CN104968278A - 用于从多向波场测量剪切波速的系统和方法 - Google Patents

Abstract

用于测量介质的材料性质的系统和方法，包括在介质中产生多向波场，并且采用能够检测在介质中传播的波场的检测系统来检测在至少一个时间实例上的至少两个空间维度中的多向波场。该系统和方法还包括确定最低波速、计算波速和介质的材料性质中的至少一个、以及生成指示波速和介质的材料性质中的至少一个的报告。

Description

用于从多向波场测量剪切波速的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请基于如下申请、要求如下申请的优先权，并且通过引用该如下申请整体结合于此：2013年7月19日提交的题为“SYSTEM AND METHODFOR MEASUREMENT OF SHEAR WAVE SPEED FROMMULTI-DIRECTIONAL WAVE FIELDS(从多向波场测量剪切波速的系统和方法)”的美国临时申请序列号61/856,452。

关于联邦资助研究的声明

在美国国立卫生研究院颁发的批准号DK092255、EB002167、和DK082408的政府支持下做出本发明。美国政府具有对本发明的某些权利。

发明背景

本公开涉及对介质性质进行非侵入性分析的系统和方法。更具体地，本公开涉及用于测量介质中的剪切波速的系统和方法。

对介质的机械性质的非侵入性或非破坏性测量在广泛的应用范围中是有用的。具体而言，由于组织的机械性质与组织健康状态有关，因此测量组织的机械性质具有重要的医疗应用。例如，肝脏纤维化与肝脏组织的硬度(剪切模量和剪切弹性)的增加相关联，并且因此肝脏硬度的测量可用于非入侵性展现(stage)肝脏纤维化。非入侵性和非破坏性评估硬度的一种方式是使用剪切波。由此，创建和精确测量在介质中传播的剪切波已经引起越来越浓的兴趣。

不管正在使用的特定系统和所得的功能或正在寻求的潜在的临床信息，剪切波在医疗应用中的使用正在增加。由此，需要提供用于以适合于医疗应用的方式来测量或确定剪切波速的更稳健和有效的系统和方法。

发明内容

在根据本公开的一个方面中，提供了一种测量介质的材料性质的方法，该方法包括在介质中产生多向波场。该方法还包括采用能够检测在介质中传播的波场的检测系统来在时间周期上检测在至少两个空间维度中的该多向波场。该方法进一步包括从检测确定最低波速并且基于该确定计算波速和介质的材料性质中的至少一个。该方法包括生成报告，该报告指示波速和介质的材料性质中的至少一个。

在根据本公开的另一方面中，提供了一种产生对象性质的图像的方法，该方法包括在对象中产生多向波场。该方法还包括：使用成像设备，在时间周期上获取有关在至少两个空间维度中的该多向波场的数据并且将所获取的数据分离成在不同方向中传播的分量数据。该方法进一步包括从该分量数据计算指向不同空间方向的至少两个波分量并且利用该波分量产生每个传播方向的波速图。该方法包括将波速图组合以产生速度图像和对象的材料性质图像中的至少一个。

根据本公开的又一方面，提供一种用于测量介质的材料性质的系统。该系统包括配置成在介质中产生多向波场的励磁系统和配置成在时间周期上获取有关至少两个空间维度中的该多向波场的数据的检测系统。该系统还包括配置成从检测系统接收数据的处理器，从该数据中确定最低波速，并且基于该最低波速计算波速和介质的材料性质中的至少一个。该处理器还配置成：生成报告，该报告指示波速和介质的材料性质中的至少一个。

本发明的上述和其他方面和优点将从以下描述中呈现。在说明书中，参照形成说明书一部分的附图，并且附图通过图示说明本发明的优选实施例的方式显示。这种实施例不一定表示本发明的全部范围，然而，因此参照权利要求来解释本发明的范围。

附图简述

图1为示出了通过超声推束产生的剪切波的示意图。

图2为示出了在未知方向处传播的剪切波可导致向c_s偏置的测量的示意图。

图3A和3B为示出了时空和k-f频域的示意图，包括用于u(x,z,t)的时空域(3A)和用于U(k_x,k_z,f)的k-f频域(3B)。

图4为在分析均匀介质时的方法的流程图。

图5为示出了多个波的k-f域中的示意图。

图6为示出了在f_c＝25,75,125Hz处的从图5中的数据的积分结果S(k_r,f_c)的一系列曲线图，其中圆描绘了S(k_r,f_c)的最大斜率和用于相速度估算的k_m的值。

图7为利用k-f空间方法(由圆表示的数据点)和向方程式(1)中的沃伊特(Voigt)模型的拟合在μ₁＝1.9kPa和μ₂＝0.6Pa·s(实线)下导出的相速度频散的曲线图。

图8为在分析不均匀介质时的方法的流程图。

图9为示出了2D剪切波速计算的示意图，其中计算沿着V_X和V_Z方向两者的剪切波速以获得真实的剪切波速V。

图10A为示出了常规局部剪切波速恢复方法的示意图，其中从来自窗口的左边缘像素和右边缘像素计算剪切波信号之间的一个互相关。

图10B为示出了局部剪切波速估算方法的示意图，其中计算多个互相关，并且通过它们的互相关系数对这些速度估算进行加权求和，来给出在中央像素处的最终剪切波速。

图11A为示出了常规1D处理窗口的图形，其中沿着轴向和横向方向两者使用图10B中所示的算法以分别获得V_X和V_Z。虚线曲线表示用于获得最高的正方形的剪切波速估算的像素对。实线曲线表示用于获得最左边的三角形的剪切波速估算的像素对。值得注意的是，仅使用穿过中央像素(通过圆表示)的线上的像素。

图11B为示出了在图11A的窗口内的用于获得的V_X和V_Y估算的所有像素的图像。三角形表示估算的V_X的空间位置。矩形表示估算的V_Y的空间位置。渐变(gradient)表示距离加权，其中更高的权重被分配给更靠近中央像素的估算。

