CN107533808A - 超声模拟系统和方法 - Google Patents

Abstract

本文描述超声成像的系统和方法。更具体地，本文所述的实施方案提供了基于超声物理学的超声模拟器，使得其可能逼真地再现超声检查的大多数共同特征。此外，本文描述了可以影响超声模拟的计算效率的方法。

Description

超声模拟系统和方法

技术领域

以下描述的实施方案总体上涉及超声模拟的系统和方法。

背景技术

超声成像模式是基于声能通过组织材料的界面的散射，所述组织材料通过由声学物理学控制的交互而具有不同特性。这些交互提供了生成身体的高分辨率灰度图像(例如，B超图像)以及显示关于血流的信息(例如，彩色多普勒和功率模式图像)所需的信息。当声波被发射到材料中时，反射能量的幅值用于产生超声图像，并且后向散射的超声信号中的频移提供与移动目标(诸如血液)相关的信息。

超声成像是一种医学成像模式，其精度可以高度依赖于操作者。超声系统操作者包括超声波检查医师、医生、医学学生、放射科专家和医学技术人员。由超声系统操作者用超声成像系统进行的成功检查涉及就操作者而言的特定技能，包括良好的手眼协调、感兴趣区域(例如目标器官)的正确定位、超声图像的准确解释、超声系统模式的正确使用、超声波物理学的基础知识辅以对图像生成过程的良好理解、以及超声系统参数和成像条件的设置的良好知识。在任何超声系统中可以设置的不同参数的数量使得图像获取和解释成为具有挑战性的任务。此外，所有超声图像的特征散斑图案和临床实践中常常遇到的各种人工痕迹使得所述过程甚至更加困难。

超声成像模拟器在超声系统操作者的培训中变得越来越重要。然而，大多数现有的模拟器不考虑超声采集的物理学并且展示出不切实际的处理时间，使得它们在临床环境中无法密切模拟超声波的实际应用。

发明内容

在一个方面，提供了一种用于模拟超声成像的方法，所述方法包括：将在模拟超声过程期间由操作者保持的假超声换能器的模型存储为用于在模拟超声过程期间发射模拟声波的多个点源；存储超声目标模型；通过重复地进行以下各项来计算多个射频信号：计算来自每个点源的模拟声波信号到超声目标模型的子集的发射，计算超声目标模型的子集的发送脉冲响应，通过聚合发送脉冲响应来计算总体发送脉冲，从总体发送脉冲响应计算总体发送-接收脉冲响应，以及从总体发送-接收脉冲响应计算射频信号；以及从多个射频信号生成超声图像以用于输出到显示器。

超声目标模型可以包括多个点散射体，可以从超声目标模型的子集中的每个点源到每个点散射体计算所述发射，并且可以针对超声目标模型的子集中的每个点散射体来计算发送脉冲响应。

所述计算对每个点散射体的发送脉冲响应可以包括使用子集中的每个点源与每个点散射体之间的每个声波信号的相位来计算多个脉冲，所述相位和所述子集中的每个点源与每个点反射器之间的距离成比例。

所述方法还可以包括接收用于超声目标的预先计算的计算流体动力学流动信息；将预先计算的计算流体动力学信息与所述子集的每个点散射体相关联；以及通过后处理所述多个射频信号和所述计算流体动力学信息来输出多普勒超声图像。

超声目标可以包括器官的三维模型，并且多个点散射体随机分布在器官的三维模型内。

所述方法还可以包括将超声目标模型分成多个区域；将每个点散射体与所述多个区域中的一个区域相关联；将样本体积定义为其中在模拟超声过程期间来自模拟声波的模拟声能被集中的体积；确定完全包含样本体积的多个区域的子集；以及在模拟超声过程期间确定与所述多个区域的子集相关联的点散射体的子集。

所述方法还可以包括将样本体积定义为其中来自模拟声波的模拟声能超过预定阈值标准的体积，所述阈值标准与所述模拟声能的功率成比例；以及确定落在样本体积内的点散射体的子集。

超声目标模型可以包括三维(“3D”)三角形表面网格，可以通过从每个点源到3D三角形表面网格的射线跟踪来计算模拟声波的发射，并且可以从3D三角形表面网格针对每个射线来计算发送的脉冲。

所述计算多个射频信号可以包括通过3D位置传感器和3D定位参考模块来确定假换能器相对于超声目标的模拟位置的位置和取向。

所述计算总体发送-接收脉冲响应可以包括对总体发送脉冲响应进行自卷积。

可以在第一处理器上执行多个射频信号中的第一射频信号，并且可以在第二处理器上执行多个射频信号中的第二射频信号。

所述方法还可以包括通过插件软件模块来再现特定超声系统的行为或外观。

子集中的每个点散射体可以与给定组织的反射系数相关联，子集中的每个点散射体位于所述给定组织内。

所述方法还可以包括对准射频信号，并计算所述射频信号的包络。所述对准可以包括用空信息填充射频信号。所述方法还可以包括在射频信号之间应用低通插值滤波器来扩展序列。

在另一方面，提供了一种用于模拟超声成像的系统，所述系统包括：至少一个处理器；存储装置，其将在模拟超声过程期间由操作者保持的假超声换能器的模型存储为用于在模拟超声过程期间发射模拟声波的多个点源，并且存储超声目标模型和计算机可读指令，所述计算机可读指令在由所述至少一个处理器执行时致使所述处理器：通过重复地进行以下各项来计算多个射频信号：计算来自每个点源的模拟声波信号到超声目标模型的子集的发射，计算超声目标模型的子集的发送脉冲响应，通过聚合发送脉冲响应来计算总体发送脉冲，从总体发送脉冲响应计算总体发送-接收脉冲响应，以及从总体发送-接收脉冲响应计算射频信号；以及从多个射频信号生成超声图像以用于输出到显示器。

超声目标模型可以包括多个点散射体，可以从超声目标模型的子集中的每个点源到每个点散射体计算所述模拟声的发射，并且可以针对超声目标模型的子集中的每个点散射体来计算发送脉冲响应。

所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器使用子集中的每个点源与每个点散射体之间的每个声波信号的相位来计算多个脉冲，所述相位和所述子集中的每个点源与每个点反射器之间的距离成比例。

所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器：接收用于超声目标的预先计算的计算流体动力学流动信息；将预先计算的计算流体动力学信息与所述子集的每个点散射体相关联；以及通过后处理所述多个射频信号和所述计算流体动力学信息来输出多普勒超声图像。

超声目标可以包括器官的3D模型，并且多个点散射体可以随机分布在器官的3D模型内。

所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器：将超声目标模型分成多个区域；将每个点散射体与所述多个区域中的一个区域相关联；将样本体积定义为其中在模拟超声过程期间来自模拟声波的模拟声能被集中的体积；确定完全包含样本体积的多个区域的子集；以及在模拟超声过程期间确定与所述多个区域的子集相关联的点散射体的子集。

所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器：将样本体积定义为其中来自模拟声波的模拟声能超过预定阈值标准的体积，所述阈值标准与所述模拟声能的功率成比例；以及确定落在样本体积内的点散射体的子集。

所述超声目标模型可以包括3D三角形表面网格，并且所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器：通过从每个点源到3D三角形表面网格的射线跟踪来计算模拟声的发射；以及从3D三角形表面网格针对每个射线来计算发送脉冲响应。

所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器：通过3D位置传感器和3D定位参考模块来确定假换能器相对于超声目标的模拟位置的位置和取向。

所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器：通过对总体发送脉冲响应进行自卷积来计算总体发送-接收脉冲响应。

可以在第一处理器上执行多个射频信号中的第一射频信号，并且可以在第二处理器上执行多个射频信号中的第二射频信号。

所述系统还可以包括假换能器。

所述系统还可以包括插件软件模块，以使系统能够再现特定超声系统的行为或外观。

子集中的每个点散射体可以与给定组织的反射系数相关联，子集中的每个点散射体位于所述给定组织内。

所述计算机可读指令在被执行时可以致使所述至少一个处理器：对准射频信号，并计算所述射频信号的包络。所述对准可以包括用空信息填充射频信号。可以在射频信号之间应用低通插值滤波器来扩展序列。

