超声成像中的边界校正和相关联的设备、系统和方法与流程

1.本公开总体上涉及超声成像系统。特别地，超声成像系统可以确定校正向量并将校正向量应用于超声图像内的边界，以校正由超声响应的空间变化导致的所引起的模糊的不准确性。


背景技术：

2.超声成像系统被广泛用于医学成像。例如，医学超声系统可以包括耦合到处理系统和一个或多个显示设备的超声换能器探头。超声换能器探头可以包括将声波发射到患者身体中并记录从患者身体内的内部解剖学结构反射的声波的超声换能器元件的阵列，所述内部解剖学结构可以包括组织、血管和内部器官。声波的发射和/或反射声波或回波响应的接收可以由相同超声换能器元件组或不同超声换能器元件组执行。处理系统可以将波束形成、信号处理和/或成像处理应用于接收到的回波响应，以创建患者的内部解剖学结构的图像。
3.超声成像是一种用于诊断检查、介入和/或处置的安全、有用的(并且在一些应用中，无创的)工具。超声成像可以在手术或其他主要流程之前提供对解剖结构的洞悉，并且监测和/或跟踪特定解剖特征随时间的变化。许多超声成像系统在超声检查期间捕获和/或计算解剖结构的尺寸。
4.超声成像系统可以被建模为空间变化的点扩散函数的卷积，其具有高斯模糊效应，高斯模糊效应随着与超声换能器探头的深度或距离而增加。超声点扩散函数的模糊效应可能导致当计算患者内的解剖结构的尺寸时的显著的不准确性。例如，超声成像系统倾向于低估了低回声腔室(诸如心室、心房或囊肿)的体积和其他尺寸，而高估了高回声区域。解决这些不准确性的努力(例如关于反卷积)是不令人满意的。例如，超声成像的反卷积对于及时量化通常是困难的和不切实际的。其他超声成像系统可以对计算的边界应用恒定的偏移，以减轻点扩散函数引入的不准确性，但点扩散函数模糊效应的空间变化性质使得这种解粗糙而不准确。


技术实现要素：

5.本公开的实施例是用于通过校正由超声点扩散函数产生的不准确性来提供超声图像中的解剖结构的更准确的表示的超声成像的系统、设备和方法。例如，本公开包括计算校正向量和将校正向量应用到在患者的解剖结构中成像的解剖结构的边界。
6.本文中所描述的超声成像系统可以接收和/或校准与要成像的解剖结构的特性相对应的常量值。这些特性可能包括在解剖结构内或周围的材料的声阻抗。该系统可以对解剖结构进行成像，并且使用接收值和/或校准值来计算与解剖结构的测量的边界与解剖结构的实际边界之间的方向和距离相对应的向量。该校正向量可能根据解剖结构的边界相对于超声成像波束的取向或斜交角以及随位置处的深度而变化的超声点扩散函数模糊效应的幅值。然后，超声成像系统可以将适当的校正向量应用于沿解剖结构的边界的任何位置，
以校正该解剖结构的体积或其他维度上的任何不准确性。
7.由超声成像系统接收到和/或校准的常量值可以在执行成像流程之前进行校准。已知体积的具有包括声阻抗、体积、整体形状或其他特性的类似特性的超声体模可以用于校准该常量。超声成像系统可以使用最小二乘拟合来确定要应用于类似于所使用的体模的解剖结构的常量的最准确值。类似地可以采用其他形式的回归分析。
8.超声成像系统可以向用户显示与被成像的解剖结构的尺寸有关的度量。这些度量可以包括在对图像应用校正向量之前和之后进行的测量。超声成像系统还可以向用户显示一个或多个超声图像或视频。所显示的超声图像或视频可以包括在如由超声成像系统计算的表示解剖结构的边界的图像或视频上生成和叠加的线或其他图形表示。
9.在示例性方面中，一种超声成像系统包括被配置用于与超声探头通信的处理器电路，所述处理器电路被配置为：从所述超声探头接收表示对解剖结构进行成像超声波束的超声数据；基于所述超声数据来确定所述解剖结构的测量的边界，其中，所述测量的边界包括多个位置；确定与所述测量的边界的所述多个位置相对应的多个校正向量，其中，相应校正向量的幅值基于以下各项中的至少一项：对应位置相对于所述超声探头的深度；或者所述对应位置处的所述测量的边界相对于所述超声波束的取向；将所述多个校正向量应用于所述测量的边界的所述多个位置，以确定经校正的边界；并且将基于所述超声数据的超声图像输出到与所述处理器电路通信的显示器，其中，所述超声图像包括所述经校正的边界。
10.在一些方面中，所述多个校正向量的方向是以下各项中的至少一项：垂直于所述测量的边界或垂直于所述经校正的边界。在一些方面中，所述多个校正向量被配置为校正所述超声成像系统的点扩展函数的效应。在一些方面中，所述处理器电路被配置为将所述点扩展函数建模为高斯函数。在一些方面中，所述相应校正向量的所述幅值基于所述对应位置相对于所述超声探头的所述深度和所述对应位置处的所述测量的边界相对于所述超声波束的所述取向。在一些方面中，针对所述对应位置处的所述测量的边界的给定取向，所述相应校正向量的所述幅值当所述对应位置相对所述超声探头处于更大深度处时更大，并且当所述对应位置相对所述超声探头处于更小深度处时更小。在一些方面中，针对所述对应位置相对于所述超声探头的给定深度，所述相应校正向量的所述幅值在所述测量的边界的所述取向平行于所述超声波束时更大，并且在所述测量的边界的所述取向垂直于所述超声波束时更小。在一些方面中，所述多个校正向量还基于与所述解剖结构的一个或多个特性相对应的校准值。在一些方面中，所述处理器电路还被配置为基于所述经校正的边界来计算与所述解剖结构相关联的度量。在一些方面中，所述处理器电路被配置为将所计算的度量输出到所述显示器。在一些方面中，所述度量包括所述解剖结构的体积。在一些方面中，所述处理器电路还被配置为将所述测量的边界输出到所述显示器。在一些方面中，所述经校正的边界包括在所述超声图像上的图形叠加项。在一些方面中，所述多个校正向量的方向是：当所述解剖结构包括高回声腔室时相对于所述测量的边界向内；以及当所述解剖结构包括低回声腔室时相对于所述测量的边界向外。在一些方面中，所述系统还包括超声探头。
11.在示例性方面中，一种超声成像方法，包括：在与超声探头通信的处理器电路处接收表示对解剖结构进行成像的超声波束的超声数据；由所述处理器电路基于所述超声数据来确定所述解剖结构的测量的边界，其中，所述测量的边界包括多个位置；由所述处理器电
路确定与所述测量的边界的所述多个位置相对应的多个校正向量，其中，相应校正向量的幅值基于以下各项中的至少一项：对应位置相对于所述超声探头的深度；或者所述对应位置处的所述测量的边界相对于所述超声波束的取向；由所述处理器电路将所述多个校正向量应用于所述测量的边界的所述多个位置，以确定经校正的边界；并且将基于所述超声数据的超声图像输出到与所述处理器电路通信的显示器，其中，所述超声图像包括所述经校正的边界。
12.根据以下详细描述，本公开的额外的方面、特征和优点将变得显而易见。
附图说明
13.将参考附图描述本公开的说明性实施例，其中：