图12为示出了在应用(apply)八个方向的滤波器之后具有内含物的体模(phantom)的剪切波重构的一系列图像。

图13为示出在将来自八个方向的滤波器的结果组合之后的剪切波速重构的图像，其中比例尺为以m/s为单位的剪切波速。

图14为示出了在与传播方向成斜角处测得的剪切波前的延时的示意图。

图15为示出了在两个像素之间测得的延时的缩放的示意图。

图16为示出了在具有标称剪切波速5.2m/s的测试体模中作出的测试的曲线图。点是在不同角度处测得的时间延迟(通过距离归一化)。实线是将数据向正弦模型的拟合，其给出了对应于5.3m/s的剪切波速的0.1884s/m的振幅。

图17A和17B为根据本发明的用于将振动传递至主体的系统的立体图。

图17C为电磁致动器的示意图，其中“推”动作在激活时接触板和致动器本体彼此远离移动。

图17D为电磁致动器的示意图，其中“拉”动作在激活时接触板和致动器本体朝向彼此移动。

图18为配置用于实现本发明的示例超声系统的框图。

图19为形成图18的超声系统的一部分的发射器的示例的框图。

图20为形成图18的超声系统的一部分的接收器的示例的框图。

发明详细描述

由于组织的机械性质与组织健康状态有关，因此测量组织的机械性质具有重要的医疗应用。例如，肝脏纤维化与肝脏组织的硬度(剪切模量和剪切弹性)的增加相关联，并且因此肝脏硬度可用于非入侵性展现(stage)肝脏纤维化。通过介质的机械性质确定剪切波的传播。根据沃伊特模型，介质中的剪切波速c_s通过如下与其剪切模量μ₁和速度μ₂相关：

$c_s\left({\mathrm{\ω}}_s\right)=\sqrt{2({\mathrm{\μ}}_1^2+{\mathrm{\ω}}_s^2{\mathrm{\μ}}_2^2)/\mathrm{\ρ}({\mathrm{\μ}}_1+\sqrt{{\mathrm{\μ}}_1^2+{\mathrm{\ω}}_s^2{\mathrm{\μ}}_2^2})}---\left(1\right);$

其中ω_s为剪切波的频率且ρ为组织密度，该组织密度可假设为1000kg/m³。忽略速度(设置μ₂＝0)，方程式(1)简化为：

$c_s=\sqrt{\frac{{\mathrm{\μ}}_1}{\mathrm{\ρ}}}---\left(2\right);$

其中方程式(2)中的c_s为剪切波的群速度，意味着在剪切波的所有频率分量上的平均剪切波速度。因此，剪切波可用于通过假设零速度和使用方程式(2)求解μ₁来评估组织弹性，或通过在组织中产生剪切波、测量多个频率下的剪切波传播速度、并且使用方程式(1)求解μ₁和μ₂来评估弹性和速度两者。

用剪切波的弹性测量

超声可用于在用于非入侵性弹性成像的组织内远程地生成剪切波。通常，如图1所示，具有长持续时间的推(push)超声波束(聚焦或不聚焦的)用于产生瞬态剪切波，并且脉冲回波超声用于检测剪切波的传播。组织颗粒由于剪切波而向上和向下移动，并且扰波从推波束以传播速度c_s向外传播(参见图1中的箭头)。也就是说，在图1中，A、B、C、D、E为由脉冲回波超声进行的剪切波检测的位置。垂直线表示剪切波前，该剪切波前从推(push)中央向外移动。在这里所示的示例中，剪切波前(由实垂直线表示)在位置C处。虚线表示已过去的(位置A和B)或将到达的(位置D和E)剪切波前。

通过沿着剪切波传播路径由脉冲回波超声检测的在多个位置处的剪切波运动的时间分布可用于计算c_s。例如，假设位置A和E之间的距离为Δr以及剪切波在这两个位置处的到达时间之间的延时为Δt，则c_s＝Δr/Δt。可通过跟踪在每个位置处的剪切波峰的时间实例，或通过找出给出在每个位置处检测到的2个剪切波时间信号之间的最大互相关来估算时间延时Δt。对于图1所示的示例，剪切波前A-E沿着深度方向z相对均匀。因此，我们仅需要沿着x方向检测剪切波以测量剪切波传播速度。换句话说，如果传播方向和检测方向对齐，则需要一组一维(1D)空间数据以正确地测量剪切波速。

通过超声推波束产生的剪切波通常较弱(微米)，从而使剪切波检测，和因此的c_s测量易受噪声(心脏运动、呼吸运动、身体运动、超声系统噪声等)影响。因此，利用超声推波束的剪切波测量具有有限的穿透力。这对于需要更深穿透的应用可能是有问题的：例如，在肥胖患者的肝脏中进行剪切波测量。通过机械振动源(外部振动器或内部心脏运动)产生的剪切波可具有更高的幅度以用于在更深区域中的更可靠的测量。对于一些应用，多向波传播场是期望的。为了创建多向振动场，本领域技术人员可使用以连续或瞬态方式激活的多个较小的外部振动器。此外，单个较大外部振动器可被使用并且采用连续或瞬态激励信号来驱动。可使用诸如源自心脏收缩、在血管中的压力波、或者呼吸的生理运动作为波运动的源。就波的方向性、频率特性、和运动幅度而言，每个方法具有不同优点。由此产生的剪切波一般出现在其取向未知的多个方向中。这可导致剪切波速测量中的偏置。

在图2所示的示例中，剪切波从波前1到2到3以斜角传播。假设从2到3(具有距离a)传播的波前在时间间隔Δt内，则实际剪切波速c_s为a/Δt。如果如图1中的情况那样仅沿着x方向测量剪切波速，则表观(apparent)剪切波速c_s’将为b/Δt，高于实际剪切波速c_s。因此，当测量方向与剪切波传播方向并不对齐时，估算的剪切波速度将被高偏置。该偏置效果应用至以斜角通过二维(2D)超声检测平面行进的如图2所示的面内(在换能器成像平面内)斜剪切波，以及面外(在换能器成像平面内)剪切波。

