專利名稱：具有同步余輝的造影劑成像的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及超聲成像。更具體地，本發(fā)明涉及改善造影劑成像診斷評價的系統(tǒng)和方法。
由于超聲成像的圖像質(zhì)量、安全以及低成本，在許多臨床應(yīng)用中已經(jīng)迅速取代了傳統(tǒng)的X射線。超聲圖像通常通過采用能夠發(fā)射和接收直射入介質(zhì)(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(fā)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(gòu)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的制造通常應(yīng)用半導(dǎo)體制造技術(shù)，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(shè)備的組件盒中，二者相結(jié)合形成了一個超聲探針。該超聲探針可以包括位于各種單元的表面和探陣體之間的聲學(xué)匹配層。隨后，超聲探針可以與超聲接收器一起來發(fā)射和接收穿過人體各種組織的超聲壓力波。各種超聲響應(yīng)可以進一步由超聲成像系統(tǒng)進行處理，以顯示人體的各種結(jié)構(gòu)和組織。
為了獲得高質(zhì)量的圖像，必須對超聲探針進行設(shè)計來產(chǎn)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(zhì)(例如人體)的深處，但是由于所發(fā)射的波長的長度原因而產(chǎn)生低劣分辨率的圖像。另一方面，高頻壓力波提供了高分辨率，但是穿透性較差。相應(yīng)地，發(fā)射頻率的選擇涉及到在分辨率和穿透能力之間尋求平衡。不幸的是，隨著穿透性的深入，分辨率也受到損害，反之亦然。通常地，可以通過選擇在給定應(yīng)用中提供足夠穿透性的最高成像頻率(即最佳分辨率)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范圍內(nèi)的頻率來穿透胸腔壁。由于缺乏足夠的圖像分辨率，沒有使用更低的頻率。更高的頻率通常用于放射學(xué)和血管方面的應(yīng)用，此處需要高分辨率來對受狹窄障礙物影響的小的損傷和動脈成像。
最近，已有致力于同時獲得高分辨率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。諧波成像是基于物體(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(xiàn)象。這一現(xiàn)象以及數(shù)字技術(shù)的圖像處理能力的改進，使得通過以低基頻(f0)發(fā)射(從而具有深穿透性)并以較高頻率的諧波(例如2f0)接收反射信號激發(fā)成像物體而形成物體的高分辨率圖像成為可能。通過示例的方式，具有低于2MHz頻率的入射波能夠穿透到人體內(nèi)，并且具有大于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(yīng)的圖像分辨率。
但是，為了以較低頻率發(fā)射用于組織穿透性并接收諧波頻率用于改進的成像分辨率，需要能夠發(fā)射基頻的足夠帶寬并接收諧波的足夠帶寬的寬帶探頭。由美國Agilent科技公司制造并可購買的帶有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(jié)合提供了利用單個探頭的多個成像參數(shù)的選擇，從而可以選擇穿透性以及分辨率。
傳統(tǒng)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于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(yīng)用多普勒效應(yīng)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(nèi)表面和心臟內(nèi)腔等反射的聲波頻率可以根據(jù)血細胞的速度成比例地進行移位。反射自細胞并朝向探頭移動的超聲波頻率被正向移位。相反地，反射自細胞并遠離探頭移動的超聲波頻率被負向移位。多普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(yī)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(guān)的強度值產(chǎn)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(tǒng)的超聲成像系統(tǒng)通常具有一個圖像幀濾波函數(shù)，以極坐標或笛卡兒坐標形式作用于數(shù)據(jù)。
用于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(dāng)前輸入幀對來自前一幀的有關(guān)像素強度值進行加權(quán)并求和，來生成顯示像素強度。這被稱為所謂“時間濾波”或“余輝(persistence)濾波”。在此方法中，前一顯示幀的像素可以用一個加權(quán)值α與一個輸入幀的像素求平均。該加權(quán)值將相同次數(shù)的時間濾波施加于該幀中的所有像素。從而，該方法是與數(shù)據(jù)無關(guān)的，即不隨所用的圖像數(shù)據(jù)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(jié)構(gòu)、結(jié)構(gòu)的邊界以及移動到圖像區(qū)域內(nèi)的結(jié)構(gòu)的邊界變得模糊和退化。
如下進一步所述，當(dāng)應(yīng)用于實時成像和高功率超聲發(fā)射脈沖時，連續(xù)余輝濾波是不合適的。
當(dāng)與造影劑結(jié)合應(yīng)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(zhì)中(通常是血流)。由于其強非線性響應(yīng)特性，造影劑的諧振可以被超聲探頭很容易地探測到。
