用于获得3D矢量流场的方法和系统与流程

用于获得3d矢量流场的方法和系统
技术领域
1.本发明涉及超声成像领域，并且更具体地涉及超声流动测量领域。


背景技术：

2.彩色多普勒成像允许用户对沿着超声波束的流信息进行可视化。这种功能已经变为广泛部署在回波描记系统中。
3.彩色多普勒数据提供了粗略的流取向信息，其要么沿着波束取向朝向探头，要么沿着波束取向远离探头。然而，通常会丢失波束取向之外的流信息。因此，已经做出了若干尝试以根据彩色多普勒数据导出完整的矢量流信息。
4.已经提出了一种方法，其是采用超快扫描方案，诸如，在osmanski,b.-f.、m.pernot、g.montaldo、a.bel、e.messas和m.tanter的“ultrafast doppler imaging of blood flow dynamics in the myocardium”(ieee transactions on medical imaging 31，第8期，2012年)中描述的方法，该方法利用了平面或发散发射波。这种方法要求重新设计超快采集序列并重新设计超声系统前端以使其适合于超快使用。
5.另一种方法包括基于物理模型根据现有多普勒测量来估计流，例如，在garcia等人的“two-dimensional intraventricular flow mapping by digital processing conventional color-doppler echocardiography images”(ieee trans.med.imag.，第29卷，第10期，第1701-1713页，2010年10月)中描述的方法。在上面的文件中提出的基于模型的方法针对2d彩色多普勒帧重建了2d流场。然而，在这种方法中，缺少三维流信息。因此，为了重建3d流场，将要求完整体积采集；然而，对具有完整3d体积的要求导致降低的帧速率。
6.因此，需要根据有限的输入数据来导出完整3d流信息的手段。


技术实现要素：

7.本发明由权利要求来限定。
8.根据依据本发明的一个方面的示例，提供了一种用于根据彩色多普勒超声数据来获得3d矢量流场的方法，所述方法包括：
9.从多个采集位置获得彩色多普勒超声数据，其中，所述多个采集位置包括：
10.目标采集位置；以及
11.一个或多个额外采集位置，其中，所述一个或多个额外采集位置邻近所述目标采集位置；并且
12.根据所获得的彩色多普勒超声数据来导出3d矢量流场。
13.所述方法提供了一种根据标准彩色多普勒超声数据采集来导出3d矢量流信息的手段。
14.通过考虑从多个邻近采集位置采集的彩色多普勒数据，可能导出完整详细的3d矢量流信息，而无需完整实现的3d超声采集。
15.在实施例中，导出所述3d矢量流场包括：
16.获得流散度方程；
17.求解所述流散度方程以匹配所获得的彩色多普勒超声数据；并且
18.基于经求解的流散度方程来导出3d流矢量场。
19.以这种方式，可以根据包含已知物理限制的方程来导出3d矢量流场(该方程被求解以匹配所采集的数据)，从而获得与所采集的数据相匹配的准确的3d矢量流信息。
20.在另外的实施例中，所述流散度方程包括散度，并且其中，所述散度为零。
21.以这种方式，可以利用流体的不可压缩性的物理约束来在方程内对血液的行为进行准确建模。
22.在实施例中，所述多个采集位置包括第一额外采集位置和第二额外采集位置，其中，所述第一额外采集位置和所述第二额外采集位置邻近所述目标采集位置，使得所述目标采集位置被定位于所述第一额外采集位置与所述第二额外采集位置之间。
23.以这种方式，可以使用额外信息来获得3d矢量流场，从而提高最终3d流信息的准确度。
24.在另外的实施例中，所述第一额外采集位置和所述第二额外采集位置被定位为在仰角方向上邻近所述目标采集位置。
25.在实施例中，导出所述3d矢量流场是使用跨所述多个采集位置的行进窗口来执行的。
26.以这种方式，可能获得3d矢量流场，而无需从探头的整个视场采集彩色多普勒数据。
27.在实施例中，所述多个采集位置包括超过三个采集位置，并且其中，所述行进窗口包括所述目标采集位置和两个额外采集位置。
28.在实施例中，所导出的3d矢量流场是使用所述行进窗口的输出来迭代地改善的。