14.图1是根据本公开的方面的超声成像系统的示意图。
15.图2是根据本公开的方面的处理器电路的示意图。
16.图3是根据本公开的方面的由患者内部的至少两个介质定义的解剖边界的图解视图。
17.图4是根据本公开的方面的如由超声成像系统测量的患者内的解剖边界的图解视图。
18.图5是根据本公开的方面的如由超声成像系统测量的并且图示实际边界与测量的边界的患者内的解剖区域的图解视图。
19.图6是根据本公开的方面的如由超声成像系统测量的并且图示对实际边界与测量的边界之间的差异的校正的患者内的解剖边界的图解视图。
20.图7是根据本公开的方面的如由超声成像系统测量的并且图示实际边界与测量的边界之间的差异的患者内的解剖结构的图解视图。
21.图8是根据本公开的方面的包括由超声成像系统生成的超声图像的屏幕显示的图解视图。
22.图9是根据本公开的方面的图8的超声图像的放大部分的图解视图。
23.图10是根据本公开的方面的包括由超声成像系统生成的超声图像的屏幕显示的图解视图。
24.图11是根据本发明的各方面的由超声成像系统用来校正超声图像中的不准确性的方法的流程图。
25.图12是根据本公开的方面的在笛卡尔空间中显示的患者内的解剖结构的图解视图。
26.图13是根据本公开的方面的如由超声成像系统测量的图12的解剖结构的图解视图。
27.图14是根据本公开的方面的在极空间中显示的图12的解剖结构的图解视图。
28.图15是根据本公开的方面的图12的解剖结构的图解视图，如由超声成像系统测量并且显示在极空间中的。
29.图16是根据本公开的方面的在笛卡尔空间中显示的患者内的解剖结构的图解视图。
30.图17是根据本公开的方面的图16的解剖结构的图示图，如由超声成像系统测量并
且在笛卡尔空间中显示的。
具体实施方式
31.为了促进对本公开原理的理解的目的，现在将参考附图中图示的实施例，并且将使用特定语言来描述其。然而应理解，不旨在限制本公开的范围。如本公开涉及领域的技术人员通常会想到的，对所描述的设备、系统和方法的任何改变和进一步的修改以及对本公开的原理的任何进一步应用被完全预期并包括在本公开内。例如，尽管依据心血管成像描述了聚焦系统，但是应理解，其不旨在限于该应用。该系统同样非常适于需要限定腔内的成像的任何应用。特别地，完全预期，关于一个实施例描述的特征、部件和/或步骤可以与关于本公开的其他实施例描述的特征、部件和/或步骤组合。然而，为了简洁起见，将不单独描述这些组合的许多迭代。
32.图1是根据本公开的方面的超声成像系统100的示意图。系统100用于扫描患者身体的区域或体积。系统100包括通过通信接口或链路120与主机130通信的超声成像探头110。探头110可以包括换能器阵列112、波束形成器114、处理器电路116和通信接口118。主机130可以包括显示器132、处理器电路134以及通信接口136。
33.探头110可以采取用于任何合适的超声成像应用的任何合适的形式，包括外部和内部超声成像两者。在一些实施例中，探头110是包括被配置用于由用户手持操作的壳体的外部超声成像设备。换能器阵列112可以被配置为在用户抓握探头110的壳体时获得超声数据，使得换能器阵列112被定位成邻近患者的皮肤和/或与患者的皮肤接触。探头110被配置为在探头110被定位于患者身体外部时获得患者身体内的解剖结构的超声数据。在一些实施例中，探头110能够是外部超声探头，诸如经胸超声心动图(tte)探头。
34.在其他实施例中，探头110可以是内部超声成像设备，并且可以包括被配置为位于患者的身体的管腔(包括患者的食管、心腔、冠状动脉脉管系统、周围脉管系统或其他身体管腔)内的壳体。在一些实施例中，探头110可以是血管内超声(tvus)成像导管，或心内超声心动图(ice)导管。在其他实施例中，探头110可以是经食管超声心动图(tee)探头。
35.换能器阵列112朝向患者的解剖对象105发射超声信号并且接收从对象105反射回换能器阵列112的回波信号。超声换能器阵列112可以包括任何合适数量的声学元件，包括一个或多个声学元件和/或多个声学元件。在一些实例中，换能器阵列112包括单个声学元件。在一些实例中，换能器阵列112可以包括具有任何适当配置中的任何数量的声学元件的声学元件的阵列。例如，换能器阵列112可以包括1个声学元件到10000个声学元件，包括诸如2个声学元件、4个声学元件、36个声学元件、64个声学元件、128个声学元件、500个声学元件、712个声学元件、1000个声学元件、3000个声学元件、7000个声学元件的值和/或更大和更小两者的其他值。在一些实例中，换能器阵列112可以包括具有任何适当配置中的任何数量的声学元件的声学元件的阵列，诸如线性阵列、平面阵列、弯曲阵列、曲线阵列、圆周阵列、环形阵列、相控阵列、矩阵阵列、一维(1d)阵列、1.x维阵列(例如1.5d阵列)或二维(2d)阵列。可以一致或独立地控制和激活声学元件的阵列(例如，一个或多个行、一个或多个列和/或一个或多个取向)。换能器阵列112可以被配置为获得患者的解剖结构的一维图像、二维图像和/或三维图像。在一些实施例中，换能器阵列112可以包括压电微机械超声换能器(pmut)、电容性微机械超声换能器(cmut)、单晶、锆钛酸铅(pzt)、pzt复合材料、其他合适的
换能器类型和/或其组合。
36.对象105可包括任何解剖结构，诸如血管、神经纤维、气道、二尖瓣小叶、心脏结构、腹部组织结构、阑尾、大肠(或结肠)、小肠、肾脏、肝脏和/或患者的任何其他解剖结构。在一些方面中，对象105可包括患者的大肠、小肠、盲肠袋、阑尾、回肠末端、肝脏、上腹部和/或腰肌的至少部分。本公开可以在任何数量的解剖位置和组织类型的背景下实施，包括但不限于器官，包括肝脏、心脏、肾脏、胆囊、胰腺、肺；管道；肠；神经系统结构，包括脑、硬膜囊、脊髓和外周神经；泌尿道；以及血管、血液、心脏的腔室或其他部分、异常器官和/或身体的其他系统内的瓣膜。在一些实施例中，对象105可以包括恶性肿瘤，诸如肿瘤、囊肿、病变、出血或人体解剖结构的任何部分内的血池。解剖结构可以是血管，诸如患者的血管系统的动脉或静脉，所述血管系统包括心脏血管、外周血管、神经血管、肾脏血管和/或身体内部的任何其他适当的内腔。解剖对象105此外可以包括心室或心房。除了自然结构，本公开可以在人造结构(诸如但不限于心脏瓣膜、支架、分流器、过滤器、植入物和其他设备)的背景下实施。。
37.波束形成器114被耦合到换能器阵列112。例如，波束形成器114控制换能器阵列112以用于超声信号的发送和超声回波信号的接收。在一些实施例中，波束形成器114可以对发送到换能器112中的阵列内的个体声学换能器的信号施加时间延迟，使得声学信号被转向在远离探头110传播的任何合适方向上。波束形成器114还可以基于接收到的超声回波信号的响应将图像信号提供给处理器电路116。波束形成器114可以包括波束形成的多个阶段。波束形成可以减少用于耦合到处理器电路116的信号线的数量。在一些实施例中，与波束形成器114结合的换能器阵列112可以被称为超声成像部件。