在另外的方面，提供了一种用于模拟超声成像的方法，所述方法包括：将在模拟超声过程期间由操作者保持的假超声换能器的模型存储为用于发射模拟声波的多个点源并且存储为固定体积的换能器散射体，所述换能器散射体与所述多个点源处于固定的空间关系中；将超声目标的模型存储为多个模型散射体，其中每个模型散射体具有相关联的反射系数；针对固定体积的换能器散射体中的每个换能器散射体预先计算对从所述多个点源发射的模拟声波的脉冲响应；以及在固定体积的换能器散射体在模拟超声过程中至少部分地与所述多个模型散射体相交时，针对每个换能器散射体确定最邻近的模型散射体，针对每个换能器散射体假设其最邻近的散射体的相关联的反射系数，并且用所述相关联的反射系数来对所述预先计算的脉冲响应进行缩放。

本文考虑并描述这些和其他方面。应当理解，前述概述陈述了用于模拟超声成像的系统和方法的代表性方面，以帮助本领域读者理解以下详细描述。

附图说明

将参照附图更好地理解各实施方案，在附图中：

图1示出根据一个实施方案的用于模拟超声成像的系统的部件；

图2A示出生成用于模拟超声图像的射频信号的简化方法；

图2B是生成用于模拟超声图像的射频信号的简化方法的流程图；

图3是示出后处理射频信号的方法的流程图；

图4示出现实的动脉几何结构及其相关联的速度场的计算流体动力学表示；

图5A示出根据生成用于模拟超声图像的射频信号的方法的点源阵列的几何定义；

图5B示出根据生成用于模拟超声图像的射频信号的方法来定义点源和散射体的位置的矢量；

图5C是示出生成用于模拟超声图像的射频信号的方法的流程图；

图6A示出超声换能器及其相关联的换能器线路；

图6B示出模拟超声换能器和空间不变体积的散射体；

图7是示出生成B超图像的方法的流程图；

图8A示出模拟换能器的视场；

图8B示出根据分割超声目标模型的几何形状的方法的模拟换能器的视场；

图8C是分割超声目标模型的几何形状的方法；

图9A示出分段超声目标模型中的凸包位置；并且

图9B示出凸包；

图10是示出根据另一实施方案的用于模拟超声的方法的流程图；

图11A示出由系统用于使用图7所示的方法来模拟超声成像的肝脏的点散射体模型；

图11B示出由用于模拟超声成像的存储图11A的点散射体模型的系统所产生的图像；

图11C示出图11A的肝脏和相邻器官的三角形表面网格模型以及用于对超声波束进行建模的射线跟踪；并且

图11D示出具有肝脏以及其他解剖结构的真实的超声图像。

具体实施方式

为了展示的简化和清楚，在认为适当时，可以在这些图中重复参考数字以指示对应的或类似的要素。此外，列出了众多的具体细节以便提供对于本文描述的实施方案的透彻理解。然而，本领域普通技术人员将理解的是，可以实践本文描述的这些实施方案而无需这些具体细节。在其他情况下，没有对众所周知的方法、程序和部件进行详细描述以便不干扰本文描述的实施方案。另外，所述描述不被认为是限制本文描述的实施方案的范围。

除非上下文另外指出，否则贯穿本说明书使用的各种术语可以被阅读和理解如下：如在全文中使用的“或者”是包含性的，尽管写成“和/或”；如在全文中使用的单数冠词和代词包括它们的复数形式，反之亦然；类似地，性别代词包括其对应的代词，使得代词不应被理解为限制本文所描述的任何事物由单一性别使用、实现方式、性能等。术语的另外定义可以在本文中列出；这些定义可以应用于这些术语的先前和随后的实例，如从阅读本说明书将会理解的。

执行指令的本文例示的任何模块、单元、部件、服务器、计算机、终端或装置可以包括或以其他方式访问计算机可读介质，诸如存储介质、计算机存储介质或数据存储装置(可移动和/或不可移动)，例如像磁盘、光盘或磁带。计算机存储介质可以包括用于存储诸如计算机可读指令、数据结构、程序模块或其他数据的信息的任何方法或技术实现的易失性和非易失性、可移动和不可移动介质。计算机存储介质的实例包括RAM、ROM、EEPROM、闪存或其他存储器技术、CD-ROM、数字通用盘(DVD)或其他光学存装置、磁带盒、磁带、磁盘存储装置或其他磁存储装置，或者可以用于存储期望的信息并且可由应用、模块或两者访问的任何其他介质。任何这种计算机存储介质可以是装置的一部分或者可访问或可连接到其上。此外，除非上下文另外明确指出，否则本文中陈述的任何处理器或控制器可以被实现为单个处理器或多个处理器。多个处理器可以被排列或分布，并且本文所指的任何处理功能可以由一个或多个处理器执行，即使单个处理器可以是例示性的。本文描述的任何方法、应用或模块可以使用可以由这种计算机可读介质存储或以其他方式保持并由一个或多个处理器执行的计算机可读/可执行指令来实现。此外，任何计算机存储介质和/或处理器可以设置在单个专用集成电路上、单独的集成电路上、或者被配置用于执行指令并提供如下所述的功能的其他电路上。

用于训练的任何超声模拟器的重要属性是以现实方式呈现身体状况的能力。现实的呈现要求模拟反应迅速，理想情况下是在基本上实时的基础上。理想情况下，应以足够的准确度和速度来模拟换能器位置和相关联现场响应的任何变化。然而，对超声物理学建模是计算密集型的。

以下提供超声模拟的系统和方法。更具体地，本文所述的实施方案提供了基于超声物理学的超声模拟器，使得其可能逼真地再现临床超声检查的大多数共同特征。此外，可以使用本文描述的系统和方法的部件来模拟各种超声模式(例如，多普勒模式、功率模式)。尽管在某些情况下已经关于特定的超声模式进行了描述，但是应当理解，所描述的系统和方法可应用于其他超声模式的模拟。所述系统将换能器模型实现为成像模拟中的点源阵列，并且将超声目标模型实现为多个点散射体(本文也称为点反射器)，从而允许提供所有超声模式和伪影的超声物理学的真实模拟。在各方面中，点散射体是体积上模型化的。在另外的方面中，点散射体沿着感兴趣的器官的组织/器官界面表面来建模。

在下文中，描述了用于模拟超声成像的系统的部件和功能。此外，描述了可以提高超声模拟效率的方法，其可以有助于提供基本上实时的模拟。

现在参考图1，示出根据一个实施方案的用于超声模拟的系统100，其部件和功能将在下面更详细地描述。系统100的示出的实施方案包括数据库101、超声模拟器模块106、包括假换能器114的探针模块115、超声目标123、用户界面模块119、以及一个或多个处理器105，以下称为处理器105。处理器105可以是一个或多个中央处理单元(“CPU”)、一个或多个图形处理单元(“GPU”)或两者的组合。系统100的部件通信地链接到处理器105。

超声模拟器模块106接收由操作者在用户界面模块119的控制面板118处输入的输入参数和操作者命令、来自与超声目标123相关的存储装置101的人体的计算三维(“3D”)模型或其相关部分(例如，器官)、以及用于假换能器114的3D定位和取向信息。超声模拟器模块106处理输入以产生超声图像作为显示器120的输出。

在使用中，操作者(未示出)在超声目标123周围操纵假换能器114。超声模拟器模块106根据下面更详细描述的方法来模拟超声图像，其依赖于超声波传播的物理学的模拟。更具体地，针对假换能器114在与人体的至少一部分的3D模型相关联的目标123周围的给定位置，模拟超声波从假换能器114的模型发送到3D模型，并且计算接收的信号(称为RF信号，其被模拟)，所述接收的信号是离开如下所述的分布在3D模型内的多个散射体的超声波的模拟反射。RF信号可以由超声模拟器模块106进行后处理，以提供用于在用户界面模块119的显示器120上显示的超声图像。