29.以这种方式，3d矢量流场可以随着数据采集继续发生而被改善。
30.在实施例中，所述多个采集位置包括：
31.3d采集子体积；和/或
32.2d采集平面；和/或
33.1d扫描线。
34.以这种方式，可以使用任何彩色多普勒数据(包括3d、2d和1d多普勒数据)来获得3d矢量流场。
35.在另外的实施例中，所述多个采集位置包括1d扫描线，并且其中，所述多个采集位置还包括被定位为在方位角方向上邻近所述目标采集位置的一个或多个额外采集位置。
36.以这种方式，可以提高根据1d扫描线采集导出的3d矢量流场的准确度。
37.根据依据本发明的一个方面的示例，提供了一种包括计算机程序代码模块的计算机程序，当所述计算机程序在计算机上运行时，所述计算机程序代码模块适于实施上述方法。
38.根据依据本发明的一个方面的示例，提供了一种用于根据彩色多普勒超声数据来获得3d矢量流场的系统，所述系统包括处理器，所述处理器适于：
39.从多个采集位置获得彩色多普勒超声数据，其中，所述多个采集位置包括：
40.目标采集位置；以及
6623432(powers等)中所描述的。
58.应当注意，微波束形成器是完全任选的。另外，该系统包括发射/接收(t/r)开关16，微波束形成器12可以耦合到该开关，并且该开关在发射模式和接收模式之间切换阵列，并且在不使用微波束形成器且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下保护主波束形成器20免受高能量发射信号影响。来自换能器阵列6的超声波束的发射由通过t/r开关16耦合到微波束形成器并且耦合到主发射波束形成器(未示出)的换能器控制器18引导，所述主发射波束形成器可以从用户对用户接口或控制面板38的操作接收输入。控制器18可以包括发射电路，所述发射电路被布置为在发射模式期间(直接或经由微波束形成器)驱动阵列6的换能器元件。
59.在典型的逐行成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下操作。在发射期间，波束形成器(其根据实施方式而可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔。子孔可以是较大阵列内的换能器的一维线或换能器的二维片块。在发射模式中，控制由阵列或阵列的子孔生成的超声波束的聚焦和转向，如下所述。
60.在接收到来自对象的反向散射的回波信号后，接收到的信号经历接收波束形成(如下所述)，以便将接收到的信号对准，并且在正在使用子孔的情况下，然后例如由一个换能器元件对子孔进行移位。经移位的子孔然后激活，并且该过程重复，直到换能器阵列的所有换能器元件已经激活。
61.对于每个线(或子孔)，用于形成最终超声图像的相关联线的总接收信号将是在接收时段期间由给定子孔的换能器元件所测量的电压信号的总和。在下面的波束形成过程之后，得到的线信号通常称为射频(rf)数据。由各个子孔生成的每条线信号(rf数据集)然后经历额外的处理以生成最终超声图像的线。线信号的幅度随时间的变化将贡献于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高幅度峰将对应于最终图像中的亮像素(或像素的集合)。出现在线信号的开始附近的峰将表示来自浅结构的回波，而逐渐出现在线信号后期的峰将表示来自对象内增加深度处的结构的回波。
62.由换能器控制器18控制的功能之一是波束转向和聚焦的方向。波束可以转向为从换能器阵列笔直向前(正交于其)，或者在不同角度处以用于更宽视场。可以根据换能器元件致动时间来控制发射波束的转向和聚焦。
63.在一般的超声数据采集中可以区分两种方法：平面波成像和“波束转向”成像。两种方法通过在发射模式(“波束转向”成像)和/或接收模式(平面波成像和“波束转向”成像)中波束形成的存在来区分。
64.首先看一下聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，该平面波在其行进通过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持未聚焦。通过向换能器的激活引入位置相关时间延迟，能够使波束的波前会聚在期望的点处，该点称为聚焦区。聚焦区被定义为横向波束宽度小于发射波束宽度一半的点。以这种方式，改进了最终超声图像的横向分辨率。