38.处理器电路116被耦合到波束形成器114。处理器电路116也可以被描述为处理器电路或处理器。处理器电路116可以包括中央处理单元(cpu)、图形处理单元(gpu)、数字信号处理器(dsp)、专用集成电路(asic)、控制器、现场可编程门阵列(fpga)设备、另一个硬件设备、固件设备或被配置为执行本文所描述的操作的其任何组合。处理器电路134还可以被实施为计算设备的组合，例如，dsp和微处理器的组合、多个微处理器、与dsp核结合的一个或多个微处理器、或任何其他此类配置。处理器电路116被配置为处理波束形成图像信号。例如，处理器电路116可以执行滤波和/或正交解调以调节图像信号。处理器电路116和/或134可以被配置为控制阵列112以获得与对象105相关联的超声数据。
39.通信接口118被耦合到处理器电路116。通信接口118可以包括一个或多个发射器、一个或多个接收器、一个或多个收发机和/或用于发送和/或接收通信信号的电路。通信接口118可以包括硬件部件和/或软件部件，其实施适于通过通信链路120将信号传输到主机130的特定通信协议。通信接口118可以被称为通信设备或通信接口模块。
40.通信链路120可以是任何合适的通信链路。例如，通信链路120可以是有线链路，诸如通用串行总线(usb)链路或以太网链路。备选地，通信链路120可以是无线链路，诸如超宽带(uwb)链路、电气和电子工程师协会(ieee)802.11wifi链路或蓝牙链路。
41.在主机130处，通信接口136可以接收图像信号。通信接口136可以基本上类似于通信接口118。主机130可以是任何合适的计算和显示设备，例如工作站、个人计算机(pc)、膝上型计算机、平板电脑或移动电话。
42.处理器电路134被耦合到通信接口136。处理器电路134可以被实施为软件部件和
硬件部件的组合。处理器电路134可以包括中央处理单元(cpu)、图形处理单元(gpu)、数字信号处理器(dsp)、专用集成电路(asic)、控制器、fpga设备、另一硬件设备、固件设备或被配置为执行本文所描述的操作的其任何组合。处理器电路134还可以被实施为计算设备的组合，例如，dsp和微处理器的组合、多个微处理器、与dsp核结合的一个或多个微处理器、或任何其他此类配置。处理器电路134可以被配置为根据从探头110接收的图像信号生成图像数据。处理器电路134可以将高级信号处理和/或图像处理技术应用于图像信号。在一些实施例中，处理器电路134可以根据图像数据形成三维(3d)体积图像。在一些实施例中，处理器电路134可以对图像数据执行实时处理以提供对象105的超声图像的流视频。在一些方面中，处理器电路134还可以执行与患者体内的感兴趣区域有关的各种计算。然后，这些计算可以经由显示器132显示给超声医师或其他用户。
43.显示器132被耦合到处理器电路134。显示器132可以是监测器或任何适当的显示器。显示器132被配置为显示对象105的超声图像、图像视频和/或任何成像信息。
44.主机130可以包括存储器138，其可以是任何适当的存储设备，诸如高速缓存存储器(例如，处理器电路134的高速缓存存储器)、随机存取存储器(ram)、磁阻式ram(mram)、只读存储器(rom)、可编程只读存储器(prom)、可擦可编程只读存储器(eprom)、电可擦可编程只读存储器(eeprom)、闪存、固态存储器设备、硬盘驱动器、固态驱动器、其他形式的易失性和非易失性存储器、或不同类型的存储器的组合。存储器138能够被配置为存储图像数据集140来训练该系列预测或深度学习网络以用于提供自动化的基于超声图像的测量结果。在本文更详细地描述用于训练预测或深度学习网络的机制。
45.图2是根据本公开的实施例的处理器电路200的示意图。处理器电路200可以在图1的探头110和/或主机130中实施。一个或多个处理器电路200被配置为执行本文所描述的各种操作。如图所示，处理器电路200可以包括处理器260、存储器264和通信模块268。这些元件可以例如经由一个或多个总线彼此直接或间接通信。
46.处理器260可以包括cpu、gpu、dsp、专用集成电路(asic)、控制器、fpga、另一硬件设备、固件设备或其任何组合，其被配置为执行本文描述的操作。处理器260还可以被实施为计算设备的组合，例如dsp和微处理器的组合、多个微处理器、与dsp核心连接的一个或多个微处理器、或任何其他这样的配置。
47.存储器264可以包括高速缓存存储器(例如，处理器260的高速缓存存储器)、随机存取存储器(ram)、磁阻式ram(mram)、只读存储器(rom)、可编程只读存储器(prom)、可擦可编程只读存储器(eprom)、电可擦可编程只读存储器(eeprom)、闪存、固态存储器设备、硬盘驱动器、其他形式的易失性和非易失性存储器、或不同类型的存储器的组合。在实施例中，存储器264包括非瞬态计算机可读介质。存储器264可以存储指令266。指令266可以包括当由处理器260运行时使处理器1060执行本文参考探头110和/或主机130(图1)描述的操作的指令。指令1066还可以被称为代码。术语“指令”和“代码”应当被宽泛地解释为包括(一个或多个)任何类型的计算机可读语句。例如，术语“指令”和“代码”可以是指一个或多个程序、例程、子例程、函数、流程等。“指令”和“代码”可以包括单个计算机可读语句或许多计算机可读语句。
48.通信模块268可以包括任何电子电路和/或逻辑电路，以促进处理器电路200、探头110和/或显示器132之间的直接或间接数据通信。在这方面，通信模块268可以是输入/输出
(i/o)设备。在一些实例中，通信模块268促进处理器电路200和/或探头110(图1)和/或主机130(图1)的各种元件之间的直接或间接通信。
49.图3是根据本公开的方面的由患者内的至少两个介质定义的区域300内的解剖边界330的图解视图。尽管图3描绘了边界330的二维横截面，但应理解，边界330是患者内的三维边界。边界330和边界330的横截面可以是任何合适的形状。图3中所描绘的三维边界可以是任何合适的形状。此外，三维边界的二维横截面也是任何合适的形状。