在下文中，描述了系统100的部件和功能，并且随后另外详细陈述了模拟超声波并减少这种模拟的计算负担的具体方法。

在各实施方案中，数据库101存储人体的计算3D模型或其部分，以用作超声模拟器模块106的输入。3D模型可以与正常和异常的人体解剖结构相关。在各实施方案中，与异常人体解剖结构相关的每个3D模型可以与特定临床情况相关联。数据库101包括基于云的数据库102和/或本地数据库104。数据库101中的信息可以因此本地存储在本地数据库104的存储装置上，或者通过可云访问数据库102上的基于互联网云的存储基础设施来访问。

在各实施方案中，探针模块115包括假换能器114。假换能器可以模拟真实超声换能器的外观和感觉。在使用中，操作者将假换能器114移动到超声目标123上。探针模块还可以包括假针尖116。在真实的超声系统中，操作者在患者身上操纵换能器探针，直到其位于操作者希望学习的区域的正确位置处为止。操作者可以通过监测在显示器上提供的超声图像来确定换能器探头被正确定位。类似地，在超声引导的针尖插入过程中，操作者将针尖插入患者身体的期望部分中，并且查看所生成的超声图像以验证针尖的位置。

系统100反映出真实的超声过程的功能。在各实施方案中，3D位置传感器被包括在超声目标123和/或假换能器114和/或假针尖116中，以确定假换能器114和/或假针尖116相对于超声目标123的位置和取向。每个3D位置传感器可以与已知或可确定的位置的3D定位参考模块103协作，所述3D定位参考模块103通信地链接到超声模拟器模块106。每个3D定位传感器被配置来与3D定位参考模块103通信，以提供其相对于3D定位参考模块103的位置。

在各实施方案中，3D位置传感器可以提供传感器读数，所述传感器读数可以被处理以在参考坐标系上确定每个部件相对于其他部件的空间位置和取向。可以将探针模块115和目标123的部件的确定的空间位置和取向作为输入提供给超声模拟器模块106。在各实施方案中，在使用之前，可以使用上述部件中的至少一个部件的3D位置传感器来校准所述系统，从而提供目标123、换能器114以及假针尖可以位于其中的全局空间坐标系。示例性校准技术可以用来：(a)提供或确定3D位置传感器相对于3D定位参考模块103的位置，这可以使用各种现有技术来实现，并且对应地建立参考坐标系；以及(b)参考所述坐标系来提供或确定目标123的位置。例如，后者可以通过(通过用户界面模块119)指导临床医生沿着目标123的表面在多个预定义位置处定位假换能器来提供。优选地，获得三个或更多个这类位置。

因此，可以相对于目标123和探针模块115的部件的位置来模拟器官的3D计算模型。在模拟过程中，操作者可以通过参考显示给显示器120的超声图像来协调她的手部移动和假换能器以及可选的假针尖的相关联定位，从而示出与目标123、假换能器114相关联的器官和针尖116的3D计算模型的相对位置。在包括的情况下，假针尖将出现在模拟超声图像(诸如B超图像)上，以使操作者将能够进行必要的校正。因此，应当理解，当产生超声图像时，超声模拟器模块106将针对给定的超声目标123从数据库中检索适当的人体3D计算模型，以便从其正确地示出假换能器和针尖的相对位置。更具体地，解剖结构选择过滤器将通过将来自探针模块115的位置和取向信息与来自从数据库101接收的3D模型的信息关联来选择将执行以下描述的超声模拟和相关联计算的区域。

超声目标123包括操作者可以利用其来练习的物理参考。更具体地，超声目标123包括物理参考，操作者可以围绕所述物理参考来移动假换能器114，以便建模并生成与超声目标123内的目标(诸如感兴趣的器官)相关的超声图像。在各实施方案中，超声目标123包括人体模型122或虚拟幻像盒124。人体模型122可以是全身或部分人体的人体模型，其帮助操作者学习和练习换能器114相对于大致人体解剖结构的定位。虚拟幻像盒124可以类似于现有的和常用的超声训练幻像。然而，与可以被设计来专门用于特定器官的超声模拟的传统幻像不同，虚拟幻像盒124为任何器官提供虚拟幻像126，提供了由超声模拟器106从数据库101检索的适当的计算3D模型。虚拟幻像盒124的多功能性对于成本节约有明显影响。

用户界面装置119包括控制面板118和显示器120。控制面板118允许操作者向系统输入输入参数。控制面板118可以包括任何适当的用户输入装置，诸如触摸屏监测器。控制面板具有影响超声模拟的输入参数(例如，超声模式、换能器频率、增益选择器、脉冲重复频率(PRF)、焦点区、色标、壁滤波器值、感兴趣区域的大小等)。显示器120显示由超声模拟器模块106生成的超声图像，并且可以提供类似于真实超声机的图形用户界面(GUI)。在各实施方案中，插件软件模块存储在数据库101中。插件软件模块可以使得系统100，并且更具体地，控制面板118和显示器120能够再现特定商业超声系统的行为和外观以增强模拟体验。这些插件可以改变控制面板118上提供的用户输入，以对应于各种超声设备制造商(诸如Toshiba^TM，Siemens^TM，GE^TM，Hitachi^TM等)的用户输入。此外，插件可以改变信息以及显示器120的GUI的布局。

在各实施方案中，所示的超声模拟器模块106包括波模拟器模块108、RF(射频)后处理模块110和流模拟器模块112。

现在将描述由波模拟器模块108产生RF信号以用于产生超声图像的方法。产生的RF信号由后处理模块110处理以产生用于超声模式的模拟图像，包括但不限于B超、彩色多普勒模式和功率模式。如上所述，模拟器106的输入包括来自控制面板118的参数和操作者命令、来自数据库101的无论是正常的(即健康的)还是异常的(即用某种病理情况修改)的人体的计算3D模型、以及来自探针模块115的3D定位和取向信息。输出是产生的超声图像。

根据产生RF信号的第一方法，在3D空间中对换能器的几何形状进行建模，并且将点源实际上放置在换能器的发射表面处。从每个点源，在真实超声系统中模拟激励脉冲的形状和幅值的模拟声波被朝向超声目标中的许多点反射器(散射体)发射，每个点反射器与在超声目标的3D模型中的点反射器的位置处的组织的超声特征相关联。根据与其欧几里得距离成比例的特定点源到点反射器相位，计算从所有点源到特定点反射器的发射信号。对于组成给定组织的所有点反射器都进行此过程。在第二步骤中，所有点反射器都充当点源，并且先前的点源充当点反射器。随后，诸如通过根据其特定相位(与点散射体与最近点源的距离成比例)的所有接收信号的和来计算RF信号。应当理解，可以重复所述方法以产生附加的RF信号。所述方法可以提供比传统的超声模拟技术(诸如Field II软件)更快的计算。

为了估计超声换能器阵列和相关联体积的散射体的发射/接收(T/R)响应，称为Field II的软件程序通常被认为产生与临床实践中所观察到的图像非常相似的图像。Field II软件基于计算换能器脉冲响应。因为需要对密集散射体分布的脉冲响应计算进行建模以实现真实的结果(即每mm³的模型化组织幻像通常有超过10个散射体)以及并行化算法的困难，所以计算时间可以是大约几个小时以产生模拟超声图像，然而期望大约一秒钟的若干分之几的时间。

现在参考图2A至2B，其中示出用于在波形模拟器108中实现的用于产生RF信号的方法300的示意图，所述方法现在将简要描述并且将在下面进行另外详细描述。相对于依赖于超声波物理学的其他已知的超声模拟技术，所述方法可以实现快速的计算时间。此外，方法300可以与由Field II生成的用于B超和频谱多普勒流模拟的超声图像密切一致，对于可比较的超声图像质量具有减少的计算时间。