在輸入造影劑后，通過使用諧波成像，醫(yī)務(wù)人員可以用于患者循環(huán)系統(tǒng)中的充血組織和血流的動態(tài)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(shù)直接影響到造影劑聲學(xué)響應(yīng)。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并發(fā)出所發(fā)射的頻率的諧波。這些微氣泡諧波的幅度取決于激勵信號脈沖的幅度。在較高聲學(xué)功率下，微氣泡破裂并發(fā)出強寬帶信號。為了將這些強后向反射信號用于成像，希望在成像平面內(nèi)具有均勻的破裂。通常，發(fā)射頻率越高，在成像平面內(nèi)來自微氣泡的響應(yīng)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(xiàn)有系統(tǒng)使用多脈沖技術(shù)提高信噪比和增加微氣泡的破裂。然而，用于造影劑探測的多脈沖技術(shù)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(fā)技術(shù)中，比如諧波能量多普勒，觸發(fā)發(fā)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(fā)所產(chǎn)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，并在臨床應(yīng)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沖激勵技術(shù)，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(shù)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(shù)諧波、次諧波或高次諧波相比，二次諧波由于其在此頻率下大的氣泡響應(yīng)而被證明最為有用。由于探頭的帶寬限制(即，＜70％帶寬，其中百分比帶寬定義為高轉(zhuǎn)角頻率-從低轉(zhuǎn)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，由于大組織整數(shù)次諧波信號掩蔽了造影劑所產(chǎn)生的信號，因此單脈沖激勵技術(shù)以及諧波成像受到低微氣泡-組織比率的困擾。
當(dāng)前，在超聲對比檢查中，通常采用低聲功率成像技術(shù)對超聲造影劑實時成像。采用這種成像時，一些高功率發(fā)射脈沖序列進入感興趣的組織中用于破壞或改變視圖區(qū)域中的造影劑。這種方法允許操作者觀察并記錄各種感興趣的組織內(nèi)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(yīng)用于視頻圖像的余輝或時間濾波技術(shù)已經(jīng)被用來改善圖像的外觀。然而，當(dāng)余輝濾波技術(shù)應(yīng)用于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(fā)射序列，破壞序列的較亮幀被余輝技術(shù)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。
由于現(xiàn)有技術(shù)的這些以及其它缺點，本發(fā)明涉及一種改進的超聲成像系統(tǒng)和一種用于灌注造影劑的組織的諧波成像的方法。簡言之，在結(jié)構(gòu)上，該系統(tǒng)可用探頭、超聲成像系統(tǒng)、具有余輝模塊的視頻處理器、患者接口和診斷處理器實現(xiàn)。
本發(fā)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于同步余輝的方法。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；利用適于實時觀察感興趣器官的超聲信號對組織進行照射；根據(jù)發(fā)射信號修正一個或多個參數(shù)生成造影劑破裂序列；利用破裂序列對超聲系統(tǒng)中的余輝電路進行同步，從而破裂序列中的圖像幀不會影響到余輝濾波后的結(jié)果。這使得后續(xù)的對感興趣組織進行造影劑重灌注的過程中就可以應(yīng)用余輝濾波，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余影響。
參閱下面的附圖和詳細描述后，本發(fā)明的其它系統(tǒng)、方法、特征和優(yōu)點對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員而言是顯而易見的。應(yīng)被認為，所有這樣的補充的系統(tǒng)、方法、特征和優(yōu)點都包括在本描述中，都在本發(fā)明的范圍之內(nèi)，并受到附加權(quán)利要求的保護。
參照下圖可以更好地理解本發(fā)明。圖中的組成部分無需改變比例和著重強調(diào)，而是根據(jù)清楚地說明本發(fā)明地原理而布置。并且，在圖中，相同的參考數(shù)字表示所有這些視圖中的對應(yīng)部分。


圖1是與本發(fā)明所述相一致的超聲成像系統(tǒng)的功能框圖。
圖2是與圖1中視頻處理器有關(guān)的余輝模塊的功能框圖。
圖3是表示利用能夠被圖1中超聲成像系統(tǒng)實現(xiàn)的同步余輝用于造影劑成像的方法的流程圖。
圖4A和4B是表示結(jié)構(gòu)、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示出用于監(jiān)控穿過患者器官而不是心臟的血流動態(tài)特性的診斷模塊，該器官可通過圖1的超聲成像系統(tǒng)利用造影劑進行灌注。
圖6A和6B示出當(dāng)圖像平面聚焦于患者循環(huán)系統(tǒng)的一部分時，可以通過圖1的超聲成像系統(tǒng)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(tǒng)產(chǎn)生的隨時間變化的典型超聲發(fā)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(tǒng)生成并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(tǒng)實現(xiàn)了圖3中所示方法的優(yōu)選實施例。