这里提供两种方法来校正该偏置效果。第一种方法假设介质是均匀的。这可用于研究弥漫性疾病，其中机械性质预期在整个器官上均匀变化。示例包括肝脏纤维化、肺部纤维化、和在患有阿尔茨海默氏(Alzheimer’s)病的患者中的大脑的变化。

用于均匀介质的k-f空间方法

考虑到可在如图3A和3B所示的x-z平面中的2D空间平面中测量剪切波运动。参照图4，用于均匀介质中的分析的过程开始于过程框100，在过程框100处，通过时间t重复地获取一系列测量。然后，在过程框102处，分析数据。例如，分析该时空数据u(x,z,t)的一个方式是沿着两个空间维度和时间维度应用傅立叶变换以给出U(k_x,k_z,f)。该频域表示将被称为k-f空间。

对于给定频率f_c，通过查看|U(k_x,k_z,f_c)|的能量的分布来检查波运动的方向性。以任意角度传播的面内波将在k-f空间内以位置(k_x,k_z,f_c)展示为峰。为此，在过程框104处，标识并使用峰，以在过程框106处确定波运动的方向。例如，具有正坐标k_x的峰指示向右移动的波。具有正坐标k_z的峰指示向下移动的波。在频率f_c处，可绘制从k_x-k_z平面的原点到峰的中央的射线，并且该射线的角度θ＝tan^-1(k_z/k_x)指示波的波传播方向，且该分量的半径通过c_s(f_c)＝f_c/k_r与剪切波速有关。在过程框108处，分析在k-f空间中的峰的位置以确定类似的波，诸如具有相同剪切波速的波。例如，以不同斜方向传播的多个波将展示为k-f空间中的多个峰。在给定的时间频率f处，由于介质是均匀的，来自多个面内波的峰将具有距离k_x-k_z平面的原点的相等距离并且位于具有k_r＝f_c/c_s的圆上，并因此对于所有传播方向剪切波速应当是相同的。因此，在过程框110，在没有可归因于上述偏置效果的错误的情况下，可报告在均匀介质中的剪切波传播。

参照图5，示出了其中存在三个波(波1、2和3)的情况。波1在圆4k_r＝f_c/c_s上向上行进到左侧。波2也在圆k_r＝f_c/c_s上并且具有更大的能量且向下并稍微向右侧行进。由于波3位于k_x-k_z平面的中央附近，因此波3为具有高波速的面外波。因此，可利用2D空间数据正确地测量以斜角传播的面内剪切波的速度。

然而，倾斜地传播至测得运动的平面的波(面外波)受到类似于图2所示的偏置效果，并且将被测量为比介质的真实剪切波速更快地传播。在k-f空间中，面外波被表示为位于当k_r＝f_c/c_s的圆4内的峰。在多向波场中，存在多个面内波和多个面外波。在k-f空间中的给定频率f处，该多向波场将展现为分布在圆k_r＝f_c/c_s上和内的多个峰。因此，k-f空间中的圆可被发现具有位于这些多个波峰的外缘上的最大半径(最低波速)，并且使用该圆的半径来计算正确的剪切波速。

以下提供用于找出圆的方法。利用以下关系在k-f空间中的半径为k_r的圆周中积分在所有方向中的波能量：

k_x＝k_r cos(θ)     (3)；

k_z＝k_rsin(θ)     (4)；

$S(k_r,f_c)=\underset{0}{\overset{2\mathrm{\π}}{\∫}}\underset{0}{\overset{k_r}{\∫}}\left|U(k_r\cos \left(\mathrm{\θ}\right),k_r\sin \left(\mathrm{\θ}\right),f_c)\right|k_r{\mathrm{dk}}_r\mathrm{d\θ}---\left(5\right).$

S(k_r,f_c)函数具有相对于k_r的S状(sigmoid)弯曲的形状并且具有在添加了最大能量的径向位置处的其最陡的斜率。可通过找出dS(k_r,f_c)/dk_r中的最大值来找出该最陡的斜率点，dS(k_r,f_c)/dk_r被称为k_m。如果存在不同方向上传播的足够的面内剪切波，则dS(k_r,f_c)/dk_r将具有在其中所有面内剪切波所在的圆处的峰(最低波速)。如下给出的，这与介质的剪切波速紧密相关：

c_s(f_c)＝f_c/k_m    (6)。

通过将多个振动器附连至体模(phantom)壁在均匀弹性体模中进行实验。振动器提供冲动激发并且以随机的方式激活以生成在多个方向中传播的剪切波。以上所描述的过程用于评估多个频率f_c的相速度。具体地，研究了三个不同剪切波频率f_c＝25,75,125Hz的均匀体模的k-f空间分布。为此，图6示出了在获取的数据上使用方程式(5)的结果。曲线图上的圆描绘了最大斜率的位置和用于采用方程式(6)计算相速度的k_m的值。即使k_r大于k_m，积分的大小仍继续随着k_r增加。这是因为图5中的背景具有非零值。在图7中示出了不同频率的像速度散布，并且通过将数据向方程式(1)中的沃伊特模型拟合来估算粘弹性材料性质被为μ₁＝1.9kPa和μ₂＝0.6Pa·s。μ₁和μ₂的这些值接近于通过在该体模中的独立验证测量获得的结果。虽然使用2D空间数据作为以上示例，但该方法可扩展至3D空间数据。

用于均匀和不均匀介质两者的k-f空间方法

参照图8，对于非均匀介质，可使用不同的方法来获得剪切波速或剪切模量的空间分布。如果波运动场是多向的，也就是说，波在多个不同方向中行进，则可通过在过程框200处获取数据分离在不同方向中传播的波。可任选地，在过程框202处，旋度操作可用于移除压缩波，同时保持剪切波。在过程框204处，应用方向滤波器。可通过将方向滤波器响应与数据相乘，将方向滤波器应用于k-f空间中。示例可包括间隔45度的八个方向滤波器。以下文献可通过引用结合于此，Song,P.,Manduca、A.,Zhao、H.,Urban,M.W.,Greenleaf,J.F.,Chen,S.的Proceeding of 2013IEEEInternational Ultrasonics Symposium(2013年IEEE国际超声研讨会论文集)，第1264-1267页，“Fast shear compounding using directional filtering andtwo-dimensional shear wave speed calculation(利用方向滤波和二维剪切波速计算的快速剪切复合)”。

