專利名稱：在醫(yī)用診斷超聲中的血流特征成像的制作方法
在醫(yī)用診 聲中的血流特征成像
相關申請
本專利文件按35U.S.C.印9(e)規(guī)定，要求申請日為2007年4月24日的美 國臨時專利申請序列號No.60/926，124的優(yōu)先權，并在此引入作為參考。 ,頁域
本實施例涉，流的超聲成像。血MJi醫(yī)用診斷超聲M征。 背景獄
在心臟和在循環(huán)系統(tǒng)中的血液預期以生理上適當?shù)姆绞搅鲃?。血液的流?模式可以'l"規(guī)響應由于病理或壓力弓胞的改變。例如，在狹窄的下游產(chǎn)生漩渦， 或在運動功能減退的缺血壁附加發(fā)現(xiàn)心室內循環(huán)停滯。評估血流的能力可以改 善診斷和治療進程。非侵AifiL流評估是有益的。
血流可以被利用核磁共振成像(MRI)非侵Ai也分析。畫要求大的設備， 并在臨床常規(guī)工作中不具有實用性。另外，血流計算要求以一種通常不能在MRI 中完成的高幀率采集。
超聲成像非侵At也鄉(xiāng)血流信息。多普勒成像指示血流的速度。對于一個 給定的范圍限制(空間位置)，i!31頻譜，脈沖波，或連變波多普勒成像提供速 度的時間曲線或頻譜。對于該速度的空間分布，彩色或血流多普勒在二維或三 維區(qū):iaJl指示速度。多普勒心臟回波描記術廣泛地在臨床實際中使用并且^^ 一種有價值的診斷工具。然而，多普勒回波描記術測量沿著掃描線方向的鵬， 檢測血液正朝向或遠離此換能器移動的速率。盡管血液可以朝任何方向移動， 但在其他方向上的運動不是那么容易檢測的。多換能器、變換的掃描技術、以 一個確定的血流方向為基礎的校正，或其他方法 "用來確定實際的速度，但 可能實際使用有限。
血流能被M觀測圖像的時間序列來分析，例如B模式和多普勒圖像。通 ?？紤]一個或幾4^寺殊瞬時來M^大量可用信息。診斷fe^呈是一種信息的綜合， 此處這樣的信息綜合應該基于大量可用信息以便增加結果的重現(xiàn)性。僅僅考慮 信息的子集可能限制診斷?？紤]整個時間序列可能是耗費時間的或困難的。發(fā)明內容作為介紹，以下說明的,實施方式包括用于在醫(yī)用診斷超聲成像中表征 血流的方法、指令和系統(tǒng)。*空間位置的經(jīng)歷一段時間的血流信息可使用傅立葉分析被分解成於分量。例如，在針位置處的血流的平均^H態(tài)成份可被確定和用于成像。第一諧波可類似地使用。使用一段時間上的血流信息的一 個或多個分量的成像可以提供診斷上有用的信息。另外或獨立地，該血流信息 可被分析以識另,渦。該旋渦特征可以掛共診斷上有用的信息。在第一方面，，一種用于在醫(yī)用診斷超聲成像中表征血流的方法。^^測 在一個心搏周期的至少一部分上的多個。、臟位置中每一個心臟位置的血流值。該心臟位置中每一個的血流值都被時間傾(time^decomposited)成傅立葉分量。 代表該心臟位置的圖像作為至少一個傅立葉分量的函數(shù)產(chǎn)生。^m二方面， 一種計算機可，儲介質已經(jīng)存儲了l^可被編程的處理器 執(zhí)行的用于在醫(yī)用診斷超聲成像內表征血流的指令的數(shù)據(jù)。該存儲介質包括用 于確定在一個時間段上多個心臟位置的血流的指令，計算該時間段上的平均流 場的指令，和顯g平均流場的指令。在第三方面，被提供一種用于在醫(yī)用診斷超聲成像中表征血流的方法。使 用超聲來檢測多個。、臟位置中每一個的血流值。旋渦信息被計算為該血流值的 函數(shù)。該旋渦信息相應于與多個心臟位置相關的旋渦。綠四方面， 一種計^la可蹄儲介質已經(jīng)存儲了fW可被編程的處理器 執(zhí)行用于在醫(yī)用診斷超聲成像內表征血流的指令的數(shù)據(jù)。該存儲介質包括， 聲信息中確定心臟中多個位置的血流的指令，從該血流中提取至少一個旋渦特 征的指令，和輸出該至少一個旋渦特征的指令。本發(fā)明由所附權利要求限定，并且在本部分不應有任何部分作為對這些權 利要求書的限制。本發(fā)明的更多的方面和優(yōu)點在下面結合優(yōu)選實施方式討論并 可隨后被3te或合并地主張權利。