圖8是表示用于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(tǒng)實現(xiàn)。
總結(jié)了本發(fā)明的各個方面后，將對圖中所示本發(fā)明進行詳細描述。雖然對本發(fā)明的描述是根據(jù)這些附圖，但是這并不限于此處所公開的一個或多個實施例。相反，意在包括附加權(quán)利要求所定義的包含在本發(fā)明的實質(zhì)和范圍內(nèi)的所有替換、變更和等價方案。
現(xiàn)轉(zhuǎn)至附圖，其中相同的索引數(shù)字在所有附圖中表示相應(yīng)的部分，參見圖1，表示通過改變超聲發(fā)射波形能夠觀看組織和造影劑的超聲成像系統(tǒng)的框圖。與本發(fā)明具有同一授權(quán)人的美國專利5577505中公開了一種能夠產(chǎn)生超聲沖擊序列和多個激勵水平的超聲成像系統(tǒng)的示例，其全部內(nèi)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(yīng)具有增強的靈敏度的超聲成像系統(tǒng)的示例，其與本發(fā)明具有同一授權(quán)人，并且其全部內(nèi)容也在此處被引用。
圖1示出根據(jù)本發(fā)明所述和原理的超聲成像系統(tǒng)的功能框圖。其中，超聲造影劑和組織成像系統(tǒng)(UCATI)100包括探頭110、患者接口115、射頻開關(guān)120、操作者接口125、發(fā)射控制器130、診斷處理器135、系統(tǒng)控制器140、模數(shù)轉(zhuǎn)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(tǒng)控制器140可用來執(zhí)行用于同步余輝300的方法。用于同步余輝300的該方法將結(jié)合圖3的流程圖詳細說明。同樣如圖1所示，視頻處理器180可以包括一個余輝模塊200。余輝模塊200的典型結(jié)構(gòu)和作用將結(jié)合圖2進一步詳細說明。根據(jù)本發(fā)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(jié)合圖5A-5C和圖6A及圖6B進行說明。如圖1進一步所示，可利用用于完成診斷分析800的方法對診斷處理器135進行設(shè)置，將結(jié)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(guān)120電路耦合。RF開關(guān)120可以利用與發(fā)射控制器130耦合的發(fā)射輸入和與探頭110電路耦合的探頭端口進行設(shè)置。RF開關(guān)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于數(shù)字轉(zhuǎn)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(tǒng)控制器140可以與發(fā)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(shè)備提供所需的調(diào)節(jié)信號。
同樣如圖1的功能框圖所示，系統(tǒng)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(yīng)被理解為，患者接口115可為系統(tǒng)控制器140提供多個患者參數(shù)。例如患者接口115可以為系統(tǒng)控制器140提供表示患者呼吸循環(huán)、患者血壓、患者心跳(如心電圖有關(guān)的數(shù)據(jù))的數(shù)據(jù)以及其它在診斷患者狀態(tài)中有用的參數(shù)。
本領(lǐng)域技術(shù)人員會理解到，系統(tǒng)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(dāng)配置的邏輯門，以及其它常用的電子設(shè)備包括單個或組合的離散單元，以配合UCATI系統(tǒng)100的整體運行。進一步地，系統(tǒng)控制器140可以包括一個或多個計算機、存儲設(shè)備和其它硬件和軟件組成部分，以配合UCATI系統(tǒng)100的整體運行。另外，應(yīng)被理解為，系統(tǒng)控制器140可以包括軟件，該軟件包括用于實現(xiàn)邏輯函數(shù)的可執(zhí)行指令的命令列表，該邏輯函數(shù)可在任何計算機可讀的介質(zhì)中實現(xiàn)供指令執(zhí)行系統(tǒng)、裝置或設(shè)備應(yīng)用，例如基于計算機的系統(tǒng)、包含處理器的系統(tǒng)或其它可以從指令執(zhí)行系統(tǒng)、裝置或設(shè)備中讀取指令并執(zhí)行指令的系統(tǒng)。該計算機可讀介質(zhì)可以是，例如，電、磁、光、電磁、紅外、或半導(dǎo)體系統(tǒng)、裝置、設(shè)備或者傳播媒質(zhì)。
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(shè)備可以包括一個或多個通用處理器、一個或多個ASIC、適當(dāng)配置的邏輯門、計算機、存儲設(shè)備和其它類似的硬件并結(jié)合軟件部分用于配合與特定處理器135、170、180等有關(guān)的特定的指定函數(shù)的整體運行。應(yīng)被進一步理解為，這些處理器135、170、180和其它設(shè)備可以包括它們自己的軟件模塊，該軟件模塊包括用于實現(xiàn)邏輯函數(shù)的可執(zhí)行指令的命令列表，該邏輯函數(shù)可以在任何計算機可讀的介質(zhì)中實現(xiàn)。
在簡單描述了UCATI1 00的典型結(jié)構(gòu)后，將對通用的作用進行高級描述。此處，RF開關(guān)120將UCATI系統(tǒng)100的發(fā)射控制器130與包括圖1中所示剩余部分的超聲響應(yīng)接收和處理部分隔離。圖1所示的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)提供了發(fā)射控制器130中生成的電子發(fā)射信號，該信號被轉(zhuǎn)換為一個或多個超聲壓力波，此處通過超聲發(fā)射脈沖105示出。當(dāng)超聲發(fā)射脈沖105遇到接受超聲透射的組織層103時，多個發(fā)射事件或超聲發(fā)射脈沖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(yīng)，多個超聲發(fā)射脈沖105就會達到內(nèi)部目標101。本領(lǐng)域技術(shù)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(yīng)。