为了降低被测量为具有高偏置速度的波的面外剪切波的影响，我们可以通过过滤出传播波的低空间频率(k)值将这些面外剪切波附加地过滤掉。这可通过设置每个频率f_c的k_l的值下限来结合到方向滤波器中，从而消除超过c＝f_c/k_l(即，k_r<k_l)的速度。类似地，可设置每个频率f_c的k_u的上限，从而消除具有低于c＝f_c/k_u(i.e.,k_r>k_u)的速度的波。该波速下限可用于去除由在剪切波数据获取期间的身体运动或其他不想要的干扰导致的错误的“波运动”。

例如，人类肝脏的剪切波速(从正常到硬化)应当在1-5m/s的范围内。在这种情况下，剪切波速的下限和上限可设置为0.5和5m/s以抑制具有在该范围之外的传播速度的干扰波，使得最终剪切波速估算更可靠。对于弥散性疾病(诸如，肝硬化)，以上公开的“均匀介质的k-f空间方法”可用于获得介质的剪切波速度的初始估算，从而然后可用于设置剪切波速下限和上限。例如，在特定患者中，通过“均匀介质的k-f空间方法”估算的剪切波速为2m/s。然后可对该特定患者将速度上限设置为3m/s以提高对面外波的拒绝并产生具有较小偏置的2D图像。2D图像将允许计算肝脏内剪切波速估算的变化作为测量可靠性的指示，并因此即使在成像均匀介质时仍是有价值的。代替波速下限和上限，可对所有频率f_c使用固定的阈值k_l和k_u，从而消除k_r<k_l或k_r>k_u。

在非常低频率f_c处，k_r的分辨率可能不足够小以允许基于波速限制适当地消除波。一个解决方案是设置时间频率下限f_l并消除具有低于f_l的频率的所有波。可使用平滑的斜坡分布来代替单位阶跃函数以减小在该过程中的激振效应。以示例的方式，如果由外部振动产生的剪切波主要在40Hz以上，则消除具有低于的频率20Hz的所有波将去除不想要的低频运动同时保持有用的剪切波完好。类似地，时间频率上限f_u可用于移除高频率噪声以用于更稳定的结果。施加(impose)硬阈值的速度或频率限制可创建与不期望的吉布斯(Gibbs)激振现象相关联的跳跃不连续。因此，具有平滑过渡的“软”阈值可代替用于这些限制。

再次参照图8，在过程框204处应用方向滤波器之后，可在过程框206处应用反傅立叶变换以将数据带回到时空域以用于分析，以在过程框208处获得剪切波速或剪切模量。在过程框210处，报告剪切波的性质，包括剪切波速或剪切模块。如以下将讨论的，该报告可包括剪切波速图(map)和/或来自多个方向的组合剪切波速图的信息。

例如，剪切波速可利用时间飞行(TOF)方法(例如，M.L.Palmeri,M.H.Wang,J.J.Dahl,K.D.Frinkley,和K.R.Nightingale，“Quantifyinghepatic shear modulus in vivo using acoustic radiation force(利用声辐射力定量在体中的肝剪切模量)”，Ultrasound Med.Biol.，第34卷，第546-558页，2008年4月，该文献通过引用整体结合于此)，或利用波运动的归一化互相关(例如，M.Tanter,J.Bercoff,A.Athanasiou,T.Deffieux,J.L.Gennisson,G.Montaldo,M.Muller,A.Tardivon,和M.Fink，“Quantitativeassessment of breast lesion viscoelasticity:Initial clinical results usingsupersonic shear imaging(乳腺病变的粘弹性的定量评估：利用超音速剪切成像的初始临床结果)”，Ultrasound Med.Biol.，第34卷，第1373-1386页，2008年9月，或J.McLaughlin和D.Renzi，“Using level set basedinversion of arrival times to recover shear wave speed in transient elastographyand supersonic imaging(利用基于水平设置对到达时间的求逆来恢复瞬态弹性成像和超音速成像中的剪切波速)”，Inverse Probl.，第22卷，第707-725页，2006年4月，或R.S.Anderssen和M.Hegland，“For numericaldifferentiation,dimensionality can be a blessing！(对于数值微分，维度可以是幸事！)”，Math.Comput.，第68卷，第1121-1141页，1999年，以上文献的每一个通过引用整体结合于此)来估算。这些是一维方法，但在成像平面中，如图9所示，我们可测量在二维(2D)中的剪切波速。

具体而言，归一化互相关可施加至x和z方向两者，从而可获得横向剪切波速V_X和轴向剪切波速V_Z。以示例的方式，使在像素a,b和c处检测的剪切波信号为S_a(t),S_b(t),和S_c(t)，其中t是时间。使由互相关估算的时间延时为在S_a(t)和S_b(t)之间的t_ab、和在S_a(t)和S_c(t)之间的t_ac。使像素a和c之间的距离为L_ac，且像素a和b之间的距离为L_ab。那么V_X＝L_ac/t_ac，且V_Z＝L_ab/t_ab。在由顶点a,b和c表示的三角形中，可通过如下公式计算真实剪切波速V：

$V=\frac{V_X{V}_Z}{\sqrt{V_X^2+V_Z^2}},---\left(7\right);$ 或

$V=\frac{L_{\mathrm{ac}}\&times;L_{\mathrm{ab}}}{\sqrt{L_{\mathrm{ac}}^2\&times;t_{\mathrm{ab}}^2+L_{\mathrm{ab}}^2\&times;t_{\mathrm{ac}}^2}}---\left(8\right).$

当t_ac或t_ab为零时(如果波传播方程与轴x或z对齐，)，方程式(8)比方程式(7)更稳定。注意，由方程式(7)和(8)给出的2D向量剪切波速计算不要求对于剪切波传播的方向的先验知识，该先验知识在实际中是难以知道的。