65.例如，如果时间延迟使换能器元件从最外面的元件开始并在换能器阵列的(一个或多个)中心元件处结束在系列中激活，则将在距探头给定距离处形成聚焦区，与(一个或多个)中心元件一致。聚焦区距探头的距离将根据换能器元件激活的每个后续轮之间的时间延迟而变化。在波束经过聚焦区后，其将开始发散，从而形成远场成像区域。应当注意，对
于定位靠近于换能器阵列的聚焦区，超声波束将在远场中迅速发散，从而导致最终图像中的波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的大交叠，位于换能器阵列和聚焦区之间的近场示出很少细节。因此，改变聚焦区的位置会导致最终图像的质量的显著变化。
66.应当注意，在发射模式中，除非将超声图像划分为多个聚焦区(其中每个可能具有不同的发射焦点)，否则可以定义仅一个焦点。
67.此外，在从对象内接收到回波信号后，能够执行上述过程的逆过程以便执行接收聚焦。换句话说，传入信号可以由换能器元件接收并且在被传递到系统中以进行信号处理之前经历电子时间延迟。这一点的最简单示例称为延迟求和波束形成。能够根据时间动态调节换能器阵列的接收聚焦。
68.现在来看波束转向的功能，通过对换能器元件正确地施加时间延迟，能够在超声波束离开换能器阵列时在超声波束上赋予期望的角度。例如，通过以在阵列的相对侧结束的顺序来激活换能器阵列的第一侧上的换能器，之后剩余的换能器，波束的波前将朝向第二侧成角度。相对于换能器阵列的法线的转向角的大小取决于随后的换能器元件激活之间的时间延迟的大小。
69.另外，聚焦转向波束是可能的，其中，施加到每个换能器元件的总时间延迟是聚焦和转向时间延迟两者的总和。在这种情况下，换能器阵列称为相控阵列。
70.在需要用于对其进行激活的dc偏置电压的cmut换能器的情况下，换能器控制器18可以耦合以控制用于换能器阵列的dc偏置控制45。dc偏置控制45设置施加到cmut换能器元件的(一个或多个)dc偏置电压。
71.针对换能器阵列的每个换能器元件，通常称为信道数据的模拟超声信号通过接收信道进入系统。在接收信道中，部分波束形成信号由微波束形成器12根据信道数据产生，并且然后传递到主接收波束形成器20，其中，来自换能器的个体片块的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号，被称为射频(rf)数据。在每个阶段处执行的波束形成可以如上所述被执行，或者可以包括额外的功能。例如，主波束形成器20可以具有128信道，其中每个从几十个或数百换能器元件的片块接收部分波束形成信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收到的信号可以有效地贡献于单个波束形成信号。
72.将波束形成接收信号耦合到信号处理器22。信号处理器22能够以各种方式处理接收到的回波信号，例如：带通滤波；抽选；i和q分量分离；以及谐波信号分离，其用于分离线性信号与非线性信号，从而使得能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的较高谐波)回波信号。信号处理器还可以执行额外的信号增强，例如，散斑减少、信号复合以及噪声消除。在信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，当从递增的深度接收回波信号时所述带通滤波器的通带从较高的频带滑动到较低的频带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其通常缺乏解剖信息。
73.用于发射和用于接收的波束形成器以不同的硬件实施并且可以具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑发射波束形成器的特性。为了简化，在图1中仅示出了接收器波束形成器12、20。在整个系统中，还将存在带有发射微波束形成器和主发射波束形成器的发射链。
74.微波束形成器12的功能是提供信号的初始组合，以便减少模拟信号路径的数量。这通常在模拟域中执行。
75.最终波束形成在主波束形成器20中完成，并且通常在数字化之后完成。