如圖1進一步所示，這樣的諧波響應(yīng)可以由超聲反射信號107描述。進一步理解為，由于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(yīng)。波形受壓和膨脹部分的不同傳播速率導(dǎo)致聲波發(fā)生失真，產(chǎn)生通過各種組織邊界向后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(nèi)部目標101的入射多個超聲發(fā)射脈沖105的二階諧波響應(yīng)，同樣可以觀察到其它諧波響應(yīng)。作為示例，已知在組織103和內(nèi)部目標101之間的組織邊界能夠產(chǎn)生次諧波、諧波和高次諧波響應(yīng)。內(nèi)部目標101自身會在基頻的整數(shù)倍數(shù)產(chǎn)生諧波響應(yīng)。另一方面，各種造影劑已被證明可產(chǎn)生次諧波、諧波、高次諧波響應(yīng)。在下文中，次諧波和高次諧波響應(yīng)可以被分別表示為小于和大于基頻或發(fā)射頻率的非整數(shù)諧波響應(yīng)。
那些來自穿過組織層103的幅度超過衰減效應(yīng)的超聲反射信號107可以被監(jiān)控并通過RF開關(guān)120和探頭110的組合轉(zhuǎn)換成電信號。超聲反射信號107的電學(xué)表達可以在ADC142處被接收并轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號。與ADC142的輸出耦合的時間增益控制放大器142可用來根據(jù)特定超聲反射信號105穿過組織層103所需的全部時間來調(diào)節(jié)放大倍數(shù)。通過這種方式，來自一個或多個內(nèi)部目標101的響應(yīng)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(diào)。被處理過的響應(yīng)信號隨后被提供給視頻處理器180。響應(yīng)信號的視頻形式隨后被提供給顯示器190，其中響應(yīng)信號圖像可以一幀一幀的被觀看。此處所用到的一幀數(shù)據(jù)包括與多個掃描線和任意各種坐標系統(tǒng)有關(guān)的所采集的數(shù)據(jù)。
可以應(yīng)用其它的超聲系統(tǒng)，包括增加或減少系統(tǒng)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可以采用B模式處理器、多普勒處理器或者多普勒處理器可以與B模式處理器共同包括在并行信號處理通路中。通過進一步的示例，視頻錄制設(shè)備或其它類似的錄制設(shè)備，例如但不限于具有一條或多條導(dǎo)線的電源插頭(電子的)、便攜式計算機磁盤(磁的)、固定盤或硬盤驅(qū)動設(shè)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或閃存)(電子的)、光纖(光學(xué)的)和便攜式只讀光盤(CDROM)(光學(xué)的)，可以與UCATI系統(tǒng)100相結(jié)合來錄制診斷數(shù)據(jù)用于數(shù)據(jù)的后續(xù)觀察評價。注意，由于數(shù)據(jù)已經(jīng)被UCATI系統(tǒng)100以電子形式捕獲，因此計算機可讀數(shù)據(jù)存儲介質(zhì)甚至可以是紙張或其它的數(shù)據(jù)可以打印在上面的合適的介質(zhì)。
在一個優(yōu)選實施例中，觸發(fā)被用來協(xié)調(diào)獲取多幀超聲響應(yīng)信息。如圖1所示，系統(tǒng)控制器140可用來協(xié)調(diào)發(fā)射控制器130、RF開關(guān)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(jù)響應(yīng)條件，系統(tǒng)控制器可以導(dǎo)致一幀或多幀數(shù)據(jù)的獲取。一個觸發(fā)條件可以從與患者接口115相連的ECG監(jiān)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(huán)、外部時鐘或其它觸發(fā)信號的觸發(fā)器調(diào)整觸發(fā)條件。優(yōu)選地，觸發(fā)條件通過UCATI系統(tǒng)100用戶/操作者選定并被系統(tǒng)控制器140監(jiān)控?？梢酝ㄟ^操作者接口125作出一個或多個觸發(fā)輸入的選擇。
例如，如果選定了ECG觸發(fā)，那么ECG信號的閾值被設(shè)定，并且與患者接口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(nèi)的一個或多個閾值或觸發(fā)點可以被識別為觸發(fā)閾值并與ECG信號進行比較。一旦達到觸發(fā)條件，則對系統(tǒng)控制器140進行設(shè)置來調(diào)節(jié)一幀或多幀數(shù)據(jù)的獲取和處理。應(yīng)理解為，一幀或多幀數(shù)據(jù)可以根據(jù)同樣或不同的觸發(fā)條件獲取和處理。
應(yīng)被理解為，可以結(jié)合一個或多個患者參數(shù)生成觸發(fā)條件。例如，ECG或其它類似設(shè)備探測到的患者脈動的峰值包括在含有第二觸發(fā)輸入的患者的呼吸循環(huán)中帶有峰值的第一觸發(fā)信號(例如從患者呼出所得到的信號)。在此示例中，響應(yīng)于脈動峰值和呼出的結(jié)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(tǒng)，例如UCATI系統(tǒng)100，可以以實時成像模式運行并產(chǎn)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(tài)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(chǎn)生連續(xù)運動圖像的錯覺。