开发了两种方法来增加2D向量剪切波速计算的稳健性同时维持空间分辨率。首先，将用于数值微分计算的算法用于局部剪切波速计算。如在M.Tanter,J.Bercoff,A.Athanasiou,T.Deffieux,J.L.Gennisson,G.Montaldo,M.Muller,A.Tardivon,和M.Fink，“Quantitative assessment ofbreast lesion viscoelasticity:initial clinical results using supersonic shearimaging(乳腺病变的粘弹性的定量评估：利用超音速剪切成像的初始临床结果)”(Ultrasound Med Biol，第34卷，第1373-86页，2008年9月，该文献通过引用整体结合于此)中介绍的传统局部剪切波速测量技术，如图10(a)所示，从固定距离间隔的两个成像像素将两个剪切波形(颗粒位移或速度相对于时间的波形)互相关，以估算中央像素的剪切波速。如图10(b)所示的更稳健的方法，将更短距离间隔的多对剪切波形互相关并产生多个局部剪切波速估算。通过其相关系数对这些估算进行加权求和来给出在中央像素处的最终剪切波速。如图11(a)所示，可沿着x和z方向两者实现该算法以获得V_X和V_Z。对于图11(b)，在如图11(a)中的灰色窗口内的所有像素可用于获得的V_X和V_Z估算。三角形表示估算的V_X的空间位置。矩形表示估算的的空间位置。渐变阴影表示距离加权：更高的权重被分配给更靠近中央像素(由深灰色表示)的估算。

组合来自多个方向的剪切波速图

利用以上描述的2D向量计算方法，从具有不同方向的D个方向滤波器产生总共D个剪切波速图。可从组合D个速度图获得最终剪切波速图。具体而言，图12示出了在应用8个方向滤波器之后，在具有在中间的硬包含物(inclusion)的测试体模中获得的8个速度图(D＝8)。多个微型振动器附连至体模的表面以产生用于该实验的复杂波场。图13示出了通过图12中的数据的加权求和获得的最终剪切波速图。这里使用的加权是图12中的每个方向图像中的每个像素的归一化互相关系数(NCC)。在每个方向图像(image)中的每个图像像素处的剪切波能量(运动信号在时间上的平方之和)也是良好质量的控制因子，并因此可与NCC结合使用以计算每个像素的加权。本领域的技术人员可设置剪切波能量和NCC的阈值，使得来自具有低剪切波能量和不良互相关的像素的剪切波速估算将不对最终图有贡献。组合多向剪切波图像的另一选项为采用所有图像的最小或中值来产生最终剪切波图。这将抑制由面外波和压缩波导致的偏置，并将对均匀介质尤其有用。

在方向滤波之后，方程式(7)和(8)计算来自两个正交方向的剪切波速。在实际应用中的剪切波数据具有噪声，并因此在x或z方向中的时间延时估算的误差将通过方程式(7)和(8)进入最终剪切波估算。在存在噪声的情况下，期望测量在多个方向中的剪切波传播以改进最终剪切波速估算的稳健性。参照图14，剪切波前从具有距离间隔r的位置1传播至位置2至位置3。假设剪切波从1传播到2所花费的时间为τ.。从位置2传播到位置3也将花费时间τ.。在a(圆的中央)and b(在具有半径r的圆上)处的剪切波信号之间的时间延时为τ_ab＝τ·sin(θ)，其中θ为如图14所示通过b的位置确定的角度。在实际中，测得的延时为τ_ab(θ)＝τ·sin(θ)+n(θ)，其中n(θ)为噪声，且在不同角度处的n(θ)应当彼此独立。因此，在多个角度处的多个延时τ(θ)可被测量并向模型τ·sin(θ)拟合，以在存在噪声n(θ)的情况下，获得τ的更稳健的估算。在实际情况中，在x-z坐标中的剪切波的传播方向通常是未知的。因此，用于拟合的模型应当为：

τ·sin(θ+φ)       (9)；

其中φ为恒定相位偏移_。可在数据拟合过程期间确定τ和φ两者_。并且剪切波速可通过如下计算：

V＝r/τ   (10)。

当在笛卡尔(Cartesian)空间网格上执行剪切波信号的超声检测时，在2个像素处检测到的剪切波之间测得的延时需要通过这两个像素之间的距离来缩放。参照图15，黑点表示其中检测剪切波的像素位置。像素a位于原点处，并且像素b位于(x,z)处。因此，a和b之间的距离R为并且角度θ＝arctangent(z/x)。假设在像素a和b之间测得的延时为D_ab，因此通过R归一化的延时为τ_ab＝D_ab/R.。使用该方法，当图11中其他未标记的黑点被选择作为像素_b时，可沿着多个角度测量τ_ab(θ)。因为这里测得的延时已通过距离归一化，因此然后将测得的τ_ab(θ)与方程式(9)中的模型拟合以估算τ，τ可用于通过设置r＝1来采用方程式(10)计算最终剪切波速度。图16示出了在具有标称剪切波速为5.2m/s的测试体模中获得的数据的示例。点为在不同角度处测得的时间延时(通过距离归一化)。实线是数据到正弦模型的拟合，这给出了对应于剪切波速为5.3m/s的0.1884s/m的幅度。以上模型拟合方法使用多个方向中的延时来计算最终剪切波速。类似于方程式(7)和(8)之间的关系，代替多个方向中的延时，表观波速也可用于计算最终剪切波速。图10和11中所示的方法可与模型拟合方法结合以使该方法更稳健。此外，每个像素将具有R²值，R²值指示通过方程式(9)与延时或与速度拟合的模型的质量。因此，R²值可用于控制不同方向的剪切波速图的加权以产生最终剪切波速图。