76.发射和接收信道使用具有固定频带的相同换能器阵列6。然而，发射脉冲占用的带宽可以根据所使用的发射波束形成而变化。接收信道可以捕获整个换能器带宽(其是经典方法)，或者通过使用带通处理，其只能提取包含期望信息(例如主谐波的谐波)的带宽。
77.然后，可以将rf信号耦合到b模式(即，亮度模式或2d成像模式)处理器26和多普勒处理器28。b模式处理器26对接收到的超声信号执行幅度检测以对身体中的结构进行成像，例如器官组织和血管。在逐行成像的情况下，每条线(波束)由关联的rf信号表示，其幅度被用于生成要分配给b模式图像中的像素的亮度值。图像内像素的确切位置由沿rf信号的相关联幅度测量结果的位置和rf信号的线(波束)数确定。这样的结构的b模式图像可以以谐波或基波图像模式或两者的组合形成，如在美国专利us 6283919(roundhill等人)和美国专利us 6458083(jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理由组织移动和血流产生的时间上不同的信号，以检测移动物质，例如图像场中的血细胞的流。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，该壁滤波器具有设置成通过或拒绝从体内的选定类型的材料返回的回波的参数。
78.由b模式和多普勒处理器产生的结构和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以空间关系布置回波信号，所述回波信号根据该空间关系以期望的图像格式接收。换句话说，扫描转换器用于将rf数据从圆柱坐标系转换到适于在图像显示器40上显示超声图像的笛卡尔坐标系。在b模式成像的情况下，给定坐标处的像素的亮度与从该位置接收的rf信号的幅度成比例。例如，扫描转换器可以将回波信号布置成二维(2d)扇形格式或锥体三维(3d)图像。扫描转换器可以向b模式结构图像叠加与图像场中的点处的运动相对应的颜色，其中，多普勒估计速度产生给定的颜色。组合的b模式结构图像和彩色多普勒图像描绘了结构图像场内的组织和血流的运动。如美国专利us 6443896(detmer)中所描述的，多平面重新格式化器将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收的回波转换成该平面的超声图像。体积绘制器42将3d数据集的回波信号转换成投影的3d图像，如从给定参考点所查看的，如美国专利us 6530885(entrekin等人)中所描述的。
79.2d或3d图像从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体积绘制器42耦合到图像处理器30，以用于进一步增强、缓冲和临时存储以显示在图像显示器40上。成像处理器可以适于从最终超声图像移除某些成像伪影，诸如：例如由强衰减器或折射引起的声学阴影；例如由弱衰减器引起的后增强；混响伪影，例如，其中，高度反射的组织界面紧密邻近定位；等等。此外，图像处理器可以适于处理某些散斑减少功能，以便改进最终超声图像的对比度。
80.除了用于成像，由多普勒处理器28产生的血流值和由b模式处理器26产生的组织结构信息被耦合到量化处理器34。所述量化处理器产生不同流状况的量度，例如除了诸如器官的大小和胎龄的结构测量结果外的血流的体积速率。量化处理器可以从用户控制面板38接收输入，例如图像的解剖结构中要进行测量的点。
81.来自量化处理器的输出数据耦合到图形处理器36，以用于在显示器40上与图像一起再现测量图形和值，并且用于从显示设备40的音频输出。图形处理器36还可以生成图形叠加，以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包含标准识别信息，例如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器从用户接口38接收输入，诸如患者姓名。用户接口还耦合到发射控制器18，以控制生成来自换能器阵列6的超声信号，并
且因此由换能器阵列和超声系统产生的图像。控制器18的发射控制功能仅是所执行的功能之一。控制器18还考虑操作模式(由用户给定)以及接收器模数转换器中的对应的所需的发射器配置和带通配置。控制器18可以是具有固定状态的状态机。