對于利用觸發(fā)的實時成像，可以根據(jù)一個或多個超聲發(fā)射和觸發(fā)情況重復(fù)生成多幀圖像。在這些模式中，UCATI系統(tǒng)100可以在既不發(fā)射又不接收的連續(xù)觸發(fā)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(tài)，顯示出最后的觸發(fā)幀。
在優(yōu)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(shù)據(jù)來生成一個或多個診斷結(jié)果。如圖1所示，系統(tǒng)控制器140可以為各種圖像數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)，并通過操作者接口135接收表示某個感興趣血管的操作者輸入。某個圖像數(shù)據(jù)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多普勒模式(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多普勒信息生成表示血管和組織和/或由血管供應(yīng)的器官的相對健康狀況的一個或多個輸出。應(yīng)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(shù)據(jù)表等用于診斷結(jié)果的通信。應(yīng)被進一步理解為，系統(tǒng)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(jié)果。
根據(jù)圖1的功能框圖討論了UCATI系統(tǒng)100的結(jié)構(gòu)和作用后，現(xiàn)參見圖2，介紹了圖1的典型余輝模塊200的功能框圖。此處如圖1所示，余輝模塊200可以包括一個幀處理器/幀存儲器210和余輝控制器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(shù)據(jù)。按照幀率控制信號205(可由系統(tǒng)控制器140(圖1)提供)，幀處理器/幀存儲器210可以用來為余輝控制器220提供圖像數(shù)據(jù)。同樣如圖2所示，余輝控制器220可以接收包含幀率控制信號205的第一輸入和包含余輝率控制輸入信號215的第二輸入。應(yīng)被理解為，幀率控制輸入信號205和余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(dāng)設(shè)置的用戶控制臺由用戶選擇。應(yīng)被進一步理解為，幀率控制輸入信號205和余輝率控制輸入信號可以由標準測試診斷情況驅(qū)動，該情況可以被存儲或?qū)⑵渚幊逃谖挥谙到y(tǒng)控制器140或與之相連的軟件模塊中。
如圖2所示，余輝控制器220可以根據(jù)幀處理器/幀存儲器210和幀率控制輸入信號205以及余輝率控制輸入信號215提供的幀數(shù)據(jù)生成視頻存儲設(shè)備/視頻顯示輸入信號。同時為余輝控制器220提供一個余輝執(zhí)行器輸入信號225。如圖2所示，余輝執(zhí)行器輸入信號225可以由系統(tǒng)控制器140提供(圖1)。
根據(jù)本發(fā)明的一個優(yōu)選實施例，連續(xù)幀信號處理的信息被應(yīng)用于余輝模塊200，該模塊在每次余輝執(zhí)行器輸入信號225啟動時對像素完成基于像素的連續(xù)幀的時間濾波。相反地，余輝模塊220在每次余輝執(zhí)行器輸入信號225被禁用時不進行連續(xù)幀的時間濾波。在可選實施例中，余輝執(zhí)行器輸入信號225根據(jù)操作者選定的診斷情況選擇適當(dāng)?shù)臅r間濾波器和/或適當(dāng)?shù)臅r間濾波方案。
由Wright等申請并授權(quán)給Acuson公司的發(fā)布于1998年8月4日的名為“自適應(yīng)余輝處理”的美國專利第5788635號，此處以參考文獻形式全部引用，公開了用于對圖像進行時間濾波的多個現(xiàn)有系統(tǒng)和方法。本領(lǐng)域技術(shù)人員會理解到，此處所引用的余輝濾波器和方法，連同其它變更，都可以被UCATI系統(tǒng)100(圖1)應(yīng)用。
現(xiàn)參見圖1的流程圖，示出一種根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例用于同步余輝濾波300的方法。此處，用于同步余輝濾波300的該方法可以開始于步驟302所示，其中標記為“開始”。在步驟304中，用于同步余輝濾波300的該方法輸入一個或多個適于對被觀察的患者體內(nèi)的血流動力學(xué)或其它流體動力學(xué)成像的超聲造影劑。在造影劑被輸入后一段合適的時間以后，造影劑可以流動或灌注患者體內(nèi)感興趣的某個組織，用于同步余輝濾波300的該方法可以執(zhí)行步驟306，其中患者被大量發(fā)射的超聲波照射。應(yīng)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(fā)射脈沖或波完成，該發(fā)射脈沖或波的特征為適于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(shù)。
用于同步余輝濾波300的方法可以繼續(xù)照射一個或多個感興趣的組織以允許操作者適當(dāng)調(diào)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(nèi)的組織用于進一步的診斷和觀察。根據(jù)本發(fā)明并如步驟310所示，用于同步余輝濾波300的該方法可以在應(yīng)用造影劑破裂發(fā)射序列的同時用于消除余輝或時間濾波。同樣如步驟310所示，用于同步余輝濾波300的該方法可以用來消除余輝濾波，并在給定現(xiàn)有幀處理速率時，對預(yù)定義數(shù)量的圖像幀施加造影劑破裂序列。
一旦預(yù)定義數(shù)量的幀被視頻控制器190(圖1)處理后或如系統(tǒng)控制器140所示(圖1)，用于同步余輝濾波300的該方法繼續(xù)執(zhí)行步驟312，如其所示余輝濾波可以與一個發(fā)射序列一起應(yīng)用，該發(fā)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(jù)一個優(yōu)選實施例，用于同步余輝濾波300的該方法應(yīng)用在步驟306中所用的同一發(fā)射序列。應(yīng)被理解為，在可選實施例中，可以應(yīng)用一個改良的發(fā)射序列。如步驟314所示，用于同步余輝濾波300的該方法可以隨時間錄制造影劑密度。