50.形成边界330的介质310可以是任何合适的固态或半固态二维或三维结构、任何液体介质或气体介质，并且可以是任何合适的材料。例如，介质310可以包括关于患者的解剖结构中的器官、肌肉和/或其他组织的结构的材料或与该结构有关的材料。此外，介质310可以包括本质上基本上为液体的材料。例如，介质310可包括血液、血浆、间质液、淋巴血浆、脑脊液、眼内液、浆液、滑膜液、消化液、尿液、羊水或任何其他类型的合适液体。此外，介质310可以包括在患者的解剖结构内发现的任何合适的气体，诸如在肺、消化道、或任何其他位置中。在一些实施例中，介质310可包括在心脏内限定腔室的心脏的心肌。介质320也在图3中描绘。介质320还可以包括患者体内的任何合适的解剖结构、液体或气体，并可以包括上述器官、肌肉、组织、液体和/或气体中的任一项。在一些实施例中，介质320可以是心脏的腔室内的血液。因此，示例性实施例，区域300是在心肌和心腔内部的血液之间的心脏的界面。介质310和介质320可以呈现出不同的声阻抗，使得边界330可以被超声成像系统100检测和测量。
51.边界330可以由介质310的表面312和/或介质320的表面322来定义。在一些实施例中，介质310的表面312和/或介质320的表面322可以基本上均匀。例如，介质310的表面312可以在区域300处基本上连续，使得沿着介质310的表面312没有基本上明显的突起或凹痕。
52.可以由超声成像系统100对区域300进行成像。如图3中向下箭头所描绘的超声成像波束305可以包括由如前面参考图1所描述的探头110的换能器112发射的声波。在图3的实施例中，超声成像波束305可以在从区域300的顶部到区域300的底部的方向上传播。通常，应理解，超声成像波束可以相对于区域300或任何解剖结构在任何合适的三维方向上传播。
53.在图3中还描绘了多个指示符350。在一些实施例中，指示符350可以表示散射体从介质310的表面312和/或介质320的表面322反射的位置，并且可以定义区域300内的边界330的位置。在一些实施例中，边界330和/或指示符350不在显示器132上的超声图像中显示给用户(图1)。在一些实施例中，边界330和/或任何适当数量的指示符350的图形表示可以由超声成像系统100经由显示器132生成并显示给用户。
54.图4是根据本公开的方面的如由超声成像系统100测量的患者内的解剖边界330的图解视图。图4描绘了多个经修改的指示符450，指示符450表示与由探头110发射的超声成像波束305相关联的散射体和/或从介质310的表面312和/或介质的表面322反射并随后由探头10110检测到的回波。此外，图4描绘了也在图3中描述的多个箭头，其表示探头110发射的超声成像波束305的方向。
55.超声成像系统100可以经由任何合适的方法创建经由显示器132(图1)向用户显示的超声图像。在一些实施例中，超声成像系统100可以将根据经由探头110内的换能器112接收的各种解剖对象105反射的声信号产生的散射图与乘法点扩散函数进行卷积。在这样的
实施例中，由超声成像系统100创建的超声图像与被成像的实际解剖对象105相比可能表现为更宽或拉伸。与图3中的指示符350的圆形形状相比，经修改的指示符450以基本椭圆形的形式描绘了这种加宽效应。例如，经修改的指示符450可以对应于图3的指示符350，使得由指示符350表示的散射体的位置被超声成像系统100拉伸，从而由与经修改的指示符450的形状相对应的一些水平距离损毁外形。应注意，图4中所图示的加宽效应只发生在与成像波束305方向正交的方向上，并且在与成像波束305正交的每个方向上。例如，如前所述，尽管经修改的指示符450在两个维度上或从经修改的指示符450的中心点的横向维度上描述，但是可以在从经修改的指示符450的中心点的仰角方向上(例如，进出页面的平面)观察到相等幅值的类似效应，使得上述散射体被描绘为与成像波束305的方向正交的每个方向上的扩散，其在两个方向上水平地从左右延伸，如二维地以及三维地示出的。
56.将接收到的散射体图与点扩散函数卷积所产生的上述拉伸效应的结果中的至少一个是介质310与介质320之间的边界330似乎也被由超声成像系统100生成的超声图像内与成像波束305的方向正交的对应距离所取代。因此，图4描绘了与将介质310和介质320分离的测量的边界430相对应的额外边界线。测量的边界430没有描述在介质310和介质320之间的实际边界330的准确位置。这种差异可能导致解剖区和/或体积的错误计算，并且随后是流率、效率和基于来自超声成像系统100的测量结果测量或计算的任何数量的其他度量。
57.曲线480也在图4中描绘，其表示用于创建超声图像帧的卷积散射体图内的散射体的分布的高斯性质。由曲线480所描绘的高斯扩散可能与在成像过程期间发生的经修改的指示符450所示出的拉伸的程度或幅值实质上相关。
58.图4也描绘了如由超声成像系统100测量的介质310的测量表面412。由于前面提到的扩散效应，测量表面412的位置与图3中的介质320的实际表面312的位置不相同。此外，在图4中描绘了介质320的测量表面422。类似地，测量表面422的位置与图3中的介质320的实际表面322的位置不相同。
59.图5是根据本公开内容的方面的如由超声成像系统100测量的患者内的解剖区域300的示意图，其图示了实际边界330与测量的边界430之间的差异。如前所述，由于经由将散射体图与点扩散函数卷积而产生的超声成像中固有的扩散效应，超声图像的每个元素可以在与超声成像波束305的方向正交的特定距离处移位。在图5中，测量的边界430被描绘为从实际边界330以与向量550的幅值相对应的距离进行位移。尽管向量550的方向将是与超声成像波束305的方向正交的方向，但在图5中向右侧的向量550的特定方向是示范性的。应理解，向量550可以在与超声成像波束305正交的任何方向上延伸，包括向左侧(与图5中的向量550的方向相反)、进入页面或离开页面。
60.向量550的幅值可能取决于与介质310(图3)和介质320(图3)的特性相对应的校准值，如下文将参考图8、图9和图10更详细讨论的。然而，向量550的幅值可以近似为随着与探头110的距离线性地变化。在其他实施例中，向量550的幅值与距探头110的距离之间的其他关系可以额外地用于在患者的解剖结构内与探头110的不同位置处近似向量550的适当幅值。
61.位移向量560表示实际边界330与测量的边界430之间在与介质310和/或表面320的表面312垂直的方向上的距离(图3)。位移向量560不需要像向量550一样与超声成像波束305的方向正交地取向，因为位移向量560的方向由介质310的表面312和/或介质320的表面
322的正交，换言之，垂直或法向方向决定。位移向量560的幅值可以表示通过将散射体图与点扩散函数卷积产生的扩散效应在垂直于边界330的方向上适用的程度，并且表示测量的边界430与实际边界330变化的距离的近似值。位移向量560可以被计算为(n
·