82.用户接口还耦合到多平面重新格式化器44，以用于选择和控制多幅多平面重新格式化(mpr)图像的平面，其可以用于在mpr图像的图像场中执行量化的量度。
83.图2示出了用于根据彩色多普勒超声数据来获得3d矢量流场的方法100。
84.该方法通过从多个采集位置获得彩色多普勒超声数据而开始于步骤110。多个采集位置包括目标采集位置112和一个或多个额外采集位置114，其中，一个或多个额外采集位置邻近目标采集位置。
85.通过考虑目标采集位置附近的额外彩色多普勒信息，可以更准确地导出3d矢量流场。换句话说，通过使用额外采集位置，可以考虑完整的3d流取向，而非错误地仅基于单个采集位置来假定流信息。
86.在步骤120中，根据所获得的彩色多普勒超声数据来导出3d矢量流场。
87.例如，可以通过获得流散度方程根据彩色多普勒超声数据来导出3d矢量流场。然后可以在步骤122中求解流散度方程以匹配所获得的彩色多普勒超声数据，并且在步骤124中，可以基于经求解的流散度方程来导出3d流矢量场。
88.更详细地查看步骤122，流散度方程可以如下：
89.其中，
90.其中：u是要求解的3d流矢量场；并且s是多普勒采集取向。
91.在上面的方程中，术语loss指定损失函数，该损失函数测量预测的多普勒值与观察到的彩色多普勒数据之间的相似度。例如，损失函数可以是二次损失函数。该方程寻求损失函数的最小值，以便使预测的多普勒值与观察到的彩色多普勒数据(多普勒数据)之间的相似度最大化。
92.无发散约束可以通过目标采集位置附近的3d散度算子来计算。额外边界条件也可以被包括在散度方程中。可以使用梯度方法对散度方程进行数值求解。
93.换句话说，来自3d场的预测的多普勒值u可以与观察到的彩色多普勒测量值相匹配，而同时将方程约束到无发散条件：由于在除了目标采集位置之外的一个或多个额外采集位置处的彩色多普勒数据的采集，因此3d散度是可用的。
94.可以基于任何物理参数来限制散度方程，以便在给定应用中对流动约束进行准确建模。在上面的示例中，基于3d矢量流场中的散度为零的假设对方程进行约束，该假设基于已知的流体不可压缩性。
95.所提出的方法可以在当前的能够执行彩色多普勒成像的系统中轻松实施，而没有任何对重新设计系统前端的需要。
96.图3a至图3c示出了可以在以上方法中采用的示例性采集方案的示意性表示。
97.图3a示出了其中超声探头200适于采集多个3d子体积的示例。在该示例中，目标采集位置是目标3d子体积210，并且一个或多个额外采集位置包括第一额外3d子体积220和第二额外3d子体积230。在图3a所示的示例中，第一额外3d子体积和第二额外3d子体积被定位为使得它们在仰角方向上邻近目标3d子体积，并且其中，目标3d子体积位于第一额外3d子体积与第二额外3d子体积之间。
98.图3b示出了其中超声探头200适于采集多个2d采集平面的示例。在该示例中，目标采集位置是目标2d平面240，并且一个或多个额外采集位置包括第一额外2d平面250和第二额外2d平面260。在图3b所示的示例中，第一额外2d平面和第二额外2d平面被定位为使得它们在仰角方向上邻近目标2d平面，并且其中，目标2d平面位于第一额外2d平面与第二额外2d平面之间。
99.换句话说，上面参考图2描述的方法可以通过额外包括来自目标采集位置附近的彩色多普勒信息在3d或2d彩色多普勒成像方案中实施。以这种方式，可以根据2d彩色多普勒数据来导出3d流信息。然后可以在目标2d帧上显示3d流信息。
100.图3c示出了其中超声探头200适于采集多条1d扫描线的示例。在该示例中，目标采集位置是目标1d扫描线270，并且一个或多个额外采集位置包括第一额外1d扫描线280和第二额外1d扫描线285。在图3c所示的示例中，第一额外1d扫描线和第二额外1d扫描线被定位为使得它们在仰角方向上邻近目标1d扫描线，并且其中，目标1d扫描线位于第一额外1d扫描线与第二额外1d扫描线之间。
101.另外，图3c中的示例示出了其中多个采集位置还包括在方位角方向上邻近目标采集位置定位的第三额外1d扫描线290和第四额外1d扫描线295的情况，并且其中，目标1d扫描线位于第三额外1d扫描线与第四额外1d扫描线之间。