可由圖1中的UCATI系統(tǒng)100應(yīng)用并禁用包含具有高能量回波信號幀的另一技術(shù)清除了余輝模塊200中的時間濾波器的在高能量幀之后并緊接第一幀之前的內(nèi)容。通過這種方式，保留幀僅包括來自后面高能量幀的回波信號。
根據(jù)圖8的流程圖將進一步所說明反映造影劑能量的數(shù)據(jù)可以與反映周圍組織結(jié)構(gòu)的數(shù)據(jù)相結(jié)合進行一個或多個診斷測試，而不會受到對圖像數(shù)據(jù)連續(xù)應(yīng)用余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，用于同步余輝濾波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(shù)據(jù)點。
在根據(jù)圖3的流程圖描述了用于同步余輝濾波300的方法后，現(xiàn)參見圖4A和圖4B，介紹了可以通過圖1的UCATI系統(tǒng)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(nèi)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(jié)構(gòu)和連接之間的相對關(guān)系之后，現(xiàn)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(nèi)的血液分別經(jīng)過下、上腔靜脈413和411流入右心室402。三尖瓣開啟410后，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開啟后，來自右心房404的血液被排出心臟并通過肺動脈417進入左右肺(未示出)。血液在左右肺(未示出)中充氧后，通過肺靜脈419流會左心房406。二尖瓣440開啟后，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’中排出并通過主動脈415輸送到身體各個部分。
當(dāng)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(huán)系統(tǒng)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后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(jù)圖4A和4B描述了心臟400和400‘的作用后，先參見圖5A至5C，表示可由圖1的UCATI系統(tǒng)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(jīng)感興趣的器官550。如前文結(jié)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(huán)。從位于各種靜脈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位于向感興趣的器官550’供應(yīng)血液的動脈525內(nèi)，那么穿過感興趣的器官550‘的各個毛細血管(未示出)的預(yù)期灌注率在穿過感興趣的整個器官550’后將減少。另一方面，如圖5C的典型診斷圖像500’所示，如果狹窄519位于進入感興趣的器官500’的一部分的動脈525內(nèi)，那么預(yù)期灌注率在穿過感興趣的器官500’的一小部分后將減少。
現(xiàn)將注意力轉(zhuǎn)至圖6A和6B，其示出能夠從圖1的UCATI系統(tǒng)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(shù)606的數(shù)字信息。除該一個或多個數(shù)字標識外，超聲圖像600可以包括體內(nèi)結(jié)構(gòu)(例如循環(huán)系統(tǒng)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(nèi)確定和定位感興趣的組織。優(yōu)選地，該圖像是從返回自一種或多種造影劑和/或患者體內(nèi)組織結(jié)構(gòu)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后循環(huán)系統(tǒng)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(yīng)對表示循環(huán)系統(tǒng)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(xué)中尤其有效，該方法的變更在放射醫(yī)學(xué)診斷中也被證明是有用的，其中的解剖結(jié)構(gòu)多為靜止的。
在根據(jù)圖4A和4B對人心臟的結(jié)構(gòu)和運動進行一般性描述以及根據(jù)圖5A-5C對如何在人體的其它器官內(nèi)進行造影劑灌注進行一般性描述，并根據(jù)圖6A和6B中所述的診斷圖像通過圖1中的UCATI系統(tǒng)100進行觀察之后，現(xiàn)參見圖7A-7C的計時圖，其中進一步闡明了本發(fā)明。此處，參見圖7A表示可由發(fā)射控制器130在圖1的UCATI系統(tǒng)100中的系統(tǒng)控制器140的指示下生成的隨時間變化的典型的超聲發(fā)射功率曲線。如所示，超聲發(fā)射功率曲線700可包括特征為具有相對低機械指數(shù)(MI)的多個單獨的超聲發(fā)射脈沖105(圖1)的第一發(fā)射階段710a，和具有相對高MI的多個單獨的超聲脈沖105(圖1)的第二發(fā)射階段。根據(jù)本發(fā)明所述及原理，相對較低的MI可以隨所選擇的用于注射到患者體內(nèi)的造影劑而變化。在第一發(fā)射階段710a，希望以從成像造影劑的多數(shù)部分產(chǎn)生相對穩(wěn)定(即非破壞的)的響應(yīng)的MI來發(fā)射。