除了飞行时间方法和归一化互相关方法之外，相位滞后方法(“Shearwave spectroscopy for in vivo quantification of human soft tissuesvisco-elasticity(用于人体软组织粘弹性的体内定量的剪切波光谱学)”，IEEE Trans.Med.Imaging，第28卷，第313-322页，2009年)也可用于在方向过滤之后利用时空数据估算依赖于频率的波传播速度(相速度)。在相位滞后方法中，在每个像素处的时间信号上执行傅立叶变换、卡尔曼滤波、或其他合适的方法以计算在多个频率处的剪切波的相位。然后从在沿着剪切波传播方向的至少两个像素的频率f处的相位滞后来估算在给定频率f处的剪切波速。相位滞后方法可分解在多个频率(散布(dispersion))处的波传播速度，并且可扩展至利用方程式(7)计算从未知方向传播的波的相速度。当代替使用在方程式(8)至(10)中的时间延时时，可从剪切波的相位滞后p和频率f计算：时间延时t。虽然2D空间数据用作以上示例，该方法可扩展至3D空间数据。

以上所公开的方法需要时空数据的所有像素具有相同时间网格。当“闪光成像”用于剪切波的脉冲回波检测时，可满足该要求。对于其中以逐行或逐区域方式获取2D数据的传统超声扫描器，在不同时间网格处采样在不同超声A线处的像素。在这种情况下，可内插在每个像素处的时间信号至更高的采样率，使得后内插时间采样在用于不同像素的相同时间网格上对齐。在2012年10月7日提交的共同待审的美国临时申请系列号61/710,744，和2013年10月7日提交的PCT申请No.US2013/063631中描述了用于内插和对齐的系统和方法的一个示例，这两个申请通过引用整体结合于此。

此处也公开了从外部振动有效产生剪切波的系统和方法。例如，参照图17A和17B，一件家具(诸如，床250或椅子252或具有坚硬表面或多个表面254,256的其他结构)可用于振动与坚硬表面254,256接合的主体或介质(未示出)。坚硬表面254,256可以是平的或弯曲的以优化到身体中的振动传输。振动源258,260耦合至坚硬表面254,256。如将描述的，振动源258,260可包括具有偏心重量的电动机或其他合适的振动源，诸如将振动通过坚硬表面254,256传递至主体或介质的气动或声学传递的振动。在这方面，振动源可包括连接至驱动或电源的连接262,264。为此，如将描述的，取决于振动源258,260的设计，连接262,264可以是电连接或可以是气动或声学连接或接收驱动能量以操作振动源258,260的其他装置。

可在坚硬表面254,256和身体之间添加衬垫266以提高患者的舒适度。除传统的衬垫材料(诸如泡沫和橡胶)之外，密封在柔性膜内的液体或空气还也用作可变形的衬垫，该可变形的衬垫可顺应身体表面以最大化接触面积以用于更有效的振动传递。因为空气或液体被密封在封闭空间中，来自坚硬表面的振动可通过空气或液体衬垫有效地传输至身体中。空气或液体衬垫可与坚硬表面254,256集成。

可设想，在一些设计中，振动源258,260可包括大振动源，诸如携载偏移负载的电动机。在其他配置中，代替一个大振动源，可沿坚硬表面254,256将多个振动源定位在不同位置处，以在身体中产生剪切波。替代地，振动源可诸如通过弹性带、粘合剂膜、或其他适当的方式直接固定至主体或介质的身体表面。再进一步，振动源可嵌入在供患者躺在其上的衬垫266中，或嵌入在供患者穿戴的背心或其他衣服中。

具有偏心重量的上述DC电动机是可使用的系统的一个示例。在一些情况下，DC电动机可与手机振动器使用的电动机一样小。替代地，更大的电磁致动器可用于从身体表面在更深区域中产生更强的剪切波。同样，通过磁共振弹性成像(MRE)使用的气动或其他驱动器可用于该目的。可在美国专利No.6,037,774、7,034,534、7,307,423、8,508,229、和8,615,285以及申请No.2012/0259201和2012/0271150找到这种MRE驱动器系统的示例，这些专利申请中的每一个通过引用整体结合于此。当超声用于剪切波检测时，无需关心电磁干扰。因此，电磁设备可用作振动源。

不管生成或驱动振动的具体装置，存在可用于选择用于生成振动源或驱动源的一些基本配置。例如，如图17C所示，一种类型的致动器370当激活时具有“推”运动。这种致动器370可例如，利用弹性带或其他合适的装置被按压向身体表面。一旦激活，致动主体372通过轴374推动接触板376，以产生到身体表面的小“冲头”，从而在身体内部生成剪切波。在另一配置中，参照图17d，致动器380在激活时可利用“拉”动作。在该配置中，致动器在致动主体382内部，致动主体382通过轴384连接至接触板386。然而，弹簧或其他合适的偏置机构388可插在致动主体382和接触板386之间以维持这两部分的分离。接触板386固定至致动主体382的壳体390，且致动器沿着轴384自由移动和滑动。一旦激活，致动主体382朝向接触板386加速并移动。当致动主体382撞击接触板386时，致动主体382的惯性质量将产生对患者身体的冲击以用于剪切波生成。当致动器没有被激活时，偏置机构388将使致动主体382和接触板386分离以提供充足距离用于下一次冲击的致动主体382的加速。

如所讨论的，可使用多个振动源。当多个振动源用于产生在所研究的患者中的剪切波时，从驱动这些振动器的共用源汲取的电流可非常高，从而需要高电源。为了解决该问题，控制电路可用于连接驱动源和多个振动器。控制电路将源与多个振动器的每一个连接仅达短时间周期。每个振动器的“ON”时间可故意地不对齐，使得在任何给定时间瞬间，源仅向一个或一些振动器供电。作为示例，假设一个源驱动10个振动器。每个振动器打开10毫秒(ms)以在患者身体中产生剪切波。控制电路可顺序地导通和关闭每个振动器，使得振动器1在0-10ms期间导通，振动器2在10-20ms期间导通，振动器3在20-30ms期间导通，….，振动器10在90-100ms期间导通。以这种方式，源每次仅需要驱动一个振动器，从而降低对源的电流和功率要求。