d)n，其中，d表示向量550，并且n表示边界330的表面法向向量。
62.在图5中，测量的边界430被描绘在实际边界330的右侧，使得测量的边界430对超声成像系统100的用户看起来比实际边界330距探头110更远。然而，在其他实施例中，测量的边界430可以被描绘到实际边界330的左侧，使得测量的边界430对超声成像系统100的用户看起来比实际边界330更接近探头110。测量的边界430的位置主要取决于被测量的解剖对象的回声性或其他特性，诸如介质310和介质320的声学阻抗(图3和4)。当边界330位于肌肉和血液之间时，测量的边界430可以在血液的方向上偏移。超声成像系统100可以在上述情况中的任一种下成功地计算向量550和/或位移向量560，包括其中测量的边界430被测量为比实际边界330更接近于探头110或者反之亦然。
63.图6是根据本公开的方面的如由超声成像系统100测量的患者内的解剖区域300的图解视图，其图示了对实际边界330与测量的边界430之间的差异的校正。图6描绘了校正向量668，其表示从测量的边界430上的点670到实际边界330上的点675的距离和方向。校正向量668垂直于测量的边界430和/或实际边界330。校正向量668可以近似为与位移向量560幅值相等但方向相反的向量(图5)。例如，校正向量668可以近似为-(n
·
d)n，n(-d
·
n)，或任何等效变化，其中，d表示向量550，并且n表示边界330的表面法向向量。点670可以是在介质310的表面412和/或介质320的表面422上的任何合适的位置或定位。此外，点675可以是任何对应的点，使得校正向量668大约在介质310的表面312和/或介质320的表面322处垂直于边界430和/或边界330。应注意，在许多情况下，校正向量668仅是测量的边界430与实际边界330之间的位移的幅值和方向的近似。这种近似基于对向量550和560在点670和675处基本上相同的假设。在向量550的幅值的尺度处，满足了该要求。此外，在大多数情况下，在边界330处的腔室表面在点扩散函数效应的尺度上是相对平坦的。此外应注意，尽管在图6中在点670和点675之间描绘了仅一个校正向量668，但可以在沿要测量的解剖结构的边界的任何点处由超声成像系统100计算或近似任何合适数量的校正向量668。
64.图7是根据本公开的方面的如由超声成像系统100测量的患者内的解剖结构700的图解视图，其图示了实际边界730与测量的边界740之间的位置差异。解剖结构700可以是患者的解剖结构内的任何合适的器官、肌肉、组织和/或自然/人造结构。在示例性实施例中，解剖结构700是心脏内的心室。如图7所图示的，解剖结构700可以由超声成像系统100成像，超声成像系统100发射成像波束710，成像波束710的方向利用对应箭头来指示。如前所述，从将散射体图与点扩散函数卷积所产生的扩散效应随着深度或与超声探头的距离而增加。为了图示这种效应，在解剖结构700附近描绘了多条高斯曲线。高斯曲线712、714和716图示了超声点扩散函数的横向分量，因为其在采集空间上作为高斯曲线被建模为psf(x)，具有在空间上变化的σ。被定位为最接近成像波束710的源的高斯曲线712(例如，图1的超声探头110)图示了比高斯曲线714或高斯曲线716更不显著的扩散效应。定位于比高斯曲线712更远离探头并且比高斯曲线716更接近探头的距离处的高斯曲线714图示了大于高斯曲线712且小于高斯曲线716的扩散效应。随后，位于最远离探头的点处的高斯曲线716图示了比高斯曲线712或高斯曲线714更显著的扩散效应。这种点扩散效应仅在与成像波束710的方向
的横向方向(图7中的左/右)或正交方向(图7中的进出页面)上观察到。换句话说，与该点扩散函数相对应的高斯曲线在更远离超声探头110的点处具有更大幅值。例如，针对测量的边界相对于超声探头的给定的取向的高斯函数的幅值，并且随后校正向量当位置位于距超声探头的更大深度处时更大，并且当位置位于距超声探头的更小深度处时更小。
65.高斯曲线712、高斯曲线714和高斯曲线716及其相对于图7中的解剖结构700的示意图的位置一起图示了在本公开的一些实施例中观察到的点扩散函数的深度依赖性质。在一些实施例中，点扩展函数可以被建模为函数psf(x)。变量x可以定义为在解剖结构700内或周围的点距超声波束710(超声探头110)的源的距离，psf(x)和/或x可以包括或考虑与超声探头110、解剖结构700、患者解剖结构和/或本公开的特定应用的任何其他特征或特性相关联的任何适当的偏移、常量或额外功能。如由高斯曲线712、高斯曲线714和高斯曲线716所示，psf(x)的效应是当x增加时实质上加宽与x相关联的高斯曲线。被建模为psf(x)的高斯曲线仅量化了超声点扩散函数的横向和/或正交分量。
66.图7中还描绘了两条边界线：实际边界730和测量的边界740。实际边界730可以与先前呈现的附图中描绘的实际边界330基本上类似。此外，测量的边界740可以与先前呈现的附图中也描绘的测量的边界430基本上类似。由于超声点扩散函数，在类似于解剖结构700的低回声腔室(例如，心室、心房、囊肿和/或其他在外部有回声的腔室)中测量的边界被模糊，以看起来比其实际在患者的解剖结构中更远进入腔室。换句话说，超声成像系统100可能倾向于低估低回声腔室的体积测量结果。当由超声成像系统100测量高回声区域时，会观察到相反的效应。换句话说，对于低回声腔室，如图7所示的低回声腔室，位移向量从实际边界730向内延伸到测量的边界740，并且图7所示的校正向量768在相反向外方向上从测量的边界740向外延伸到实际边界730。相比之下，对于高回声腔室，情况正好相反。位移向量将从实际边界向外延伸到测量的边界，并且校正向量将从测量的边界向内延伸到实际边界。
67.此外，图7中图示了多个向量758。向量758可以与向量550(图5)基本上类似，其中，向量758表示在与成像波束710的正交方向上的实际边界730与测量的边界740之间的位置的差异。然而，尽管图5的向量550可以表示从实际边界到测量的边界的方向，但向量758是相反的。向量758从测量的边界740延伸到实际边界730。以这种方式，图7可以图示本公开的额外实施例。具体地说，表示从实际边界到测量的边界的位移的向量(如在图5中)可以被计算为d(x)＝kσ(x)，如将在后面更详细地讨论的。表示从测量的边界到实际边界的位移的向量(如在图7中)，可以计算为-d(x)＝-kσ(x)。在一些实施例中，图5的向量758和/或向量550可以称为点扩展函数，宽度相关的横向边缘校正向量，并且可以从测量的边界到实际边界在腔室表面的每个和任何点处测量，并且反之亦然。向量758仅在针对超声成像波束710的横向、正交或垂直方向上延伸。如图7中进一步图示的，向量758的幅值取决于患者内的对应位置的深度(例如，相对于超声探头)，并且与由高斯曲线712、高斯714和高斯716所图示的超声点扩散函数的幅值成正比。