在第二發(fā)射階段720，當(dāng)富含造影劑的血液流入感興趣區(qū)域內(nèi)時，希望破壞出現(xiàn)在感興趣區(qū)域內(nèi)的造影劑以隨時間觀察血流參數(shù)需著重指出，當(dāng)操作者認為感興趣的某個區(qū)域隨時間正在接收足夠多的造影劑足以對循環(huán)結(jié)構(gòu)進行成像時，可由操作者啟動應(yīng)用破壞發(fā)射序列的第二發(fā)射階段720。進一步著重指出，一旦操作者選定了一個特征為反復(fù)應(yīng)用超聲發(fā)射破壞序列的模式后，超聲發(fā)射功率曲線700可以系統(tǒng)控制器140和UCATI系統(tǒng)100(圖1)的其它各個部分來調(diào)節(jié)(即調(diào)節(jié)時間、頻率和或MI)從而隨時間優(yōu)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(tǒng)控制器140提供觸發(fā)輸入。根據(jù)本發(fā)明所述和原理，系統(tǒng)控制器140可用來響應(yīng)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(shù)。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(fā)輸入可以根據(jù)超聲發(fā)射功率曲線700來調(diào)節(jié)。
重要的是，根據(jù)本發(fā)明超聲發(fā)射功率曲線700可以按照如下方式來調(diào)節(jié)，即提供了造影劑破壞序列之后的足夠長的超聲觀察期(即第一發(fā)射階段710a)從而所觀察的結(jié)構(gòu)隨時間達到了造影劑破裂的穩(wěn)態(tài)密度。這一關(guān)系圖7C所示的灌注曲線750中示出。如圖7C所示，在造影劑破壞之后相對很短的時間內(nèi)(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(qū)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(nèi)增加。線段AB760所示在短于與最大密度造影劑密度有關(guān)的起始有關(guān)的時間段內(nèi)隨時間的密度范圍是所觀察的組織中的造影劑速率的估計?？山Y(jié)合造影劑速率和所觀察的結(jié)構(gòu)的區(qū)域的數(shù)學(xué)表達對血流量進行測量。根據(jù)本發(fā)明的一個實施例，平均流速和平均流量被存儲和/或應(yīng)用于診斷算法來確定患者的相對健康狀況。
在根據(jù)圖7A-7C的時間圖一般性地描述了典型超聲發(fā)射功率曲線700中的相對時間、典型的與患者有關(guān)的觸發(fā)輸入(例如ECG曲線725)和重灌注曲線750后，現(xiàn)參見圖8，其進一步說明了由圖1的超聲成像系統(tǒng)實現(xiàn)的用于血液流速和血液流量分析的方法。
現(xiàn)參見圖8的流程圖，其說明了根據(jù)本發(fā)明的一個優(yōu)選實施例用于診斷分析800的方法。此處，用于診斷分析800的該方法可開始于步驟802所示的，此處被標識為“開始”。在步驟804中，用于診斷分析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，用于診斷分析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(yīng)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(yīng)被進一步理解為，血容量度可以與O2飽和度相結(jié)合來確定該部分心肌是否隨時間接收了足夠量的氧。
隨后，用于診斷分析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(yīng)被理解為，在可選實施例中，可在診斷處理器135(圖1)中提供并保護灌注曲線信息。如步驟808所示，用于診斷分析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(nèi)的造影劑速度。根據(jù)一個優(yōu)選實施例，用于診斷分析800的該方法被用來為步驟810所示的輸出設(shè)備提供流速信息。在得到流速后，用于診斷分析800的該方法可以被用來從步驟812所示的灌注曲線數(shù)據(jù)確定穩(wěn)態(tài)最大密度。隨后，用于診斷分析800的該方法可以被用來為步驟814所示的輸出設(shè)備提供體積測度。最后，用于診斷分析800的該方法在步驟816所示處終止，此處標識為，“停止”。
應(yīng)被理解為，在可選實施例中，重復(fù)進行流速和血容量測量(即重復(fù)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(shè)備中受到保護。然后該受保護數(shù)據(jù)可以在適合的時間段內(nèi)進行數(shù)學(xué)上的合并。雖然在前文描述和附圖中已經(jīng)詳細公開了本發(fā)明的特定的實施例用于舉例說明，本領(lǐng)域技術(shù)人員會理解到，正如下文權(quán)利要求中所闡述的，在不背離本發(fā)明的精神和范圍的情況下，可作出變更和修改。
權(quán)利要求
1.用于觀察造影劑的超聲響應(yīng)的方法包括輸入至少一種造影劑到目標組織中用于成像；利用受適于允許實時觀察灌注造影劑的組織的第一超聲發(fā)射信號激發(fā)的探頭照射組織；調(diào)節(jié)至少一個超聲發(fā)射信號參數(shù)來生成第二超聲發(fā)射信號，其中出現(xiàn)在照射組織中的造影劑的實質(zhì)部分被破壞；并且根據(jù)第二超聲發(fā)射信號啟動余輝濾波器，其中應(yīng)用第二超聲發(fā)射信號之后所獲得的連續(xù)圖像幀沒有被余輝濾波的結(jié)果進行平均處理。
2.權(quán)利要求1的方法，進一步包括再次應(yīng)用第一超聲發(fā)射信號來允許對通過用于成像的目標組織的造影劑重灌注進行實時觀察；并且根據(jù)第一超聲發(fā)射信號的再次應(yīng)用啟動余輝濾波器。
3.權(quán)利要求1的方法，其中第一超聲發(fā)射信號包括一個選定的機械指數(shù)(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(quán)利要求1的方法，其中第一超聲發(fā)射信號包括一個高于約1.5MHz的頻率。