空中或水下扬声器也可用于将振动引入身体中。通过扬声器发出的声音的频率可被调节成其中引入振动的身体部分的谐振频率。例如，谐振可有助于将振动引入肝脏中以进行剪切波弹性测量。在这种情况下，扬声器可嵌入在具有面对并且大致与床表面拉平的活动表面的检查床内。患者可躺在床上面朝上并且上背位于扬声器的顶部上。床的用于嵌入扬声器的开口应当足够大以允许声学能量从扬声器充分传输到身体中。开口还不应当太大，使得当患者躺在床上时其完全被患者的背部覆盖并优选地被密封。可调节由扬声器发出的声音的频率以匹配患者胸腔的谐振频率，例如在50Hz。替代地，线性调频信号(例如，从30到80Hz)可被发射到身体中以用于产生剪切波。然后来自胸腔和肺的振动将通过身体传播以在肝脏中产生多向剪切波。

此处所公开的方法假设在均匀介质中传播的平面波。在实际中，该假设可以被视为局部有效。例如，在5mm乘5mm面积内，剪切波可被视为平面波且介质可被视为均匀的。

虽然剪切波被用作该教示中的示例，但此处所公开的方法可用于测量其他波(诸如，压缩波)的速度。且剪切波可由除超声之外的方法检测，诸如磁共振成像(MRI)或光学系统。对于所有检测方法，可用时在x方向、y方向、z方向、或它们的组合中的波运动分量(通常3D向量)可与以上方法一起使用以用于剪切波速测量。

现参照图18，示出了可用于本发明的超声成像系统300的示例。然而，将理解，其他合适的超声系统也可用于实现本发明。超声成像系统300包括换能器阵列302，换能器阵列302包括多个单独驱动的换能器元件304。当由发射器306激励时，每个换能器元件302产生超声能量脉冲串。从处于研究下的对象或主体反射回换能器阵列302的超声能量由每个换能器元件304转换成电信号并且通过一组开关310被单独地应用至接收器308。发射器306、接收器308、和开关310响应于由人工操作员输入的命令在数字控制器312的控制下进行操作。通过获取一系列的回波信号执行完整扫描，其中开关310设置到它们的传输位置，藉此引导发射器306暂时打开以激励每个换能器元件304。开关310然后被设置到其接收位置，并且由每个换能器元件304产生的随后的回波信号被测量并被应用至发射器308。来自每个换能器元件304的单独的回波信号在接收器308中组合以产生单个回波信号，单个回波信号被用于产生例如在显示系统314上的图像中的线。

发射器306驱动换能器阵列302，使得产生超声波束，并且该超声波束被引导成基本上垂直于换能器阵列302的前表面。为了将来自换能器阵列302的该超声波束聚焦在范围R处，激励换能器元件304的子组以产生超声波束，并且如在316处所示，相对于外部换能器元件304而延迟在该子组中的内部换能器元件304的脉冲。在点P处聚焦的超声束源自由换能器元件304的子组产生的单独的小波的干扰。时间延时确定聚焦的深度，或范围R，该聚焦的深度，或范围R通常在将要执行二维图像时的扫描期间改变。当接收回波信号时使用相同的时间延时图案，导致由换能器元件304的子组接收的回波信号的动态聚焦。以这种方式，形成图像中的单个扫描线。

为了生成下一条扫描线，将被激励的换能器元件304的子组沿着换能器阵列302的长度移位一个换能器元件304位置，并且获取另一条扫描线。如318处所示，超声波束的聚焦点P从而通过重复移位被激励的换能器元件304的子组的位置来沿着换能器302的长度移位。

特别参照图19，发射器306包括在322处共同指示的一组通道脉冲编码存储器。一般而言，脉冲编码存储器322的数量等于换能器302中的换能器元件304的数量。由于这个原因，这些脉冲编码存储器也被称为传输通道。每个脉冲编码存储器322通常为1×N位存储器，该存储器存储确定将被产生的超声脉冲326的频率的位模式(pattern)324。该位模式324可通过主时钟从每个脉冲编码存储器322读出并且应用至将信号放大至适合于驱动换能器302的功率水平的驱动器328。在图4所示的示例中，位模式为四个“1”位与四个“0”位交替的序列以产生5兆赫兹超声脉冲326。超声脉冲326应用至其的换能器元件304通过产生超声能量来响应。如果使用所有可用位，则将发射具有集中在载频上的窄带宽的脉冲。

特别参照图20，接收器308由三个部分组成：时间增益控制部分332、波束形成部分334、和中处理器部分336。时间增益控制部分332包括用于接收器308中的每个接收器通道的放大器338、和时间增益控制电路340。每个放大器338的输入连接至各换能器元件304以接收并放大从相应的换能器元件304接收的回波信号。通过由时间增益控制电路340驱动的控制线342控制由放大器338提供的放大的量。随着回波信号的深度，或范围R增加，其幅度减小。作为结果，除了源自于更远的反射器的回波信号被放大超过来自附近反射器的回波信号之外，图像的亮度因变于范围R迅速减小。该放大由用户控制，该用户将时间增益控制电位计344手动地设置成提供扇形扫描的整个范围上的相对均匀的亮度的值。获取回波信号的时间间隔确定回波信号散发的范围，并且该时间间隔由时间增益控制电路340被分成例如八个段。使用时间增益电位计344的设置来设置在每个相应的时间间隔期间的放大器338的增益，使得所接收的回波信号在采集时间间隔上以不断增加的量被放大。

接收器308的波束形成部分334包括多个单独的接收器通道346。如以下将更详细解释的，每个接收器通道346从在输入348处的放大器338中的一个处接收模拟回波信号，并产生总线350的同相I和总线352正交Q上的数字化输出值的流。这些I和Q值的每一个表示在特定范围R处的回波信号包络的采样。这些采样已经以上述方式延时，使得当这些采样在求和点354和356处与来自其他接收器通道346的每一个的I和Q采样求和时，其指示从位于转向波束θ上的范围R处的点P反射的回波信号的幅度和相位。