68.与前面讨论的超声点扩散函数类似，向量758可以被定义或建模为取决于x(点距超声探头的距离)的函数。例如，向量758中的任一个可以被建模为函数-d(x)，其中，d(x)可以被定义为d(x)＝kσ(x)。函数d(x)可以被定义为与超声波束纯粹平行检测的边缘将从解剖边缘横向位移多远。由于其相关性，函数d(x)通常特定于解剖结构和超声采集类型，并且
可以被建模为σ值的简单乘数，如图所示。σ(x)表示用于对超声点扩散函数psf(x)进行建模的高斯函数。k可以是任何合适的常量值。例如，k可以是取决于解剖结构700的任何数量的合适特性或与其相关的校准值，诸如密度、质量、体积、取向、表面连续性或解剖结构700的任何其他合适特征，或解剖特征700内或周围的任何液体或气体。在一些实施例中，超声成像系统100可以将常量k存储在存储器138(图1)内，或者从存储在单独服务器、计算机或基于云的存储设备中的列表或任何其他合适位置中访问常量k。在其他实施例中，常量k可以在护理点设置中、在成像流程之前或期间，或在任何其他合适的时间或位置处计算或校准。常量k还可以由系统制造商或用户手动输入到超声成像系统100，或以任何其他合适的方式提供。在一些实施例中，可以根据与解剖特征700或用超声成像系统100测量的任何其他解剖对象有关的采集或解剖结构类型来校准常量k。常量k的校准将关于下文的图8和9更详地细讨论。
69.此外，图7中描绘了多个校正向量768。校正向量768可以类似于校正向量668(图6)。与校正向量668类似，校正向量768可以表示在垂直于解剖结构700的表面的方向上从测量的边界740到实际边界730的距离和方向。校正向量768不需要取向为与超声成像波束710的方向正交，因为校正向量768的方向由各个位置处的解剖结构700的表面的正交方向决定。校正向量768的幅值可以表示通过将散射体图与点扩展函数卷积引起的点扩散效应在垂直于边界730的方向上适用的程度，并且表示测量的边界740从实际边界730变化的距离的近似值。在一些实施例中，位移向量或从实际边界延伸到测量的边界的向量与校正向量具有相同但相反的幅值和方向。例如，如图6的向量660，校正向量可以计算为函数c(x)＝(-n(x)
·
d(x))n(x)，其中，d(x)可以定义为d(x)＝kσ(x)并且等于图5的向量550，并且n(x)表示相对于实际边界730的表面法向向量。因此c(x)可以表示在解剖结构700内或沿着其或围绕其的任何点处近似从测量的边界740到实际边界730的方向和距离的向量。因此，c(x)的任何合适的形式可以应用于解剖结构700的测量的位置，以向超声成像系统100的用户提供正确的位置、测量结果和/或其他相关值。以这种方式，图7中所示的校正向量768可以类似地计算或近似为c(x)＝(-n(x)
·
d(x))n(x)，并可以表示从测量的边界740到实际边界730的方向和幅值。这有利地纠正了卷积超声成像应用内固有的不准确性，而不需要反卷积或其他实施方式。因为校正向量768中的每个校正向量的幅值和方向，每个校正向量768可以取决于或基于向量的对应位置的深度和/或在相对于超声波束710的对应位置处的测量的边界的取向。
70.此外，图7中描绘了向量755和校正向量765。向量755可以与向量758基本上类似和/或可以包括在一组向量758中，因为向量755在垂直于超声成像波束710的传播方向的方向延伸，并且对应于如由高斯曲线712、714和716所图示的超声点扩散函数的扩散效应的幅值。应注意，向量755与图7中与其相邻的向量758非常类似并且稍微大于向量758，因为向量755对应于比相邻向量758距探头110的位置更远的点。然而，向量755指向与相邻向量758相同的方向。相比之下，校正向量765的幅值比相邻的校正向量768要小得多，并且在不同的方向上。校正向量765可以与校正向量768基本上类似，并且可以被包括在一组校正向量768内。校正向量765在垂直于解剖结构700的表面的方向上延伸。校正向量765的幅值取决于与结构相关联的恒定校准值、边界相对于超声波束710的方向的斜交角以及位置距超声波束710的原点的距离。尽管超声点扩展函数的效应在校正向量765的位置处比在相邻校正向量
768的位置处更大，因为在校正向量765的位置处的边界740实质上比在相邻校正向量768的位置处的边界740更垂直于超声成像波束710的方向，所以校正向量765具有比相邻校正向量768更小的幅值。类似地，在结构700的边界740上的点770处或沿结构700的边界740的向量(对应于向量758或校正向量768)的幅值将为零或极端可忽略，因为该位置处的边界740几乎完全垂直于超声成像波束710的方向。换句话说，对于来自超声探头110的给定深度，当测量的边界的取向更平行于超声成像波束710时，校正向量768和校正向量更大，而当测量的边界的取向更垂直于超声成像波束710时，它们更小。
71.图8是根据本公开的方面的由超声成像系统100创建的超声图像800的显示的图解视图。图8图示了在校准与特定解剖特征有关的常量k值(例如，图7的解剖结构700或图1的任何其他解剖结构105)的背景下的超声图像800。常量k，并且通过相关性，函数d(x)通常必须根据采集和解剖类型进行校准。在一些实施例中，超声体模810可以被超声成像系统100使用和成像，作为校准与解剖对象相对应的常量k的方法的一个或多个步骤或子步骤。例如，在一些实施例中，超声体模810可以是具有与要由超声成像系统100成像的解剖对象类似的特性或回声反射性的任何合适的超声体模，包括但不限于水体模、琼脂体模、明胶体模、基于瓜尔胶的体模、blue 3d打印体模和其他体模。体模也可以包括自然的解剖体模，诸如任何合适的测试受检者的肉体模，包括尸体。在一些实施例中，并如图8和9所示，超声体模810可能是低回声卵体模。在一些实施例中，可以使用相同采集类型中的超声成像系统100在各种深度处测量具有任何适当期望特性的已知体积的超声体模810，并可以生成超声图像800。可以生成与超声体模810的特征和结构相对应的测量的边界840，并将其显示给超声成像系统100的用户，如图8所图示。