5.權(quán)利要求1的方法，其中第二超聲發(fā)射信號包括一個選定的機械指數(shù)(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(quán)利要求1的方法，其中第二超聲發(fā)射信號包括一個高于約1.5MHz的頻率。
7.權(quán)利要求1的方法，其中該調(diào)節(jié)步驟根據(jù)一個觸發(fā)信號執(zhí)行。
8.權(quán)利要求1的方法，其中啟動步驟包括禁用余輝濾波器。
9.權(quán)利要求1的方法，其中啟動步驟包括復(fù)位余輝濾波器。
10.權(quán)利要求2的方法，其中啟動步驟包括恢復(fù)余輝濾波器。
11.權(quán)利要求7的方法，其中觸發(fā)信號根據(jù)至少一個所獲得的患者參數(shù)生成。
12.權(quán)利要求11的方法，其中至少一個所獲得的患者參數(shù)是心電圖波形。
13.在用于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(jīng)被輸入到血液中，并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(jù)導(dǎo)致在血液內(nèi)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(zhì)性增大的環(huán)境條件同步啟動余輝濾波，其中在環(huán)境條件被去除后所獲得的連續(xù)圖像幀沒有被余輝濾波平均處理。
14.權(quán)利要求13的方法，進一步包括根據(jù)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(quán)利要求13的方法，進一步包括根據(jù)一種造影劑的最大密度和所顯示的血管的內(nèi)表面之間的距離測度估計感興趣的血管內(nèi)的血容量。
16.權(quán)利要求15的方法，進一步包括根據(jù)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.用于對患者體內(nèi)的一種造影劑和組織進行諧波成像的超聲成像系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括用于利用多個超聲脈沖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；用于可控地調(diào)節(jié)至少一個超聲發(fā)射脈沖的裝置，其中該至少一種造影劑被調(diào)節(jié)從而該至少一種造影劑不再從感興趣的組織內(nèi)被觀察到；以及用于根據(jù)該調(diào)節(jié)裝置從超聲響應(yīng)處理通路中移除余輝濾波器的殘余效應(yīng)的裝置，其中余輝濾波器在與所調(diào)節(jié)的至少一個超聲發(fā)射脈沖實質(zhì)性共存的一段時間內(nèi)沒有被應(yīng)用。
18.權(quán)利要求17的系統(tǒng)，其中用于移除的該裝置被用于根據(jù)該調(diào)節(jié)裝置從超聲響應(yīng)處理通路中回避余輝濾波器的裝置代替，其中余輝濾波器在與所調(diào)節(jié)的至少一個超聲發(fā)射脈沖實質(zhì)性共存的一段時間內(nèi)沒有被應(yīng)用。
19.權(quán)利要求17的系統(tǒng)，其中用于用于移除的裝置包括用與連續(xù)圖像幀有關(guān)的數(shù)據(jù)替換與第一圖像幀有關(guān)的數(shù)據(jù)。
20.權(quán)利要求17的系統(tǒng)，其中用于用于移除的裝置包括用與直接相鄰的前一圖像幀有關(guān)的數(shù)據(jù)替換與第一圖像幀有關(guān)的數(shù)據(jù)。
21.權(quán)利要求17的系統(tǒng)，進一步包括用于診斷至少一個血流參數(shù)的裝置。
22.權(quán)利要求21的系統(tǒng)，其中該診斷裝置包括對患者組織內(nèi)的至少一種造影劑的重灌注進行監(jiān)控。
23.用于對患者體內(nèi)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(tǒng)，該系統(tǒng)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(chǔ)上生成包含圖像數(shù)據(jù)的輸出；響應(yīng)于至少一個超聲發(fā)射信號的余輝執(zhí)行器；和用來接收幀處理器輸出的余輝控制器，其中該余輝控制器根據(jù)余輝執(zhí)行器在來自連續(xù)圖像幀的像素基礎(chǔ)上從數(shù)學(xué)上融合圖像數(shù)據(jù)。
24.權(quán)利要求23的系統(tǒng)，其中當(dāng)該發(fā)射信號被設(shè)置從而將實質(zhì)性破壞組織中的至少一種造影劑時，余輝執(zhí)行器根據(jù)至少一個超聲發(fā)射信號禁用該余輝控制器。
25.權(quán)利要求24的系統(tǒng)，其中在預(yù)定數(shù)量的圖像幀內(nèi)該余輝執(zhí)行器禁用該余輝控制器。
26.權(quán)利要求24的系統(tǒng)，其中在預(yù)定數(shù)量的圖像幀內(nèi)該余輝執(zhí)行器恢復(fù)該余輝控制器。
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于同步余輝的系統(tǒng)和方法。該超聲諧波成像系統(tǒng)包括幀存儲器、幀處理器、余輝執(zhí)行器和余輝控制器。在優(yōu)選實施例中，該余輝執(zhí)行器根據(jù)造影劑破裂超聲發(fā)射禁用余輝濾波。一種用于觀察造影劑的超聲響應(yīng)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于成像；利用適于觀察該造影劑和該組織的第一超聲發(fā)射信號照射該組織；調(diào)節(jié)發(fā)射信號參數(shù)以破壞該造影劑的實質(zhì)部分；當(dāng)執(zhí)行調(diào)節(jié)后的發(fā)射信號時禁用余輝濾波；并當(dāng)觀察該組織的重灌注時恢復(fù)余輝濾波。
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(yōu)先權(quán)日2002年6月18日
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