102.在另一示例中，当采集位置包括多条1d扫描线时，一个或多个额外采集位置可以包括在仰角方向上邻近目标1d扫描线的单条额外1d扫描线和在方位角方向上邻近目标1d扫描线的单条额外1d扫描线。
103.换句话说，上面关于图2描述的方法可以被实施用于1d扫描线以及3d子体积和2d平面。根据每条1d扫描线，可以计算关于沿着每条线的点的3d流信息。
104.1d扫描线通常用于采集m模式超声数据。通过在方位角和仰角方向两者上额外地采集在目标1d扫描线附近的若干1d扫描线，导出3d矢量流场是可能的。
105.另外，在1d扫描线示例中使用的多线流估计方案也可以应用于2d彩色多普勒采集和3d彩色多普勒采集。在这些情况下，3d矢量流场可以从给定采集的每条到达线导出，而不是从每个平面导出，从而进一步减小彩色数据采集与到达3d矢量流场结果之间的延迟。
106.图4示出了使用行进窗口导出3d矢量流场的示意性表示。
107.在关于图4描述的示例中，3帧行进窗口被提供用于基于所采集的彩色多普勒数据来导出3d矢量流场。应当注意，可以基于给定应用选择针对行进窗口的任意数量的帧。通过使用增加的帧数，所得到的3d矢量流场的准确度增加，但是计算3d矢量流场所花费的时间也增加了。相反，针对行进窗口的减少的帧数实现更快的计算时间，但更低的准确度。已经发现，对行进窗口使用3帧实现在准确度与计算时间之间的良好的平衡。
108.行进窗口的使用提供在每次采集已经被执行后立即在每个采集位置(例如，2d仰角平面)处重建3d矢量流场。换句话说，通过使用行进窗口，无需采集完整的感兴趣体积以便计算3d矢量流场。
109.查看图4，在步骤300处，3d体积中的仰角平面被指代为e
t
。例如，e0、e1和e2分别是第一仰角平面、第二仰角平面和第三仰角平面，其对应于随时间的采集顺序。在仰角平面被采集时，只要3个相继的采集平面可用，其就可以形成为3平面体积，在该3平面体积中，执行3d矢量流场估计，并且可以保留在中间平面上的3d矢量场。
110.通过示例，在步骤300处，e0、e1和e2可用，这意味着可以在e1上计算3d矢量流场v1。在步骤310处，e3被采集并且e1、e2和e3可以被用于计算e2上的矢量流v2。在步骤320处，e4被采集并且e2、e3和e4可以被用于计算e3上的矢量流v3。然后可以继续该过程，直到采集序列结束。
111.以这种方式，在每次采集时计算3d矢量流场。换句话说，在每一个到达帧处产生3d矢量流场，而无需在计算3d矢量流场之前等待直到完整体积采集结束。
112.经由行进窗口计算的每个3d矢量流场可以被后续的3d矢量流场替换。备选地，3d矢量流场可以跨所有采集位置进行相加组合。另外，可以基于每个随后计算的3d矢量流场来迭代地改善3d矢量流场。
113.3d矢量流场可以包括适合用于本文所描述的方法的给定应用的任何密度的矢量。例如，3d矢量流场可以包括每2mm或每1mm的至少一个矢量测量结果。另外，任何能够执行彩色多普勒成像的超声探头可以用于采集在上面的方法中使用的彩色多普勒超声数据。例如，可以使用具有换能器的线性阵列或换能器的相控阵列的探头。
114.通过研究附图、公开内容和从属权利要求，本领域技术人员在实践所请求保护的本发明时，能够理解并实现所公开的实施例的变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。
115.单个处理器或其他单元可以履行在权利要求中记载的若干项的功能。
116.尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。
117.计算机程序可以存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分提供的光学存储介质或固态介质，但是计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由互联网或其他有线或无线的电信系统分布。
118.如果在权利要求书或说明书中使用了术语“适于”，则应当注意，该术语“适于”旨在等效于术语“被配置为”。
119.权利要求中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。