图2A示出方法300的简化表示，其中超声目标的3D模型中的虚拟点散射体受到虚拟点源的阵列的声波作用。图2B以流程图示出方法300。简而言之，所述方法假设如果每个源辐射脉冲，到达每个散射体处的狄拉克δ函数将具有取决于声音的距离和速度以及取决于路径长度和衰减的幅值的到达时间。所有这些脉冲的序列，当自回旋时，与发射/接收(T/R)脉冲响应成比例。随着点源/接收机的数量的增加，可以预期T/R响应将接近真实响应。通过使用与每个点源和点反射器组合的距离成比例的各个相位而不是如以上关于第一方法描述地对发射的激励脉冲进行求和来计算脉冲响应。

更具体地，根据方法300，在方框302处，将假换能器114建模为点源的集合，并且用大量点反射器(也称为散射体)对超声目标123的组织的3D模型进行建模，每个反射器与3D模型中的反射器的位置处的组织的超声特征(例如反射系数)相关联。在方框304处，从每个点源朝向点反射器发射模拟声波。更具体地，可以在给定时间通过辐照部分区域(称为线)激活换能器元件的子集，如图7A所示，并在下面更详细地描述。在方框306处，通过使用每个信号的各个相位来为每个反射器计算脉冲响应，其中每个相位与每个点源到点反射器组合的距离成比例。图2A中示出所述计算的简化图示。每个信号的相位用于定位时间轴上的脉冲(垂直线)。每个脉冲的幅值与给定点源和点反射器组合的反距离成比例。对于给定点反射器的所有点源的脉冲集合被称为发射脉冲响应。图2A中最左侧的图表对应于以Scatt 1(即散射体1)表示的特定点反射器的脉冲响应。还计算剩余点反射器的脉冲响应，针对Scatt 2和Scatt 3示出。在方框308处，可以将脉冲响应相加，使得来自所有点源的所有点反射器的总脉冲响应被计算为h(t，r_Σ)，称为总发射脉冲响应。在方框310处，计算卷积运算h(t，r₁)*h(t，r₁)，以为单个散射体提供对应的发射-接收脉冲响应，其中总发射-接收脉冲响应被计算为h_Σ(t，r)*h_Σ(t，r)。在方框312处，随后对总发射-接收脉冲响应和所发射的激励信号执行另一卷积运算。所述卷积在图2的底部示出，并由V_R(t)表示。项V_R(t)被称为所有点反射器和所有点源的接收电压信号(或RF信号)。应当理解，可以重复所述方法以产生附加的RF信号。

由于超声模拟器是基于超声波物理学的事实，它可以产生类似于真实超声系统的模拟RF信号。实现这个现实是因为可以对影响换能器行为的各种参数进行建模和改变，诸如特定的换能器几何形状、换能器的频率、横向和高度焦点位置、时间门滤波器以及时间增益补偿。

一旦由模拟器模块108确定RF信号，就可以对其进行处理，使得可以计算图像或特性曲线以将其在显示器120处呈现给操作者。后处理可以由后处理模块110以与真实超声系统类似的方式执行，诸如通过应用后处理算法。可以使用用于后处理和后处理算法的不同参数，并且将在显示器120上显示的超声图像中观察到效果。

现在参考图3，其中示出流程图，其示出由RF后处理模块110进行后处理的方法350。

模块110接收一系列输入，以便对RF信号执行后处理，并产生用于输出到显示器120的超声图像。在方框352处，提供由声波模拟器模块108产生的RF信号作为输入。在方框354处，解剖结构过滤器从数据库101接收3D模型信息，并且从探针模块115接收位置和取向信息，以确定用于计算RF信号的3D模型的部分。在方框352处，解剖结构过滤器将3D模型信息以及位置和取向信息提供给后处理模块110。在方框358处，模块110还通过可能涉及模拟参数的控制面板118接收由操作者提供的输入参数。

在方框356处，波束形成器接收RF信号、3D模型信息以及探针模块115的位置和取向信息以及由操作者提供的输入参数。此外，在方框356处，波束形成器处理接收的信息并且以将对应于特定超声模式的形式来对所生成的RF信号进行对准。以下关于方框360更详细地描述所述对准。来自波束形成器的输出用作不同超声模式的输入信息。

在方框360、362、364和366处，处理来自波束形成器的输出以提供特定的超声波模式，诸如B超(方框360)、彩色多普勒(方框362)、频谱多普勒(方框364)或功率多普勒(方框366)。在方框372处，模式选择器确定将提供哪种超声模式作为系统输出并显示给显示器120。

通过实例，在B超的情况下(方框360)，从波形模拟器模块108接收多个RF信号，并进行处理以产生B超图像。可能需要至少50个信号来产生B超图像。具体地，由后处理模块接收RF信号，由波束形成器进行对准(方框356)，并且计算RF信号的包络。诸如离散傅立叶变换(DFT)和希尔伯特变换的信号处理技术用于确定信号的包络。由于RF信号的长度不同并且起始时间也不同，所以RF后处理模块必须对准它们，诸如通过在开始和结束处将它们填充有空信息，即零。可以以从换能器到用于计算所述线的最近的散射体(来自许多的集合)的最小距离(或等效地，最小到达时间)相应地完成这种对准。随后，对于所有线，可以在开始和结束处以使得所有信号在相同的时刻开始和结束的方式来添加零。以这种方式，所有RF信号将具有相同的长度和相同的起始时间。随后，可以在RF线之间施加低通插值滤波器来扩展序列。净效应可能是B超图像的分辨率的增加。可以随后创建B超图像并将其显示到显示器120。

进一步通过实例，为了产生彩色多普勒(方框362)或频谱多普勒(方框364)模式，后处理模块必须接收与模拟血流相关的信息，如下面更详细地解释的。在方框370处，模块110首先从由方框370处的流模拟器模块112提供的血流模拟接收速度信息，并且从在方框352处的超声模拟模块108接收RF信号。接收的RF信号的数量将取决于由操作者在控制面板118处所选择的脉冲重复频率，即模拟的时间分辨率。在彩色多普勒(方框362)的情况下，使用与超声目标中的位置处的血流速度成比例并且对应于3D模型的色标来生成图像。彩色多普勒信息可以在显示器120的GUI上的B超图像上重叠显示。为了产生频谱多普勒图像(364)，使用接收的RF信号来构建表示超声目标中的给定位置的时间速度的谱图曲线。频谱图可以在显示器120的GUI上的B超图像上重叠显示。

CFD(计算流体动力学)是现实地模拟复杂几何结构中的流体的流动行为的一组技术，这是模拟动脉血流的情况。CFD将目标几何形状分成小的规则形状的元素，其中针对多个时间步长解出流体流动的方程式。然而，如在基于图像的动脉3D模型的情况下，CFD需要使用大量元素的小时间步长和非结构化网格来精确地近似复杂动脉几何结构中的血流响应。由于执行CFD的高计算负担，实时地模拟这种类型的流动是有问题的。

图3中的方框(370)示出至少在方框(362)和(364)处可以将来自血流模拟模块112的输出用作后处理模块110的输入，以产生彩色多普勒和频谱多普勒图像。因为系统100基于超声波物理学来提供模拟，所以来自系统100的模拟可以与其他基于物理学的模拟(诸如由CFD提供的模拟)结合。CFD模拟可以准确地模拟静脉和动脉中的血流。CFD还允许在3D模型中包括各种血流条件，从而允许模拟不同类型的动脉疾病。现在参考图4，其中示出使用实际的动脉几何结构和实际的速度场的CFD的实例。