部件和附圖不必依比例的，而是重點放在圖示本發(fā)明的原則。而且，在這 些圖中，相同的參考數(shù)字在所有不同視圖中^^對應的部分。圖1是用于在醫(yī)用診斷超聲成像中表征血流的方法的實施例的流程圖； 圖2顯示在充盈期內不同時間左心室的超聲圖像實施例；禾口圖3顯示圖2的超聲成像的實施例，在該圖像上映射了3M軌遮圖4顯示血流模式圖像的實施例；禾口圖5顯示用于在醫(yī)用診,聲成像中表征血流的系統(tǒng)的實施例的方塊圖。
具體實施方式
禾U用應用至鵬聲信息的流體動力學可以評估血流模式。 一個二維或三^腿 度矢量場由B模式、造影劑或其他超聲成像確定。為了實際用于診斷和治療目 的，使用時間分解(timeWecomposition)或傅立葉分量來可視化血流。定量的 結果以基于物理的術語提供綜合。超聲成像系統(tǒng)或超聲圖像的離線分析可以通 過基于時間分解和/或識別的旋渦和血流信息而輸出圖像來提供附加的診斷支 持。圖1顯示了一種在醫(yī)用診斷圖像中表征血流的方法。該方法由圖5的系統(tǒng) 或一種不同的系統(tǒng)執(zhí)行?？梢蕴峁└郊拥?、不同的或較少的動作。例如，動作 34， 37和/或38沒有被提供。例如在確定旋渦信息時，動作34， 36-38和40沒 有被提供。例如在產(chǎn)生一幅圖像時，動作34， 37， 38， 42， 44，禾n/或46沒有 被鄉(xiāng)。這些動作按照^f說明^^顯示的順iW^行，但是可以以其他頓Wl行。在動作30中，確定多個位置的血流。探測該多個位置的每一個的血流值。 這些位置是對二維或三維區(qū)域的全，,樣。例如，確定一個或多個二維掃 描區(qū)鵬感興趣區(qū)域的血流，例如與彩色或多普勒盒相關。確定某流體區(qū)域的血流值。循環(huán)系統(tǒng)的一個區(qū)域可被掃描。探測在心室或 循環(huán)樹(circulatory tree)內的血流?？商鎿Q地，可探測在其他流體區(qū)域內的血 流，例如腸內或泌尿系統(tǒng)內的血流。確定一個時間段內的血流。在不同時間確定給定空間位置的不同血流值。 例如，確定在一個心搏周期的至少一部分上的血流，例如探測至少一個完整心 搏周期的血流值。多個周期內的血流值可被組合或平均，例如將代表相對于重 復的心搏周期的同一時刻的血流值取平均。在一種實施例中，組合來自最近采 集的三個心搏周期的血流值，以便提供一個代表性心搏周肌在整個周期或周 期的一部分期間的血流可以以所需的任何頻率被采樣，例如在一次心跳期間的 兩個或更多的瞬間。在動作32中，M檢測速度檢測該血流?？梢?頓多普勒技微測驗。 沿著掃描線發(fā)射多個脈沖?；夭l率的改變指示了目標、例如血液沿著掃描線的速度。提供角度ME,例如用戶輸入不同的軌跡。校正功能可用于確定速度。 例如，執(zhí)行多個B模式掃描。{柳散斑(speckle)、織劑或特征i^宗不同區(qū)域, 以確定位置的偏移或改變。以位置的改變和掃描之間的時間為基礎確定速度。 其他現(xiàn)在已知的或以后開發(fā)的用于確定逸度的超聲技術可被使用。在一個實施例中，皿被確定為從造影劑返回的強度的函數(shù)。任何造影劑 成像MtN"被使用，例如B模式成像，諧波響應成像，相關損失成像，三次 SM成像(cubic fundamental imaging)或多普勒成像。足鵬造影齊啲運動以確定速度。例如，血流計算是基于灰階圖像序列(至 少兩個)的分析的。圖1顯示了組織和造影齊啲兩個B模式圖像。該超聲圖像 是左心室在被造影劑充盈期間的兩個連續(xù)瞬間的圖像。少量造影劑的灌輸可以 改善流動流體的可視化。心臟內邊界被顯示為點線，并且箭頭指示血流方向。 邊界可被自動地、手動地確定或不確定。血流方向被顯示出來以有助于理解， 但也可提供用于成像。左邊圖像顯示較亮的血流噴射進入此腔。在噴射頭的右 邊基本上可以看見一個起始旋渦。右邊圖像在大約80ms后^^集。如微劑返回所示該血流已經(jīng)進一步進入此腔。該血皿度是血流在兩幅圖像間傳播的距 離除以時間間隔。當遭穀鵬聲波時，血、)^生超聲信號的反向娜。來自固定元素(例如， 淤血)的反向散射在兩個連續(xù)圖像中本質上相等。來自運動元素(例如流動的 血細胞或造影劑)的反向散射被發(fā)現(xiàn)從一幀到下一幀發(fā)生了移位。