系數進行分類(42)。
11.ー種非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，在所述非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)中已經存儲了表示通過用于在醫學超聲剪切波成像中進行分類預處理的已編程的處理器(18)可運行的指令的數據，所述存儲介質(22)包括用于如下操作的指令 確定(32)患者中的響應的位移分布；計算(34)位移分布的第一特征； 至少部分地基于第一特征，將流體和流體組織與固體組織區別開(42);以及 掩蔽(44 )來自流體或流體組織的圖像的剪切波信息。
12.根據權利要求11所述的非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，其中，確定(32)位移分布包括在不同時間接收表示患者的區域的數據以及使所述數據相關。
13.根據權利要求11所述的非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，其中，確定(32)位移分布包括在引起患者中的組織的位移的脈沖之后根據時間確定位移的幅度。
14.根據權利要求11所述的非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，其中，計算(34)包括計算(36)位移分布的信噪比。
15.根據權利要求11所述的非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，其中，計算(34)包括根據位移分布計算(38)最大位移。
16.根據權利要求11所述的非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，其中，區別(42)包括根據第一特征進行分類(42 )。
17.根據權利要求11所述的非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，其中，區別(42)包括在(a)流體和流體組織、(b)固體組織及(c)其它類之間進行分類(42)。
18.根據權利要求11所述的非暫時性的計算機可讀存儲介質(22)，其中，遮蔽(44)包括顯示(46)表示針對固體組織區域而不是針對流體或流體組織區域的剪切波信息的圖像。
19.一種用于在醫學超聲剪切波成像中進行分類預處理的系統，所述系統包括 被配置來將聲脈沖激勵發射到患者中并且被配置來利用超聲掃描患者的區域的換能器(14); 被配置來在聲脈沖激勵之后在不同時間生成表示區域的數據的接收波束成形器(16)，其中所述數據根據利用超聲的掃描被生成； 被配置來估計由聲脈沖激勵誘發的組織位移、導出描述組織位移的分布的特征的至少ー個參數以及基于至少ー個參數對區域中的組織進行分類的處理器(18);以及 被配置來顯示表示針對第一定位的剪切的圖像的顯示器(20)，其中所述第一定位根據組織的分類被確定。
20.根據權利要求19所述的系統，其中，所述處理器(18)被配置來導出ー個參數作為信噪比，被配置來導出另ー參數作為分布的最大位移，并且被配置來基于信噪比以及最大位移進行分類。
21.根據權利要求19所述的系統，其中，所述處理器(18)被配置來導出ー個參數作為信噪比，被配置來導出另ー參數作為分布的最大位移，被配置來計算時間、空間或時間和空間中的數據的統計量，并且被配置來基于所述統計量、信噪比以及最大位移進行分類。
全文摘要
本發明涉及醫學超聲剪切波成像中的分類預處理。針對醫學超聲剪切波成像(46)提供分類預處理(30-40)。響應于應激，在患者中的一個或多個定位處的位移被測量(32)。隨著時間變化的位移是表示定位中的移位的曲線。該曲線的諸如信噪比和最大位移之類的一個或多個特征被用來對定位進行分類(42)。定位被分類為流體或流體組織、固體組織或非確定性的組織。隨后的剪切成像(46)可以提供針對固體組織的定位的剪切信息，并且不在其它定位處提供剪切信息。
文檔編號A61B8/08GK102988082SQ201210329078
公開日2013年3月27日 申請日期2012年9月7日 優先權日2011年9月9日
發明者范列湘, P.弗雷伯格, J.本森 申請人:美國西門子醫療解決公司