为了利用CFD技术的准确性而不牺牲可能性实时性能，CFD信息可以以粒子轨迹的形式预先计算。如图4所示，粒子轨迹是编码CFD速度场信息的方法。每个粒子轨迹在空间和时间上划分；因此，将足够选择将与特定点散射体相关联的每个粒子轨迹内的特定点。点散射体可以在给定时间间隔内分配CFD信息，所述时间间隔将对应于给定时刻内的流场的“帧”或快照。所述时间间隔将根据最大期望脉冲重复频率(PRF)来选择。对于低于最大值的PRF，可能通过根据所需的PRF跳过交错帧来使用同一个数据集。因此，仅可以使用原始数据集成功地再现最大值的整数倍的PRF。因此，可以从用于3D模型的CFD数据预先计算粒子轨迹，从而允许当生成超声图像时，由模块110从数据库101快速检索粒子轨迹。为了放宽仅可以选择最大PRF的整数倍的假设，替代方法是假设根据给定情况的特定流动条件来以足够的分辨率构建粒子轨迹。随后，根据样本体积位置及其在心动周期中的对应时间来从这些粒子轨迹中选择点散射体。可以使用任何合适的已知的内插算法来填补正在穿过样本体积但在对于模拟过程所需的特定时间点处没有信息的那些轨迹的间隙。

以这种方式，可以将CFD信息并入超声成像模拟中，从而允许频谱多普勒模式、彩色多普勒模式以及功率多普勒模式超声图像的可能的模拟。例如，来自CFD模拟的附加信息使得可能生成可以通过其测量血流速度信息的特征谱图绘制曲线，因此操作者可以评估特定区域中的疾病程度。此外，包括脉动或阻力指数的其他重要参数可以从这个谱图绘制曲线中测量。结合超声波和血流物理学建模因此提供了更接近地反映现实的模拟。

现在参考图5A至5C，现在将描述方法400的步骤。图5C是方法400的流程图。方法400总体上提供关于计算步骤的附加细节，所述计算步骤关于用于生成RF信号的方法300来执行。具体参见图5A至5B，其中示出所建模的点源阵列的几何定义。图5A示出可以用于模拟发射/接收行为的点源的阵列尺寸和位置。图5B示出一个点源的位置和散射体的位置的矢量定义。

如在上述方法300中，与换能器相关联的点源以及与器官的3D模型相关联的点散射体在同一个坐标系中建模。在器官的每个3D模型中，点散射体随机分布。换能器的视场是换能器的建模声场和给定3D模型(器官幻像)的点散射体的交集。在模拟期间，在任何给定时间，每个散射体与用于每个散射体所位于的给定组织的给定散射体幅值(反射系数)相关联。散射体的空间位置用于确定脉冲响应。

方法300、400总体上提供表示超声换能器的超声波输出的点源方法。点源方法允许由多个点源表示复杂的辐射源的近似辐射特性。例如，Ahmad等人使用这种方法来研究如何可以使用适当相控点源来表示简单平面相控阵列的频域辐射特性。特别参见Ahmad R、Kundu T、Placko D.的相控阵列换能器的建模(Modeling of phased arraytransducers)，美国声学学会期刊，2005；117(4)：1762-1776。

在方框402处，为了模拟限定说明性假换能器的点源的位置，前提条件是如图5A所示的尺寸为横向和高度方向上的L和E的相控阵列，并且假设M和N个点源/接收器用于高度和横向方向，以表示T/R场响应。点源的位置可以通过假设每个点源对应于ΔA＝EL/(MN)的相同增量面积来确定。如果M和N是奇数，那么给定的点源/接收器可以相对于阵列的中心由指标m参考，其中m＝-(M-1)/2....0...(M-1)/2并且n＝-(N-1)/2…(N-1)/2。根据建模的假换能器的形状，设想阵列的其他实施方案。

在方框404处，对于来自点源的给定模拟传输，计算传输时间延迟、传输速度势以及延迟和变迹脉冲响应。

当传输时，可以假设横向焦点在平面y＝0上位于点(x_L，0，Z_L)处。由柱面透镜产生的高度模式聚焦采取为在点(0，E，Z_E)处。为了实现这些焦点，图5B示出元素m、n的传输时间延迟，其中c是声速，可以写成

因此，对于r_s＝(x_s,y_s,z_s)处的散射体，从元件m、n到散射体的传输时间是

由于在点源m、n处的表面速度脉冲在散射体处的传输速度势响应与以下成正比

其中α是传播介质的衰减，其被暂时地假定为是频率无关的并且等于中心频率处的频率。应用于点源m、n的脉冲应被延迟如由公式(1)给出的T_m,n,，使得散射体处的延迟和变迹脉冲响应由以下给出

其中变迹(假定与y无关)被并入A_n，其中还包括任何常数。

在方框406处，通过将从所有点源到散射体的脉冲响应相加，所得到的传输脉冲响应由下式给出

如果从施加到换能器的电压波形产生的换能器表面速度波形由v^E(t)给出，并且假设换能器机电传递函数为1，那么由散射体看到的压力波形将与卷积成比例。由于每个散射体被假定表现为其辐射由M、N点接收器检测的点源，它遵循互易性，r_s处的单个散射体的T/R脉冲响应具有以下形式

h^TR(t，r_s，)＝h^T(t，r_s)*h^R(t，r_s) (6)

其中h^R(t,r_s)＝h^T(t,r_s)。

在方框408处，对于S散射体，总体T/R脉冲响应可以表示为

简而言之，方法300、400假定换能器在传输和接收中完全相同；因此只需要计算“单向脉冲响应”，并且随后等式(6)用于计算单个散射体和所有点源的空间脉冲响应。等式(7)示出如何计算所有散射体的总脉冲响应。

频率相关衰减的影响可以以类似于在Field II中使用的方式大致解释，如在1993年的超声波研讨会(Ultrasonic Symposium)论文集IEEE 1993.IEEE；1993.第943-946页中的Jensen JA、Gandhi D、O'Brien Jr WD的衰减介质中的超声场(Ultrasound fields inan attenuating medium)中描述的。当使用宽带传输信号形成B超图像以获得良好的空间分辨率时，这尤其重要。

方法400的基础是因果最小相位脉冲响应表达式，其假定衰减由两个项组成：一个是独立频率，另一个是线性化的频率相关项，即α(f)＝α₀+α_L(f-f_o)，其中α_o是中心频率衰减，α_L表征线性相关性，并且f以MHz表示。频率无关项由等式(3)中的指数项解释。通过假设中心频率处的衰减的线性变化并将距离作为到孔径的平均距离，可以将线性化的频率相关项包括在卷积中，如Field II手册中所述的。

可以实现方法400以用于模拟来确定频谱多普勒流和B超图像。对于B超图像，具有大量散射体的幻像可以用以下表1中列出的参数来实现，并且如Jensen JA、Munk P.的用于模拟超声B超和cfm图像的计算机幻影(Computer phantoms for simulating ultrasoundB-mode and cfm images)、Springer的声成像(1997年，第75-80页)中所描述的，并且如Aguilar LA、Cobbold RS、Steinman DA的使用点源/接收器方法的快速和机械的超音模拟(Fast and Mechanistic Ultrasound Simulation Using a Point Source/ReceiverApproach)，IEEE超声研讨会，铁电体和频率控制，2013,60(11):2335-2346中所描述的。

表1-用于模拟超声成像的说明性参数

对于频谱多普勒，可以以15kHz的脉冲重复频率、窄带9周期汉宁调制正弦波以及30°的多普勒角度来模拟脉动(Womersley)流。脉动流动波形可以约为股动脉的波形，并且可以具有0.15m/s的时间平均平均流速。流动研究可以假定8.4mm内径的流管，大致对应于典型的股动脉，并且流体可以接种有1000个点散射体，随机分布在涵盖聚焦区域的流管的整个2.772mm长度上，从而提供6.5散射体/mm³的散射体密度。为了使在一个波形周期(1.0s)内获得光谱多普勒信号，离开接种管长度的散射体可以根据流动方向在特定时间再循环到输入或输出。

可以通过改变计算实现方式来最小化用于完成上述模拟的计算时间。关于方法300、400描述的计算可以在多个处理器上实现，诸如在多核处理器或图形处理单元(GPU)的核心上，以便减少计算时间。例如，每个核心可以为单个点源提供计算。此外，所述方法可以利用代码矢量化。现代微处理器具有矢量化单元，其在每个时钟周期对一维数据矢量阵列进行操作。这与标量处理器形成对比，标量处理器的指令对单个数据项进行操作。因为所述方法代表使用(独立)点源的换能器模型，所以这种表示对于利用矢量化单位是最佳的，这可以显著增加模拟的计算性能。通过以矢量化单位存储一组点源和一组点散射体，可以在不使用矢量化单位的情况下以与一个操作相同的时间量来计算多个操作。此外，由于换能器模型和器官的简单表示，所述方法经得起被移植到GPU平台。