反向散射的 分析允許估算該元素從一幀到下一幀的移位。這類處理具有與在試驗流體力學 中發(fā)展的粒子圖像測速(PIV)方法同樣的理論基礎。代替光反向艦，PIV被 應用到來自造影劑的超聲反向散射。保存從造影劑返回的亮度。it^兩個空間 區(qū)域內造影劑團的運動以確定在不同位置處的速度，兩個連續(xù)幀中每一幀有一 個空間區(qū)域。當造影劑經(jīng)歷剛性運動時，時間上的亮度總導數(shù)是零，這里總導 數(shù)意味局部運動之后的導數(shù)。這個總導數(shù)是通過在兩個對應區(qū)域間獲得的時間 導數(shù)，力卩上這兩個空間區(qū)域間預期的位移與空間梯度的乘積而在數(shù)學上估算的。 在真實采集中，最小化該總導數(shù)的空間位移S31最小化在檢查區(qū)域內該總導數(shù) 的最小平別以合而估算出來。位移由返回的超聲提供的亮度信息確定。不同的血流檢測可以組合。例如，造影齊腿回的PIV產(chǎn)生某一區(qū)域的一組 血流值。多普I^S和/或散斑校正血流值可與PIV血流一起被平均或被用于確認精度。即使精度有限或帶有不期望的變化，該估算的速度矢量也可用于估計血流模式，例如旋渦的排列鵬變區(qū)域(strain region)的擴展。為時間上的某1定瞬時或為幀提供在經(jīng)過分析的空間區(qū)域內點的逸度矢 量。也確定這些點的在不同時間的速度矢量。在心血管區(qū)域內的血流由皿值 小,/)描述，其中x是描述二維或三維空間中所有點的空間坐標的一個矢量，,是 時間。在二維成像中，速度是二維矢量，典型地由它的x和y分量描述，"u,0 和v々,w)髓;c和y方向變化。圖3顯示了在一個心跳期間的兩個瞬時左心室 內的，場。所計算的皿矢fiSS在圖2的B模式圖像上。箭頭fW計算的 速度矢量或軌跡。為稀IK樣、不規(guī)則的或帶有較高方差的點計算的速度矢量 覆蓋在該圖像上。*箭頭開始于速度被計算的點以增強血液運動的可視化。 當血流噴射正3SA該腔時，左邊圖像對應于在心室充盈(圖2中的左邊圖像) 期間的一個瞬間。當心室內清楚可見時，右邊圖像是在稍后的某一瞬間，即心 舒張后期(diastases)。箭頭的數(shù)量可以增加或減少?？梢源_定其 流值。在動作34中，確定速度已經(jīng)被確定的至少一些， 的渦量。確定皿度的渦量。渦量是皿矢量的巻曲(curl)并^3Ut矢量中計 算而來。該渦量從速度場導數(shù)的巻曲結合中計算在二維血流中，渦量是由 v/x,乂0的x導數(shù)和、0c的y導數(shù)之間的差異給出的標量;^H維場中渦量 也是由速度導數(shù)間的相似差異給出的矢量。渦量代表流量場的基干。其他用于 確定渦量的方法可被iOT。速度、渦量、其他血流值或它們的組合可被用于成 像或確定旋渦信息。在動作36中，每一個心臟位置的血流值被時間儘成傅立葉分量。該血流 值J^US、渦量或其 1流值。代表同一個位置的兩個或多個血流值被用作時 域中的一個序列以用來轉換到頻域。對^h所需的空間位置重復該時間，。時間，可以以一種用于成像或確定血流特征的較簡單的形式保持全局特 征。因為心血管血流在時間上是周期性的，因此該血流被時間，成傅立葉諧 波。例如，每一個具有坐標x的點的鵬或渦量wOc,/)是周期函數(shù)，可被標成 傅立葉級數(shù)<formula>formula see original document page 9</formula>其中必。(力是一次心跳的平均血流場，a 是l^給血流的主要脈動成分的基本(第一)諧波(正弦曲線)，qOc)是度量該脈動成分的同步性的相應相位。具有下標/t的后續(xù)項劍應于附加的不穩(wěn)定傅立葉分量的高次諧波。在動作37中，計算平均血流場。該平均是在招可時間上的，例如一個心搏 周期期間。對于多個空間位置計算該平均值，或其他穩(wěn)態(tài)值'(中值)。例如計算 該時間段上的血流的傅立葉級數(shù)的DC分量。穩(wěn)態(tài)傅立葉分量指示一個穩(wěn), 或'穩(wěn)定流動的"血流。在另一實施例中，不需要傅立葉分析地平均該血流值。 