72.图9是根据本公开的方面的图8的超声图像800的放大部分的图解视图。图9中的超声图像800包括测量的边界840和实际边界930。为了校准与预定解剖结构相对应的常量k，超声成像系统100可以利用最小二乘优化过程，以使超声体模810的已知体积与超声成像系统100基于由超声成像系统100生成的实际边界930计算的体积之间的差异。在该过程期间，超声成像系统100可以找到在这两个体积之间产生最小误差的常量k的值，以用作要在对与超声体模810具有类似特征或回声反射性的解剖对象进行时应用的类似k的近似。然后，可以将该k值并入到应用中，其量化类似结构的体积，诸如心脏的左心室，如图10示出并进一步讨论的。应注意，最小二乘最小化过程仅仅是超声成像系统100所使用的示例性方法。超声成像系统100可以通过将已知体积与基于多个透视实际边界930的计算的体积进行比较来利用计算常量k的许多额外方法，包括但不限于普通最小回归、非线性回归、多项式回归、逻辑回归、分位数回归或任何其他合适的数据拟合或回归分析方法、近似，或者未来开发的方法或算法。
73.图10是根据本公开的方面的包括由超声成像系统100创建的超声图像1000的屏幕显示的图解视图。图10还可以描绘如由测量的边界1040和实际边界1030所表示的解剖结构1005的示例性显示。图10中所示的解剖结构1005可以是之前包括的任何合适的结构。图10中所描绘的解剖结构1005可能为心脏的左心室。实际边界1030可以是由超声成像系统生成的经校正的边界，以校正测量的边界1040中的误差。该实际边界1030可以被图形地叠加在超声图像1000上。实际边界1030可以使用利用与参考图8和图9所描述的方法基本上类似的方法校正的常量k来计算。解剖结构1005可以与解剖特征700基本上类似，或者可能呈现出
类似的特性，包括与图8和图9中描述的超声体模810类似的材料的声阻抗。此外，实际边界1030可以呈现出与图9的实际边界930基本上类似的特性或多个特征。测量的边界1040可以类似于测量的边界840(图8、9)。
74.如图10所图示的，超声成像系统可以在超声图像1000内显示反射诸如实际边界1030和测量的边界1040的边界的多条线。这些额外线可以对应于解剖结构1005的边界或与解剖结构1005相关，或者可以对应于在解剖特征1005周围、内部、与解剖特征1005结合或以其他方式相关的额外解剖结构或特征。在一些实施例中，超声成像系统100可以显示与实际边界1030相对应的线和与测量的边界1040相对应的线两者。超声图像1000可以包括实际边界1030和/或测量的边界1040的图形叠加项。图形叠加项可以通过识别和/或突出显示相对于图像内的其他解剖特征的边界，视觉地突出显示图像内的实际边界1030和/或测量的边界1040。在其他实施例中，超声成像系统100可以仅向用户显示与所测量的边界1040相对应的线。在其他实施例中，超声成像系统100可以只向用户显示与实际边界1030相对应的线，并且用户可以辨别所显示的实际边界1030与指示测量的边界的超声图像1000的特征之间的差异。
75.任何数量或类型的度量1050都可以额外地显示在超声图像1000内或周围。度量1050可以包括与测量的边界1040和/或经修改的/实际边界1030相关联的值。度量1050可以对应于与解剖结构1005的显著特征、腔或结构有关或与解剖结构1005有关的一个或多个体积。此外，可以向用户显示结构1005或其他解剖对象105的尺寸，诸如长度、高度、深度、宽度、周长、直径、半径或其他相关尺寸。度量1050还可以包括任何其他合适的度量。度量1050可以显示为叠加在如图10所示的超声图像1000上，或者可以替代地显示在超声图像1000左、右、上或下。
76.还应注意，超声图像1000和任何其他超声图像(包括超声图像800)可以在护理点设置中作为视频或以视频样格式实时显示给用户。备选地，超声成像系统100可以捕获包括多个超声图像帧的视频，并将图像和/或视频保存在存储器138内。任何保存的图像或视频还可以包括与患者有关的传记或其他信息或任何其他合适的信息。在其他实施例中，超声图像1000、超声图像800以及先前在本公开中提到的任何其他超声图像可以仅是静态图像。在一些实施例中，尽管可以贯穿本发明图示二维图像，但是与三维图像、视频或模型相对应的数据可以又超声成像系统100以基本与本文阐述相同的方式捕获、存储、保存和/或分析。
77.图11是根据本公开的方面的方法1100的流程图，超声成像系统100可以使用方法1100来校正超声图像中的不准确。如图所示，方法1100包括多个列举的步骤，但是方法1100的实施例可以包括在列举的步骤之前、之后或之间的额外步骤。在一些实施例中，列举的步骤中的一个或多个可以被省略，以不同的顺序执行，或同时执行。方法1100的一个或多个步骤可以由任何合适的处理器电路或处理部件(例如，处理器电路116、处理器电路134、和/或处理器电路200)执行。
78.在步骤1105处，方法1100包括从超声探头110接收与患者内的结构相对应的超声成像数据。该结构可以基本上类似于结构105、解剖结构700、结构1005、或任何其他合适的结构。如前所述，结构可以是在患者的解剖结构内的任何合适的器官、肌肉、组织和/或人造的或自然的结构。在一些实施例中，方法1100包括基于超声成像数据来生成超声图像或视频的处理器电路。
79.在步骤1110处，方法1100包括确定要由超声成像系统100测量的结构的测量的边界的位置。测量的边界可以与本技术中先前识别的边界基本上类似。例如，测量的边界可以与前面提到的测量的边界430、测量的边界740、测量的边界840或测量的边界1040基本上类似。在一些实施例中，测量的边界可以是患者内或任何其他结构内的两个介质之间的任何合适的边界。测量的边界的位置可以由超声成像系统100使用本公开中先前识别的方法来确定。例如，声波可以从探头110发射，并在患者内或在任何其他合适的环境中反射出各种结构。然后，可以由探头110或超声成像系统内的任何其他等效分量来测量反射的声波，以确定测量的边界的位置。如前所述，测量的边界的位置将经受超声成像点扩散函数中固有的模糊效应。在垂直于探头110发射的波的波传播方向的所有方向上观察到该效应。如前所述，这种模糊效应随着深度而增加，使得难以在由超声成像系统100成像的环境中确定测量的边界的确切位置。
80.在步骤1115处，方法1100包括计算和应用垂直于测量的边界的校正向量，以确定沿测量的边界的点处的经校正的边界。该校正向量可以基本上类似于校正向量668。校正向量668表示从测量的边界上的点回到实际边界或经校正的边界上的点的距离和方向。在一些实施例中，可以基于相对于测量的边界的表面法向向量、对应于要测量的结构的声学性质的先前校准值、与超声成像系统100相关联的超声点扩展函数的性质和/或距沿着来自探头110的测量的边界的选定位置的距离来计算校正向量。在其他实施例中，校正向量可以基于额外变量或测量结果来计算，或者可能不需要所有上述变量或测量结果。