在下面的段落中，将描述可以增加方法300、400的计算性能以及针对不同超声模式的相关联后处理的方法。

现在参考图6A，6B和7，对于B超成像，为模拟的换能器提供空间不变的视场可以增加模拟的性能。

在实际超声系统和本文描述的模拟模型中，换能器将能量集中在声辐射方向上，在换能器探头前方的轴向方向上。为了覆盖完整的视场(在指定的轴向距离处位于换能器前方的定义的体积)，在给定时间激活换能器元件的子集，辐照部分区域(称为线)，如图6A所示。随后，与先前一个子集相邻的另一子集被激活以形成另一条线。按照相同的程序，直到整个视场被覆盖。B超图像是组合的所有换能器线所遇到的不同类型的组织的表示。每个组织具有不同的特性。一些组织(例如骨)反射更大量的辐照超声能量。其他类型的组织反射较少能量(例如肌肉)。在模拟的情况下，每个3D模型包括用于表示组织的大量的离散点散射体。在模拟中，因此存在在B超图像生成过程中起主要作用的两个变量：相对于换能器位置的散射体位置(其代表组织)，以及散射体幅值，其根据散射体位于其内的组织类型的反射率而变化。分配给B超图像的经典灰度色调与潜在组织特性的特征成比例。

根据图7描绘的方法500，在方框502处，将固定体积的散射体501(诸如超声波的每四分之一波长大约一个散射体)建模成跨假换能器114'的表示的视场随机分布。根据方法500，假设这些散射体501相对于模拟换能器模型被固定在其对应的空间位置处。通过假设散射体在空间上不变，当建模的换能器改变其位置(除非换能器的参数改变)时，不再需要重新计算散射体的空间位置(和相关联的脉冲响应)。在图6B中示出这种表示，其中换能器114'已旋转60度，然而散射体501相对于换能器的相对位置与先前位置完全相同。

固定体积的散射体501相对于换能器114'固定的假设使得可能在方框504处预先计算散射体体积501内的所有散射体的脉冲响应，否则每当必须确定多个散射体的脉冲响应时在较大计算努力的模拟期间必须计算所述脉冲响应。此外，由于超声图像的重构对于信号相位比幅值更敏感，因此可以通过预先计算并存储相位(其为标量值)而在与(未对准的)脉冲响应(其是矢量阵列)相比更精细的网格上实现进一步的性能和存储增益。在模拟期间与所述预先计算相关联的计算成本仅仅是用于存储所有散射体的预先计算的脉冲响应的存储器的量，所述所有散射体包括换能器的视场加上来自每个散射体的各个脉冲响应的最终求和，这将在模拟期间乘以特征组织幅值因子，如下所述。

为了生成B超图像，在方框506处，需要确定每个散射体的相关联的散射体幅值因子。所述幅值是与3D模型中的散射体的给定位置的每个散射体相关联的特性，并且由标量值表示，所述标量值指示由每个散射体反射的信号的强度。因此，所述散射体幅值取决于在特定时间散射体位于其中的组织的类型。可能有效地从所有散射体恢复这些幅值，并使用它们来缩放预先计算的脉冲响应。为了实现这一点，需要找到形成固定体积的散射体与来自形成器官的3D模型的散射体的交集。可以通过计算给定器官的最近的散射体并将其幅值的值分配给对应的散射体来找到所述交集。换句话说，对于固定体积的散射体中的给定散射体，3D模型中的散射体被识别为具有最小距离，并且其相关联的散射体幅值由固定体积的散射体中的散射体假定。可以通过使用最近邻近似法中的一种来有效地完成此过程，如Marius Muja和David G.Lowe中所描述的：“用于高维数据的可扩展的最近邻算法(Scalable Nearest Neighbor Algorithms for High Dimensional Data)”，模式分析与机器智能(PAMI)，2014年，第36卷。

如果换能器改变位置，那么在方框508处，必须在超声目标的3D模型中将散射体的更新特性插值到固定散射体上以用于其新的位置。

现在参考图8A至8C，提供了在超声目标中分割散射体的方法600，其可以增加某些类型的成像的模拟性能，诸如用于光谱多普勒模式成像。图8A将散射体示出为黑点，并且提供换能器的视场的2D表示。图8B示出超声目标模型的几何结构的样本体积和分割以提高模拟性能。图8C提供了与方法600有关的方框的流程图。

为了模拟频谱多普勒模式，需要模拟血流。为此，必须分析多组散射体。组数取决于PRF(脉冲重复频率)变量。通常，PRF在1KHz与20KHz之间。这意味着需要1000至20000组散射体来模拟完整的心脏周期，其持续约1秒。每个组由多个散射体组成，并且每个组都对应于心脏周期内的特定时间点。每组散射体是随机且均匀分布的，因此它们占据整个动脉几何结构，如图8A中指示为黑点。每个单独的组提供整个数据集的快照，并且对于每个单独的组，需要计算射频RF信号。因此，RF信号被计算为视场(图8A中的外部矩形142)和每个单独的散射体组的交集，其可以遍及整个几何结构。例如，假设每个单独的组包括遍布整个动脉的5000个散射体，用于15KHz的PRF，那么超声模拟方法必须处理：在约1秒内5000 X 15000＝75,000,000个散射体。即使利用多处理和矢量化技术，并且即使预先计算了散射体及其对应位置的整个数据集，对于近似实时渲染超声谱图来说，计算负担可能仍然过高。

因此提供了方法600，其可以通过确保仅计算对多普勒信号的产生贡献最多的散射体来减少计算负担。根据所述方法，仅考虑位于样本体积(SV)区域内的散射体，而其余的散射体被丢弃，而不是在所有时间点考虑几何结构内的所有散射体。在方框601处，SV被定义为空间位置，其中大部分声能被换能器集中，由椭圆所示并在图8B中标记。SV的中心被定义为换能器几何结构的聚焦区域或焦点(如图8A和8B所标记的)。SV是动态的，因为它的位置根据变化的换能器的位置和取向而变化，或者根据变化的换能器参数(例如通过改变换能器延迟来重新定位聚焦区域的参数)而变化。

在所描述的超声模拟中，足以提供聚焦区域的空间坐标，并且将相应地调整延迟。更具体地，如以上关于方框404所述，为了计算给定点源的对应延迟，足以限定单个空间位置(聚焦区域/点)，并且随后应用公式(1)来计算用于所述点源的对应的延迟。

为了执行根据方法600的模拟，需要在所有时间点识别SV内有哪些散射体。为此，在方框602处，3D建模的超声目标的几何结构可以首先被分解成多个区域。例如，3D模型的几何中心线可以用于将血管几何结构分成多个等距和连续的区域，这些区域以下称为块。图8B示出中心线以及全部沿着所述中心线分割几何结构的块。每个块可以被分配标识号。在方框604处，针对每个组中的所有散射体和所有时间点，计算从每个散射体到所有块的最小距离。在方框606处，识别最接近每个散射体的块的对应数量并将其分配给所述散射体。因此，所有散射体将被分配唯一的块数(即它们最接近的块的数量)。在方框608处，选择一个或多个连续的块，其将包含整个SV区域，如图8B所示。由于焦点位置在方框601处定义，所以可以确定仅包含焦点或包含焦点和SV的块。应当理解，焦点可以被定义为单个空间位置，而SV是可以扩展到多于一个块的区域。在方框610处，一旦识别包含焦点和SV的块，那么需要确定作为识别的块的一部分的散射体。因此，可以根据其先前确定的块数对每组散射体进行分类。