大量關于周期血流場的整體結構的信息可通過平均流量場代表。穩(wěn)態(tài)靜態(tài)地指 示在旨心跳或其他時間段上的血流動力學的基本符號。穩(wěn)定流動場是血流的 基本合成并可提供統(tǒng)計上可重復的結果。在動作38中計算第一諧波血流場。傅立葉級數(shù)的第一脈動諧波^(;c)分等級地(hierarchically)代表另一血流場。該第一諧波綜合了在該心殿域其他時間 段上的信息。該第一諧波相應于基脈動成分。對于靜態(tài)信息，計算每個空間位 置上傅立葉級數(shù)的第一諧波成分的幅度。相位^0c)可以提供脈動信息。第一諧 波的幅度和/淑目位可Mffl來指示感興趣區(qū)^某一時間段上的血流特征?？墒褂?lt;樣流量場中非穩(wěn)態(tài) 動成分的其他技術。這樣的不穩(wěn)定測量包 括，但不限于，平均數(shù)偏差， 一次心跳內的變化，鄉(xiāng)柳值的和，或當應用于速 度時也涉及運動會疆的平方和，或當應用于渦量時的熵。在動作40中產(chǎn)生圖像。該圖像^樣來自掃描區(qū)域的超聲信息，例如心臟位 置。4頓彩色，灰階，或二者。該圖^1過體紅，綠和藍值(RGB)產(chǎn)生， 但YUV或其他顯示格式也可被使用。圖像值被設定為一個或多個輸入值的函 數(shù)?？伞郊殬淇烧{制或鵬函數(shù)。該圖像是二維圖像。在替換的實施例中，該圖像被著色作為三維體積的代 表?？墒褂脴淇呻y(rendering),例如表面難，投影或其他技術。該圖像可顯示血流值，例如鄉(xiāng)素設定為M和/或渦量的函數(shù)。例如，一 個灰度組織或B模式圖像可被彩色皿或渦量圖像覆蓋。該圖像可包括AU^ 織劑和/m多普勒探測中得到的鵬或渦量信息。可i頓任何現(xiàn)在已知的或 后來發(fā)展的多普勒、B模式和/^i^劑成像。在一種實施例中，圖像值被設定為一個或多個傅立葉分量的函數(shù)?；谝?個或多個傅立葉分量設定強度，彩色，色調，亮度，它們的組合，或圖像的其 他特征。某一特征可被設定為一個分量的函數(shù)，而另一特征可被設定為另一分量的函數(shù)?；诓煌妮斎胫翟O定不同的特征?？苫趦蓚€輸入值的組合設定 一個或多個特征，例如基于輸入第一諧波幅度和相位使用查詢表格來設定顏色。例如，該圖像顯示平均流量場。該圖像作為穩(wěn)態(tài)傅立葉分量或平均血M度的函數(shù)而產(chǎn)生。"穩(wěn)定流動"場^(;c)與時間無關并且可以作為采樣圖像顯示。 該穩(wěn)定流動血流成像(平均流量，血流時間一傅立葉分解的零次諧波)提供該 時間周期的心血管血流的合成以顯示用于診斷目的的血流結構。主要的旋渦的 排列可在圖像中可視化。該主要的旋渦代表在基于血流的診斷中的基本量。在另一個實施例中，該圖像作為第一諧波的函數(shù)或其它不穩(wěn)定測量產(chǎn)生。 該圖像4戈表該時間段上的脈動。第一和更高的諧波包括關于旋渦結構的脈動的 基本信息。該圖像是靜態(tài)的，但可以為帶有或不帶有交迭的連續(xù)時間段產(chǎn)生多 個圖像。在一種實施例中，相位被映射為二進制彩色編碼，例如紅色用于心搏 周期中某時間前，藍色用于心搏周期中某時間后。色調和/或亮度逐級被映射。其他特征可被添加到該圖像上。例如，指示 的特征，流線，紋線，梯 度，運動能量，其他流體動力學特征，或它們的組合。該特征是圖形魏，例 如點，線，箭頭，螺旋，網(wǎng)格，或其他形狀?？商鎿Q地，該特征被用作用于確 定顏色，色調，或亮度的輸入。速度是一種多維的、時變的、不肖泣即由可視 化估計出的矢量場。血流特征常常能ffi31估計出某些直接與有效血流動力學相 關的推導量而被更好地可視化。流線，軌跡和紋線是積分量或要求對血流值沿 時間禾口/或空間積分的量。流線顯示血 徑，這里,在各處與血流矢量相切，例如iUt矢量。軌跡指示路徑的歷史，例如通過矢量指示從特定點流動的方向 和幅度。運動能量和血流梯度是局部或微分量，例如基于血流值或血流沿著時 間禾口/或空間的微分的量。圖4顯示兩個圖像被分開或一起顯示的示例實M"式。臟邊的圖像顯示在左心室中的血流的穩(wěn)定流。平均或穩(wěn)定流動的渦量aai使用表示反時針渦量 的藍色陰影和恭示順時針渦量的紅色陰影而被彩色映射。