中处理器部分336从求和点354和356接收波束采样。每个波束采样的I和Q值可，例如，是表示来自点(R,θ)的回波信号的幅度的同相I和正交Q分量的16位数字数。中处理器336可执行对这些波束采样的各种计算，计算的选择由在任务处成像应用的类型确定。

本发明已经关于一个或多个优选的实施例进行描述，并且应当理解，除明确陈述之外的许多等效方案、替代方案、变型、和修改也是可能的并且在本发明的范围内。

Claims (29)

1.一种测量介质的材料性质的方法，包括以下步骤：

a)在所述介质中产生多向波场；

b)采用能够检测在所述介质中传播的波场的检测系统，检测在至少一个时间实例上的在至少两个空间维度中的多向波场；

c)从步骤b)的检测中确定最低波速；

d)基于步骤c)的确定来计算波速和所述介质的材料性质中的至少一个；以及

e)生成报告，所述报告指示波速和介质的材料性质中的至少一个。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述材料性质为包括依赖于频率的波速、存储模量、和损耗模量中的至少一个的机械性质。

3.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤a)包括将外部振动、生理运动、和超声辐射力中的至少一个应用至所述介质以产生多向波场作为机械波场。

4.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤b)包括控制超声系统、光学系统、和磁共振成像(MRI)系统中的至少一个以执行对于所述波场的检测。

5.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤c)包括计算剪切波速。

6.如权利要求5所述的方法，其特征在于，计算剪切波速包括确定频率依赖性。

7.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤c)包括利用在时间频率f_c处经傅立叶变换的k-f空间中具有距离k-f空间的原点最大距离的波分量，来确定在所选择的时间频率f_c处的最低波速。

8.如权利要求7所述的方法，其特征在于，在存在多向剪切波和压缩波的情况下，通过如下来计算最低剪切速度：

i)在以k-f空间原点为中心具有变化半径的圆内对k-f空间中的波能量和幅度中的至少一个积分；

ii)找出最大半径k_m，其中步骤i)的积分随着k最快地增加；以及

iii)通过c_s(f_c)＝f_c/k_m计算在时间频率f_c处的最低剪切波速。

9.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤b)包括利用在时间网格中内插并对齐的超声数据执行波场的逐行和逐区域连续检测中的至少一个。

10.一种产生对象的性质的图像的方法，包括以下步骤：

a)在所述对象中产生多向波场；

b)使用成像设备，获取有关在至少一个时间实例上的至少两个空间维度中的多向波场的数据；

c)将在步骤b)中获取的数据分离成在不同方向中传播的分量数据；

d)从所述分量数据计算指向不同空间方向的至少两个波分量；

e)利用所述波分量产生每个传播方向的波速图；以及

f)将波速图组合以产生速度图像和所述对象的材料性质图像中的至少一个。

11.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述速度图像和所述材料性质图像中的至少一个指示波速、存储模量、和损耗模量中的至少一个。

12.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述步骤a)包括利用外部振动、生理运动、和超声辐射力中的至少一个产生所述多向波场。

13.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述成像设备包括超声系统、光学系统、和磁共振成像(MRI)系统中的一个。

14.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述步骤c)包括利用在经傅立叶转换的k-f域中的方向滤波器来分离数据。

15.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述波速图为剪切波速的图。

16.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述步骤d)包括通过互相关来计算波分量。

17.如权利要求16所述的方法，其特征在于，所述分量数据包括具有像素的图像数据，且所述互相关使用互相关的图像数据中多对像素以通过加权归一化的互相关系数和一对像素到中央像素的距离中的至少一个来计算中央像素的波速。

18.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述步骤f)包括创建不同方向的波速图的加权和。

19.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述步骤f)包括确定不同方向的波速图的最小和中值中的一个。

20.如权利要求10所述的方法，其特征在于，在步骤d)中的所述波分量包括在已知距离上测得的延时、测得的延时除以已知距离、以及已知距离除以测得的延时中的一个。

21.如权利要求10所述的方法，其特征在于，其中步骤d)包括计算在正交空间方向中的至少两个波分量。

22.如权利要求10所述的方法，其特征在于，步骤e)包括通过将波分量拟合至模型来计算所述波速图。

23.如权利要求10所述的方法，其特征在于，步骤d)包括施加波速限制、空间频率限制、和时间频率限制中的至少一个。

24.如权利要求10所述的方法，其特征在于，步骤b)包括利用超声并在时间网格中内插并对齐所述波场数据来执行所述波场的逐行或逐区域连续检测中的至少一个。

25.如权利要求10所述的方法，其特征在于，由通过振动器、扬声器、振动床、和振动椅中的至少一个生成振动来产生所述波场步骤。

26.如权利要求10所述的方法，其特征在于，利用采用质量惯性进行冲击的振动器产生波场步骤。

27.一种用于测量介质的材料性质的方法，包括：

激励系统，所述激励系统配置成在介质中产生多向波场；

检测系统，所述检测系统配置成获取有关时间周期上在至少两个空间维度中的所述多向波场的数据；

处理器，所述处理器被配置成：

从所述检测系统接收数据；

从所述数据确定最低波速；

基于所述最低波速来计算波速和所述介质的材料性质中的至少一个；以及

生成报告，所述报告指示波速和介质的材料性质中的至少一个。

28.如权利要求27所述的系统，其特征在于，所述激励系统包括振动驱动器、扬声器、振动床、和振动椅中的至少一个。

29.一种产生对象的性质的图像的方法，包括：

激励系统，所述激励系统配置成在介质中产生多向波场；

检测系统，所述检测系统配置成获取有关至少一个时间实例上在至少两个空间维度中的所述多向波场的数据；

处理器，所述处理器被配置成：

a)在对象中产生多向波场；

b)使用成像设备，获取有关至少一个时间实例上在至少两个空间维度中的所述多向波场的数据；

c)将在步骤b)中获取的数据分离成在不同方向中传播的分量数据；

d)从所述分量数据计算指向不同空间方向的至少两个波分量；

e)利用所述波分量产生每个传播方向的波速图；以及

f)将波速图组合以产生速度图像和所述对象的材料性质图像中的至少一个。