因此，应当理解，散射体在计算机的存储器(邻近的块是空间相邻)中被空间地分组成簇，这便于使用快速搜索算法(例如二进制搜索)来根据它们的块号对散射体进行分类。确定哪些散射体属于给定空间区域被转换成搜索哪个块最接近焦点的直接过程，这大大减小了域的大小(在模拟中包括的散射体的数量)。这也可以有助于减少高速缓存未命中，同时增加数据的位置，因此增加了模拟的计算性能。在谱图计算之前，为每个散射体分配块号，并且可以完成块的相关联的分类作为预处理步骤，以最小化计算负担。

因此，可以从相对较小的区域(其中大多数超声能量集中的SV区域)计算谱图。而不是将SV定义为椭圆体(如图8B所示)，可以使用凸包来近似SV，所述凸包可以是SV区域的接近表示并且其形状在图9B中观察。因此，可以使用关于最大功率的阈值标准(诸如-20dB阈值)来定义SV区域。可以假设具有小于阈值的值的散射体将不会显著地促成谱图。为了缩小模拟域并仅考虑高于阈值的那些散射体，需要根据阈值确定哪些散射体属于SV区域。如上所述，第一步骤可以是找到哪个块包含聚焦区域，随后必须确定是否将包括更多的块，使得SV将被完全包含在这些块内。因为相邻的块组在空间上定位散射体，所以确保SV区域在所述组内。更具体地，通过观察图8B，可以看出，样本体积区域(SV，椭圆)包括在多于一个块内，在这种情况下，我们可以观察到三个块完全包含SV。这三个块根据几何中心线在空间上分组。它们在计算机的存储器中是连续的也会发生。

识别哪些散射体完全包含SV区域的方法是计算阈值标准的凸包，所述凸包在Barber,C.B.；Dobkin,D.P.；以及Huhdanpaa,H.T.的“用于凸包的快速凸包算法(TheQuickhull Algorithm for Convex Hulls.)”,ACM协会数学软件(ACMTrans.Mathematical Software)22，469-483，1996中进行描述。一组散射体“S”的凸包是包含S的所有点的最小凸多边形，如图9B所示。更具体地，图9B示出包含由用于横向和高度图的红色点表示的样本体积的凸包。因此，所述方法确定来自所选择的块组中的哪些散射体在所述凸包内，以保证形成SV区域的最小可能组的散射体。一旦设置了SV区域位置(图9A中的红色椭圆)，就可以预先计算凸包，随后凸包是固定的，并且可以用于所有后续计算，直到选择新的SV位置为止。

根据由系统100使用的替代模式，如果包括给定器官的点散射体的数量高，那么就会增加计算负担，而不是使用点散射体使3D模型离散化，可以使用3D模型的原始表面网格。以这种方式，表面网格将被定义为一系列反射系数值，这些值将随机和动态地相应地分配给组织的类型。以这种方式，将足以将分配给所述特定组织的值的范围内的对应值分配给在501中组成固定体积的散射体。以与方法500相同的方式，需要找到与表面网格和固定体积的散射体的交集。为此，不必使用最近邻算法，必须使用其他计算几何方法来发现点散射体何时空间上位于3D表面内。为此，存在不同的技术。其中，射线跟踪方法是最好的候选方法之一，因为它的简单性及其通过GPU实现的顺从性。通过使用GPU执行超声模拟方法中计算密集程度最高的部分，在某些情境下，可以略微增加性能。所述方法和其他方法的细节在计算几何学(Computational Geometry in C)，1998年，第二版的Joseph O'Rourke的“分段三角形求交(Segment-Triangle Intersection)”中描述。

在这种替代方法中，可以建模和模拟在真实超声系统中通常发现的系统相关伪影，例如斑点、光谱加宽等。此外，系统100可以在计算上能够建模解剖学内容，诸如周围器官、肌肉、骨骼、脂肪、软骨等，其改善了使用3D器官模型的超声伪影模拟的真实性。包含解剖学内容大大增加了模拟过程的计算需求。

此外，可能期望通过系统呈现其他关键伪影以改善真实性。例如，在存在骨或钙化界面时产生的阴影伪影可以吸收和衰减超声波束。由两种不同类型组织之间的折射指数差异引起的折射伪影会影响所得到的图像。这些组织结构伪影取决于存在超声场的组织结构、组成和行为。期望包括这类组织结构伪影并且考虑由用于超声模拟的系统生成的超声图像中的散射体之间的相互作用。

图10中示出由用于使用表面网格的超声模拟的系统100使用的一般方法800。确定从所有点源到所有散射体的距离(相位)(802)。接下来，计算给定散射体和所有点源的脉冲响应(804)。系统100随后将脉冲响应与其自身进行卷积以获得反向散射体脉冲响应(806)。随后将所有脉冲响应相加(808)。最后，系统100将总信号与激励脉冲进行卷积以获得RF信号(810)。

距离确定802和脉冲响应的计算804在系统中由GPU执行。可以在系统100中实现的合适GPU的实例是配备有1536个离散处理器的NVIDIA^TM GeForce ^TM 980m。已发现，通过将这些任务转移到GPU，可以实现显著的性能增益。主数据结构的线性化使得它们能够更自然地映射到适合于许多GPU处理器的网格布局布置。以这种方式，存储器延迟，GPU处理中瓶颈的主要来源，实质上被最小化。对于在806处的卷积，脉冲响应可以由系统100变换成频域，例如以利用基于微调的基于GPU的FFT库。在808处的许多卷积信号的求和是通过适应最初在Ladner,R.E.；Fischer,M.J.的“并行前缀计算(Parallel Prefix Computation)”，ACM期刊，27(4):831–838,1980中描述的并行前缀求和算法来完成，并且最近被移植到GPU，如2007年ACM国际图形图像协会/欧洲制图学会第22次会议图形硬件研讨会第97–106页(Proc.22nd ACM SIGGRAPH/EUROGRAPHICS Symposium on Graphics Hardware,pp.97–106,2007)的Sengupta、Shubhabrata；Harris,Mark；Zhang,Yao；Owens,John D.的“用于GPU计算的扫描原语(Scan primitives for GPU computing)”中所描述的。

在真实的超声研究中，超声检查师通过将探针置于感兴趣的标称区域内来评估受试者描述的病情。操作者通常不仅基于其外观找到感兴趣的器官，而且还由邻近的器官和组织引导。图11D示出实际的超声图像，其中除了肝脏之外还有其他解剖结构，如胆囊、主动脉、下腔静脉、肝韧带以及顶部隔膜的一部分。从超声图像，可能由于不同类型的组织的特征反射特性来区分不同的结构。

图11B是使用散射体方法产生的示例性模拟超声图像。模拟的超声图像示出孤立的“盒中器官”。系统100体积地种入大量散射体，具有足够的密度来描述器官形状，并且具有不同的反向散射体特性以对器官不均匀性建模。在图11A中示出肝脏的这种模型的实例。

图11C中示出由系统100以表面网格模式产生的每个器官/组织模型的等效3D三角测量表面网格。这些3D三角网格模型存储在数据库101中。

系统100识别每个换能器固定的散射体点当前所在的器官/组织表面(例如，图11C中的圆圈)。通过这样做，在某些情境下，必须要询问的散射体的数量、存储要求和计算要求可以大大降低。三角网格是模型的原始格式，并且表示具有三角网格的模型的另外的优点是GPU被设计来处理这种数据结构。所述系统可以实现诸如碰撞检测和基于重心的网格交叉算法的技术，以便在飞行时映射器官/组织体积的散射体点。

超声检查中的一些主要挑战是准确区分真实解剖结构与成像伪影的能力。在超声上下文中，伪影可以被定义为由基础成像过程形成产生的超声图像的感知或视觉表示中的错误。超声图像的产生依赖于物理假设(例如，组织中的声速是恒定的，声能被均匀衰减等)以分配每个接收的回声的位置和强度。实际上，这些假设通常不被维护，并且当这种情况发生时，返回的回声可能被错误地显示，从而导致伪影。