在規(guī)則的、稀疏的位置上添加箭頭以^^穩(wěn)定流動的iM矢量(軌跡)。流場中的線是穩(wěn)定流動的速 度的流線?；镜淖笮氖倚郎uil3i流線、軌跡和顏色指示而清楚可見。右邊的圖像顯示脈動血流的基本諧波。渦量場的第一諧波幅度iOT〗，小或沒有脈動性(pulsitivily)的藍色以及代表最大脈動性(pulsitivity)的紅色而 被彩色映射。在此之間的陰影提供第一諧波的幅度的分級。流線被交迭。該流線^ 的第一諧波的，。提供靜態(tài)圖像來代表在一個時間段、如一個心搏周期上的穩(wěn)態(tài)和不穩(wěn)定特征(脈動)分量。這些圖像代表信息的合成。圖4中的兩個圖像也包括^^在 心臟收縮、中間和心臟舒張位置的心內邊界的線?？商峁┎煌?、更少的或附 加的特征。僅僅渦量，僅僅速度，或速度和渦量血流值的其他組合可被用于任 意一個圖像?？商峁┎煌伾壔蛴成?。可i頓不同組合或兩幅圖像中的僅僅 一個。該圖像可被定期更新，例如基于一個或多個ll、跳的移動窗來產(chǎn)生圖像。 當另一心跳的 ，棘集時，替J棘自先前采集的心跳的數(shù)據(jù)以產(chǎn)生圖像。該圖像以二維顯示。速度場可由二維掃描確定。這^ut場不包括探測的 平面外避。對于三維掃描，該M具有三維矢量。流出/駄圖像平面的血流総自該圖像的鵬散度中估計出來。該艦鵬是血流的并行(in-line)導數(shù) 的和、Oc,W)的x導數(shù)與v^,乂/)的y導數(shù)的和。為了產(chǎn)生圖像或特征，這個 平面夕卜速度信息可被 >。例如速度流線和車爐可從在減少或去掉該鄉(xiāng)矢量 的平面外分量后保留的速度信息中產(chǎn)生。穩(wěn)定流動的平面內流線對應于沿著無IMi度場的流線，在該無fdt3M場中速度的橫跨流動的平面外分量減少了。該t^被空間導數(shù)通^JI度場減去一個對應于恰好相同散度的潛流而去掉， 這可Mil將反拉普拉斯算子應用到該t^來計算。該渦量或其他流體動力學量 可從該無t^度中確定。在可替換實施例中，不從M度場中去除散度。在動作42中確定旋渦。在一種實施例中，i^虔渦由平均流量場標識。在另 一種實施例中，該旋渦由在生理相關瞬時的瞬時流值、其他傅立葉分量和/m 該流值或傅立葉分量中推導出的特征標識。鄉(xiāng)定渦與多個ll、臟位置相關。旋渦是緊湊渦量的區(qū)域。具有更高幅度的相 鄰渦量值可能指示有旋渦。在一種實施例中，該渦量作為M的導數(shù)計算。在 另一個實施例中，M31將反拉普拉斯算子應用于該渦量估算一種更平滑的渦量， 血流的流函數(shù)。在另一種實施例中，可以使用旋渦血流的不同測量，如壓力， 壓力的拉普拉斯算子，速度梯度張量的特征值或它們的組合。旋渦的測量值可 被低通濾波以便空間上平滑該值或去除高頻變化。渦量或另一旋渦測量的局部 最大值被識別。例如，找到最大的一個、兩個或其他數(shù)量的局部最大值?？梢?要求在局部最大值間需要的任何分離，例如通31在門限水平下的組織和/或血流 分離的最大值。作為另一種實施例，相對高渦量的區(qū)域被確定為渦量密度的函數(shù)。具有最高渦量密度的區(qū)鄉(xiāng)過找到最大渦量的位置、找到圍繞這個渦量值 高于特定門限的最大值的緊湊區(qū)域， 取這樣一個區(qū)域一這個區(qū)域內渦量的和是最大^~而被確定?？蒦頓其他艦，例如聚類或區(qū)域生長來識別旋渦。可以識別其4恤流構造。例如，通過渦量值i朋i谫形層(shearlayer)艦 界層。剪形層是具有不同運動的流之間摩擦的加長層。邊界層是與壁相鄰的剪 形層?？商崛⊙鞯钠渌\斷指示。在動作44中，提取旋渦的特征。確定一個或多個旋渦的位置，尺寸，微， 3賊，或它們的組合。從血流中提取特征。分析瞬時血流值或血流值的傅立葉 分量。例如，旋渦信息的時間發(fā)展通過在所有可用時間上對流量場的分析來確 定。全局信息通m這個時變旋渦信息的進一步分析或通過對至少一個傅立葉 分量的分析而確定，例如M31穩(wěn)劍専立葉分S^計算確定。由最大穩(wěn)態(tài)渦量的點確定位置。可替換地，該位置被確定為某區(qū)域的中心 或由尺寸限定的體積的中心。