81.在步骤1120处，方法1100包括将包括测量的边界和/或计算出的结构的经校正的边界的超声图像输出到显示器。可以在沿超声图像内的测量的边界的任何适当位置处应用多个校正向量，以创建经校正的边界。超声图像内的经校正的边界可以利用与图1的显示器132的基本上类似的显示器显示给用户。此外，经校正的边界可以以任何适当的格式显示给用户。例如，经校正的边界可以显示为基本上平行于表示测量的边界的额外线延伸的单线。此外，可以通过使用不同的颜色、图案来区分线，例如虚线或包括不同形状或传播图案的线。在一些实施例中，可以不显示测量的边界。在一些实施例中，测量的边界可以通过其在超声图像内的相关联的模糊散射体来识别。在一些实施例中，经校正的边界可以显示为单条线或多条线，所述线可以对应于准确度或确定性的范围，或可以表示结构内的边界的任何其他合适的特性或特征。显示测量的边界和经校正的边界的各种方法被完全预期，并且可以用于向用户传达经校正的边界和/或测量的边界的位置。
82.图12是根据本公开的方面的在笛卡尔空间中显示的患者内的解剖结构1205的图解视图。解剖结构1205可以基本上类似于前面提到的结构，包括结构105、解剖结构700、结构1005或任何其他合适的结构。结构1205可以是在患者的解剖结构内的任何合适的器官、肌肉、组织、自然和/或人造结构。图12描绘了与位于图像顶部的超声探头(例如，图1的探头110)发射的超声成像波束1210的声波相对应的多个箭头。在一些实施例中，超声成像波束1210可以以发散的方式从对应于探头的位置的公共点在不同的方向上传播。在笛卡尔空间中，超声成像波束具有一定的角宽度，使得在靠近于成像波束的原点的近场中，角宽度很薄。然而，在远离成像波束的原点的远场中，角宽度显著加宽，导致距离探头更远的扩散增加。在一些实施例中，超声成像波束可以在一个基本均匀的方向上传播，使得对应于波束方向的箭头可以彼此平行。在一些实施例中，在笛卡尔空间(图12)中，超声成像波束看起来从
公共点发散，而在极空间中，相同超声成像波束看起来平行。图12还描绘了多个点或散射体1250。散射体1250表示该解剖结构内反射由探头110发射的声波的部件。这些超声回声随后被超声探头接收或测量。如图12所示，该解剖结构包括内边界1230和外边界1220。可以在图12中仅描绘解剖结构1205的部分。例如，边界可能存在于比超声图像1200中描绘的距超声探头更远的位置(例如，经过图12中的图像的底部)。该边缘可以垂直于波束传播的方向，使得解剖结构1205是基本上封闭的结构。
83.图13是根据本公开的方面的如由超声成像系统测量的图12的解剖结构1205的图解视图。像图12一样，图13也描绘了笛卡尔空间中的解剖结构1205。然而，图13与图12不同，其中，超声点扩散函数的效应以被模糊的散射体1250的形式图示。图13所示的效应通常是由超声成像系统测量的效应。从超声成像系统的角度来看，散射体的扩散导致了不准确性，因为难以确定结构1205内的边界1220和1230的实际位置。如上所述，因为超声点扩散函数是深度相关的，因此被定位为更远离超声探头的散射体1250(朝向图13中的图像的底部的散射体1250)更加严重地模糊，而更靠近于超声探头的散射体1250(朝向图13中的图像顶部的散射体)没有受到显著的影响。本公开描述了用于校正这些不准确性的技术，使得边界1220和1230的实际位置可以被确定和/或呈现给用户。
84.图14是根据本公开的方面的在极空间中显示的图12的解剖结构1205的图解视图。如前所述，在极空间中，与超声成像波束1210相对应的箭头基本上彼此平行，使得超声成像波束1210看起来在一个均匀方向上传播。图14还描绘了散射体1250，而没有先前讨论的超声点扩散函数的模糊效应。
85.图15是根据本公开的方面的图12的解剖结构1205的图解视图，如由超声成像系统测量并在极空间中显示的。图15描绘了经受超声点扩散函数的模糊效应的散射体1250，这导致在确定边界1220和1230的位置方面所固有的不准确性。这种不准确性容易显而易见，并且对于被定位为更远离探头110并且基本上平行于超声图像波束1210的传播方向延伸的结构内的边界而言更加严重。根据本公开，超声成像系统100通过计算和应用针对边界1230或边界1220的一个或多个校准向量来提供改进的边缘检测。这种校正可以在极空间或笛卡尔空间中执行。向量、边界或任何其他度量的上述计算中的任一项可以在笛卡尔或极空间中执行。
86.图16是根据本公开的方面的在笛卡尔空间中显示的患者内的解剖结构1605的图解视图。解剖结构1605可以与先前显示的结构基本上类似。解剖结构1605可以包括基本上封闭的结构，使得其完全封闭并限定在结构1605内的空间1602。图16还描绘了多个散射体1650。解剖结构1605包括内边界1630和外边界1620。解剖结构1605包括距超声探头最远的位置处的点或位置1622，在该位置处边界1630和边界1620在垂直于超声成像波束1610的传播方向的方向上延伸，如将参考图17更详细讨论的。
87.图17是根据本公开的方面的图16的解剖结构1605的图解视图，如由超声成像系统100测量并且在笛卡尔空间中显示的。图17描绘了经受超声点扩散函数的模糊效应的散射体1650，这导致了在确定边界1620、1630的位置方面所固有的不准确性。这种不准确性容易显而易见，并且对于被定位为更远离探头(图16中的顶部)并且基本上平行于超声图像波束1610的传播方向延伸的结构内的边界而言更加严重。然而，在位置1622和沿结构的边界的任何类似位置处(其中，结构的边界在垂直于超声成像波束1610的传播方向的任何方向上
延伸)，确定边界的位置的不准确性可忽略为不存在。例如，在位置1622处，尽管散射体1650仍然经受超声波点扩散函数，使它们模糊，因为模糊只发生在垂直于波束传播方向的方向上并且因为边界在该相同方向上延伸，因此在波束传播方向不发生模糊。在这样的位置处，尽管超声成像系统100仍然可以计算校正向量并将校正向量应用到测量的边界1630或1620，但是校正向量的幅值将为零或最多可忽略。因此，图17图示了超声图像系统100通过在沿边界的表面的任何点处进行位置特异性校正而更准确地确定患者的结构内的实际边界的位置的能力。该校正考虑了位置距探头的距离和边界相对于波束传播的方向的斜交角。这种校正然后可以产生超声检查中获得的任何数量的度量的显著更准确的测量结果。
88.本领域技术人员将认识到，可以以各种方式修改上述装置、系统和方法。因此，本领域普通技术人员将意识到，由本公开涵盖的实施例不限于上述特定示例性实施例。就这一点而言，尽管已经示出和描述了说明性实施例，但是在前述公开中预期各种各样的修改、改变和替换。应该理解，在不脱离本公开的范围的情况下，可以对前述内容做出这样的变化。因此，适当的是，以与本公开一致的方式广义地理解所附权利要求。