其他的途徑也可使用。尺寸由閾值確定。、歸判5的輪廓或位置定義一個圓周，在這些半徑中渦 量值是幅度之下的閾值量。區(qū)域生長、聚類或其他算法可被使用。例如圍繞最 大渦量的流線被用作旋渦的圓周。面積、體積、長度、寬度、高度、其他測量 或它們的組合指示尺寸。弓M是在旋渦中的平均渦量，例如按尺寸計算定義的旋渦。強度的其他測 量可被使用，例如最大值的幅度，它的旋度，渦量的積分，旋渦運動的其它測 量，尺寸加權平均，包括在旋渦內的許多空間位置，或旋渦內的變化或衰減特 征。在動作46中，旋渦的特征是輸出?？棾鰧⒈淮鎯ν裙Ш嫌脩?。例如， *旋渦的一個或多個特征作為文字輸出在動作40中產(chǎn)生的圖像中、該圖像上 方或該圖像附近。該旋渦可被高亮顯示或基于該特征成為交迭在該圖像上的旋 渦指示。例如，相對于該圖像中其他位置對該旋渦進行不同色彩的映射、陰影 或圖形高亮化。圖5顯示了用于在醫(yī)用診M聲成像中表征血流的系統(tǒng)10的實施例。系統(tǒng) 10執(zhí)行圖1的方法或其他方法。系統(tǒng)10包括發(fā)射束形成器12，換能器14，接 收束形鵬16，圖像M器18，顯示器20，和存儲器22。另外，可提供不同 或更少的組件。例如可提供用戶輸入用于手動或幫助選擇顯示圖、確定旋渦屬性，感興趣區(qū)鵬擇，邊界限定，或其《鵬制。系統(tǒng)10是醫(yī)用診斷超聲成像系 統(tǒng)。在可割奐的實施例中，系統(tǒng)10^h人電腦，工作站，PACS站，或在相同位置或分布在網(wǎng)絡上的用于實時或后釆集成像的其他設置，這樣可能不包括聲 束形成器12， 16和換能器14。鄉(xiāng)束形 12是一種超聲鄉(xiāng)器，存儲器，脈沖發(fā)生器，模擬電路，數(shù) 字電路，或它們的組合。，束形，12可操作地為多個帶有不同或相對振幅、 延時和減定相的通道產(chǎn)生波形。 一旦響應產(chǎn)生的波而從換能器14，聲波，就 形成一個或多個聲束。產(chǎn)生一個發(fā)射束序列來掃描二維或三維區(qū)域。扇形，矢 量(Vector ),線性或其他掃描格式可被使用。同一掃描區(qū)域被多次掃描。對于 血流或多普勒成像，^ffl—個掃描序列。在多普勒成像中，該序列可包括在掃 描一相鄰掃描線之前沿著同一掃描線的多個束。為了血流成像以便追蹤散斑或 造影劑的運動，可{頓掃描或巾 ^只(也就是，在再次掃描之前掃描齡區(qū)域)。 在可 的實施例中，皿束形成器12產(chǎn)生平面波^:散波用于更快速的掃描。換能器14是1維、1.25維、1.5維、1.75維或2維陣列壓電或電容性薄膜 元件。換肖離14包括多個用于在聲能或電肖^1間轉換的元件。換能器14可以 被手持，例如用于定位在接近聲窗的患者皮膚上。在另一種實施例中，換能器 14的尺寸和7WS于在病人體內使用，例如在穿越食管(transesophageal)的探 針上或用于心臟成像的導管上。響應繊童在換能器元件上的超聲肖遣(回波) 而產(chǎn)生接收信號。該元件與鄉(xiāng)和接收束形職12， 16的鵬連接。接收束形成器16包括多個帶有放大器、延時和/或相位旋轉器的通道，和 一個或多個加法器(summers)。 ^通道與一個或多個換能器元件連接。接收 束形皿16應用相對延時、相位禾P/^M來形成響應每一皿的一個或多^^接 收束。在可替換的實施例中，接收束形成器16是j頓傅立葉或其他變換產(chǎn)生樣 本的處理器。接收束形成器16可包括濾波器，例如用于在第二諧波淑目對于發(fā)射頻帶的 其他頻帶中分離信息的^^波器。這，息很可能包括所需組織，造影劑，禾口/或 血流信息。在另一實施例中，接收束形成器16包括存儲器，沖器，和濾波器 或加法器。二個或更多的接收束可組合以便在所需的頻帶中分離信息，所需的 頻帶例如是第二俱&波，三次基波或其他頻帶。接收束形成器16輸出代表空間位置的束總和數(shù)據(jù)。單個位置、沿著一條線的位置、區(qū)域的位置或體積的位置的數(shù)據(jù)被輸出?？商峁﹦討B(tài)聚焦。該數(shù)據(jù)可用于不同目的。例如，對B模式或組織繊可執(zhí)行與織劑繊不同的掃描。 圖像鵬器18是B模式探測器，多普鵬測器，脈沖波多普鵬測器， 校正鵬器，傅立葉變換處理器，專用集成電路，通用處理器，控制處理器， 現(xiàn)場可編程門陣列，數(shù)字信號處理器，模擬電路，數(shù)字電路，它們的組合或其 他現(xiàn)在已知或后來發(fā)展的用于從束成形的超聲樣本中探領蝌處理信息以進行顯 示的設備。在一種實施例中，圖像處理器18包括一個或多個探測器和分離的M器。 該處理器是控制處理器，通用處理器，數(shù)字信號 器，專用集成電路，現(xiàn)場 可編程門陣列，網(wǎng)絡，服務器，處理器組，數(shù)據(jù)鵬，它們的組合或其他現(xiàn)在 已知的或后來發(fā)展的用于從2D啦體繊中檢測血流值、執(zhí)行傅立葉變換、產(chǎn) 生圖像和計算旋渦屬性的設備。例如處理器18執(zhí)行一個或多個圖1內的動作的 樹可組合。圖像鵬器18^M存儲在存儲器22鄉(xiāng)他存儲器中附旨令操作。艦器 18被編程為表征醫(yī)用診斷超聲圖像中的血流。存儲器22是計^t幾可旨儲介 質。用于執(zhí)行處理，方法和/或這里說明的技術的指令被衝共在計嶽幾可讀存儲 介質赫儲器上，例如高速緩沖存儲器，緩沖器，RAM，可移動存儲介質，硬 盤或其他計^m可讀存儲介質。計算機可讀存儲介質包括多種易失或非易失存 儲介質。響應一組或多組存儲在計算機可讀存儲介質上或在計算機可讀存儲介 質內的指令執(zhí)行在附圖中圖示的或此處說明的功能、動作或任務。功能、動作 或任務與獨立的特定鄉(xiāng)的指令組，存儲介質，處理器或處理策略無關，并可 被軟件，硬件，集成電路，固件，微代碼等^^蟲或組合操作地執(zhí)行。對以地， 處理策略可包括多處理，多任務，并行處理，等。在一種實施例中，指令被存 儲在可以被本地或遠程系統(tǒng)讀取的移動介質設備上。在其他實施例中，該指令 存儲在通過一^K十算機網(wǎng)絡或經(jīng)過電話線傳輸?shù)倪h程位置。還在其他的實施例 中，該指令存儲在一個給定的計嶽幾、CPU、 GPU或系統(tǒng)內。存儲器22可替換地g^砂卜地被用于存儲數(shù)據(jù)。存儲血流值，例如速度和渦 量，圖像值，旋渦特征，圖像重疊，顯示圖或査詢表格，或其他 。該存儲 用于處理，計算，或生成。顯示器20是CRT， LCD，投影儀，等離子體，或其鵬于顯示二維圖像t《嫁示法的顯示器。頗示器20顯示超聲圖像，例如速度，渦量，傅立葉 分量，穩(wěn)態(tài)，第一諧波，或其他圖像。該顯示器20可顯示旋渦的g或量。
雖然本發(fā)明已經(jīng)m3i參考多個實施例在上面說明，應該理itt不偏離本發(fā)
明的范圍的情況下可進fiH午多變化和修正。因此這意謂前述細節(jié)說明被認為是
示例性而不是限制，并且可以理解下面的權利要求書，包括所有等價的，用于
限定本發(fā)明的精神和范圍。
權利要求
1. 一種用于在醫(yī)用診斷超聲成像中表征血流的方法，該方法包括檢測(30)在一個心搏周期的至少一部分上多個心臟位置的每一個心臟位置的血流值；將每一個心臟位置的血流值時間分解(36)為傅立葉分量；和產(chǎn)生(40)作為該傅立葉分量中至少一個傅立葉分量的函數(shù)的圖像，該圖像代表所述心臟位置。
2、 權利要求l的方法，其中至少一個完整心搏周期的血流值被檢測G0)，其中所述傅立葉分量中至少一個傅立葉分量包括穩(wěn)態(tài)傅立葉分量，和產(chǎn)生(40) 所述圖像包括產(chǎn)生(40)作為該穩(wěn)態(tài)傅立葉分量的函數(shù)的圖像。
3、 權利要求l的方法，其中所述傅立葉分量中至少一個傅立葉分量包括第 一諧波，和產(chǎn)生(40)該圖像包括產(chǎn)生(40)作為該第一諧波的函數(shù)的圖像。
4、 權利要求1的方法，其中檢測(30)血流值包括檢測(32)作為^it影 齊腿回的弓販的函數(shù)的繊。
5、 權利要求l的方法，其中檢測(30)血流值包括檢測(34) jgjt信息的 渦量。
6、 權利要求1的方法，其中產(chǎn)生(40)該圖像包括作為所述傅立葉分量中至少一個傅立葉分量的函數(shù)的色彩映射。
7、 權利要求6的方法，其中產(chǎn)生(40)該圖鵬一步包括指満度f艦，3M流線，或它們的組合。
8、 權利要求7的方法，進一步包括M^、平面夕卜鵬信息，所腿度臓成為剩^US信息的函數(shù)； 其中產(chǎn)生(40)該圖像包括產(chǎn)生(40) 二維圖像。
9、 權利要求1的方法，進一步包括確定(44)作為所述至少一個傅立葉分量的函數(shù)的旋渦信息。
10、 權利要求9的方法，其中確定(44)旋渦信息包括確定至少一個旋渦 的錢，尺寸，3賊，或它們的組合。
11、 在一種計算機可讀存儲介質(22)內存儲的代表被可編程處理器(18) 執(zhí)行的用于表征醫(yī)用診斷超聲成像中血流的指令的數(shù)據(jù)，該存儲媒質(22)包括指令用于確定(30)心臟在一個時間RJl的多個位置的血流； 計算(37)該時間段的平均流量場；和顯示(40)該平均流量場。
12、 權利要求11的計算機可，儲介質(22)，其中確定(30)血流包括 確定(36)所述位置的渦量。
13、 權利要求11的計,可讀存儲介質(22)，其中計算(37)平均流量 場包括確定^E^述時間ai:的血流的傅立葉級數(shù)的DC成份。
14、 權利要求11的計娜可讀存儲介質(22)，進一步包括(42)在該平均流量場中的旋渦；和 確定(44)該旋渦的特征。
15、 一種用于在醫(yī)用診i^聲成像中表征血流的方法，該方法包括 艦超聲檢測00)多個心臟位置的每一個的血流值；和計算(44)作為該血流值的函數(shù)的旋渦信息，該旋渦信肩對應于與多 個心臟位置相關的旋渦。
16、 權利要求15的方法，其中計算(44)旋Mt息包括確定鄉(xiāng)定渦的健， 尺寸，鵬，或它們艦合。
17、 權利要求15的方法，其中至少一個完整心搏周期的血流值被^t測，進一步包括；將每一個心臟位置的血流值時間分解(36)為傅立葉分量，包括穩(wěn)態(tài) 傅立葉分量；和產(chǎn)生(40) f^該心臟位置的圖像作為該穩(wěn)態(tài)傅立葉分量的函數(shù)； 其中計算(44)作為該血流值的函數(shù)包^i十算作為該穩(wěn)態(tài)傅立葉分量的函數(shù)。
18、 權利要求15的方法，其中檢測(30)血流值包括確定(34) M信息 的渦量，和計算(44)包括識別(42)作為渦量密度的函數(shù)的相對高渦量的區(qū) 域。
19、 在計算機可讀存儲介質(22)內己經(jīng)存儲的代表被可編程處理器(18) 執(zhí)行的用于表征醫(yī)用診斷超聲成像中血流的指令的數(shù)據(jù)，該存儲媒質(22)包 括指令用于由超聲信息確定(30)的心臟內多個位置的血流； 從該血流中提取(44)旋渦的至少一個待征；和 輸出(46)該渦流的該至少一，征。
20、 權利要求19的計穀幾可讀存儲介質，其中提取(44)該至少一^K寺征 包括確定該旋渦的位置，尺寸，3艘，或它們的組合。
21、 權利要求19的計算機可讀存儲介質，其中確定(30)血流包括確定G4) 每一個位置在至少一個^心搏周期上的渦量；進一步包括.-將每一個心臟位置的渦量時間分解(36)為傅立葉分量，包括穩(wěn)態(tài)傅立葉 分量；和其中提取(44)包括識別(42)作為該穩(wěn)態(tài)傅立葉分量函數(shù)的、與所述多 個位置相關的旋渦。
全文摘要
本發(fā)明涉及在醫(yī)用診斷超聲成像中表征血流。每個空間位置的經(jīng)歷一段時間的血流信息可通過傅立葉分析分解(36)成各個分量。例如，該血流在每個位置的平均或穩(wěn)態(tài)分量可被確定(37)并被用于成像(40)。第一諧波可被使用。使用一段時間上的血流信息的一個或多個分量可提供診斷上有用的信息。另外或單獨地，該血流信息可被分析以識別(42)旋渦。該旋渦的特征可提供診斷上有用的信息。
文檔編號A61B8/06GK101297762SQ200810125819
公開日2008年11月5日 申請日期2008年4月24日 優(yōu)先權日2007年4月24日
發(fā)明者G·佩德里澤蒂, G·通蒂 申請人:美國西門子醫(yī)療解決公司;阿米德公司