所有B超图像中呈现的特征斑点图案可能是最重要和最众所周知的伪影。它是由于超声波从换能器行进到身体和背部时的建构性/破坏性干扰而产生的。熟练的超声医师可以利用这个和其他伪影来在调查研究中获得关于解剖学和病理状况的重要信息。例如，当与声场相互作用时，肿瘤可能留下阴影痕迹，而气泡不会。以这种方式，伪影可以用于精确识别所研究的组织的类型，并且使用所述信息来识别某些解剖特征。由于超声波的物理学被建模，系统中已经自然出现了一些伪影；例如斑点、方向模糊、光谱加宽。然而，其他临床相关的伪影(例如阴影，镜像、速度传播)不是。

将这些伪影添加到由系统执行的模拟中增加了成像条件的现实性和多样性以及超声检查者可用的病理病例的数量。

射线跟踪是广泛用于计算机图形中的技术，用于通过在图像平面中的像素跟踪光的路径来生成图像，并且模拟与虚拟对象相遇的效果。由于假设固定点扩散函数(PSF)，应用射线跟踪的先前方法受到与物理幻像相同的限制(例如，由于它们无法修改模拟参数而受限于预定义情况、不灵活等)，这与由直接产生超声RF信号的系统使用的方法形成对比。

系统100可以将实时超声模拟方法与声线跟踪方法相结合，以考虑阴影效应、物体折射和速度传播伪影。声线跟踪算法用于沿着超声波视场及其与正在研究的3D器官的交集沿循从换能器表面朝向每个超声波线路的轴向方向的路径，如图11C所示。以这种方式，当射线从换能器朝向正在研究的器官行进时，由系统100使用的方法固有地跨越3D模型内的边界。此外，可以根据组织类型的特性将特定的速度传播值分配给每个单独的散射体。所述信息可以组合并用于改变由系统产生的模拟RF信号的相位和幅值，从而进一步将超声图像的外观更细化为更像图11D所示的那样。使用声线跟踪算法的关键优点是GPU在计算机图形复杂照明环境中加速声线跟踪算法，因此可以实现现实中的增益，而对性能没有显著的影响。

由系统100采用CFD来解决给定的一组边界条件的流动方程，从而在一组离散的时间实例的容器的网格表示内的所有离散空间位置处产生速度场。由系统100的粒子轨迹的计算是所得到的速度场数据的后处理步骤，并且用于提取表示容器中的流动的较小数据集。使用粒子轨迹来描述复杂动脉几何结构中的流动是与使用传统CFD方法形成对比的计算简化，并且因此更适合在实时系统中使用。

粒子轨迹已经在空间和时间上编码了流场的信息，因此可能计算经过样本体积位置的一组散射位置。为了做到这一点，有必要识别哪些粒子轨迹经过这个位置。这可以通过使用空间分割算法(诸如八叉树)来完成。一旦识别出目标轨迹，就必须计算对应的点散射体。

因为轨迹被表示为具有编码时间和流速信息的离散点段，所以对于SV内的给定空间位置可能会发生，对于给定的轨迹和给定的采样时间不存在匹配的时间信息。在这种情况下，可以使用任何插值方法来计算丢失的散射位置。

尽管已经参考某些特定实施方案描述了前述内容，但是在不脱离如所附权利要求中概述的本发明的精神和范围的情况下，各种修改将对于本领域技术人员的是显而易见的。上述所有参考文献的全部公开内容通过引用并入本文。

Claims (34)

1.一种用于模拟超声成像的方法，所述方法包括：

将在模拟超声过程期间由操作者保持的假超声换能器的模型存储为用于在所述模拟超声过程期间发射模拟声波的多个点源；

存储超声目标模型；

通过重复地进行以下各项来计算多个射频信号：

计算来自每个点源的模拟声波信号到所述超声目标模型的子集的发射；

计算所述超声目标模型的所述子集的发送脉冲响应；

通过聚合所述发送脉冲响应来计算总体发送脉冲；

从所述总体发送脉冲响应计算总体发送-接收脉冲响应；以及

从所述总体发送-接收脉冲响应计算射频信号；以及

从所述多个射频信号生成超声图像以用于输出到显示器。

2.如权利要求1所述的方法，其中所述超声目标模型包括多个点散射体，其中从所述超声目标模型的所述子集中的每个点源到每个点散射体计算所述模拟声波的所述发射，并且其中针对所述超声目标模型的所述子集中的每个点散射体来计算所述发送脉冲响应。

3.如权利要求2所述的方法，其中计算所述发送脉冲响应包括使用所述子集中的每个点源与每个点散射体之间的每个声波信号的相位来计算多个脉冲，所述相位和所述子集中的每个点源与每个点反射器之间的距离成比例。

4.如权利要求2所述的方法，其还包括接收用于所述超声目标的预先计算的计算流体动力学流动信息；将所述预先计算的计算流体动力学信息与所述子集的每个点散射体相关联；以及通过后处理所述多个射频信号和所述计算流体动力学信息来输出多普勒超声图像。

5.如权利要求2所述的方法，其中所述超声目标包括器官的三维模型，并且所述多个点散射体随机分布在所述器官的所述三维模型内。

6.如权利要求2所述的方法，其还包括：

将所述超声目标模型分成多个区域；

将每个点散射体与所述多个区域中的一个区域相关联；

将样本体积定义为其中在模拟超声过程期间来自所述模拟声波的模拟声能被集中的体积；

确定完全包含所述样本体积的所述多个区域的子集；以及

在模拟超声过程期间确定与所述多个区域的所述子集相关联的所述点散射体的子集。

7.如权利要求2所述的方法，其还包括：

将样本体积定义为其中来自所述模拟声波的模拟声能超过预定阈值标准的体积，所述阈值标准与所述模拟声能的功率成比例；以及

确定落在所述样本体积内的所述点散射体的所述子集。

8.如权利要求1所述的方法，其中所述超声目标模型包括三维(“3D”)三角形表面网格，其中通过从每个点源到所述3D三角形表面网格的射线跟踪来计算所述模拟声波的所述发射，并且其中从所述3D三角形表面网格针对每个射线来计算所述发送脉冲响应。

9.如权利要求1所述的方法，其中计算多个射频信号包括：

通过3D位置传感器和3D定位参考模块来确定所述假换能器相对于超声目标的模拟位置的位置和取向。

10.如权利要求1所述的方法，其中计算总体发送-接收脉冲响应包括对所述总体发送脉冲响应进行自卷积。

11.如权利要求1所述的方法，其中在第一处理器上执行所述多个射频信号中的第一射频信号，并且在第二处理器上执行所述多个射频信号中的第二射频信号。

12.如权利要求1所述的方法，其还包括通过插件软件模块来再现特定超声系统的行为或外观。

13.如权利要求2所述的方法，其中所述子集中的每个点散射体与给定组织的反射系数相关联，所述子集中的每个点散射体位于所述给定组织内。

14.如权利要求1所述的方法，其还包括：

对准所述射频信号；以及

计算所述射频信号的包络。

15.如权利要求14所述的方法，其中所述对准包括用空信息填充所述射频信号。

16.如权利要求14所述的方法，其还包括在所述射频信号之间应用低通插值滤波器来扩展所述序列。

17.一种用于模拟超声成像的系统，所述系统包括：

至少一个处理器；

存储装置，其将在模拟超声过程期间由操作者保持的假超声换能器的模型存储为用于在所述模拟超声过程期间发射模拟声波的多个点源，并且存储超声目标模型和计算机可读指令，所述计算机可读指令在由所述至少一个处理器执行时致使所述处理器：

通过重复地进行以下各项来计算多个射频信号：

计算来自每个点源的模拟声波信号到所述超声目标模型的子集的发射；

计算所述超声目标模型的所述子集的发送脉冲响应；

通过聚合所述发送脉冲响应来计算总体发送脉冲；

从所述总体发送脉冲响应计算总体发送-接收脉冲响应；以及

从所述总体发送-接收脉冲响应计算射频信号；以及

从所述多个射频信号生成超声图像以用于输出到显示器。

18.如权利要求17所述的系统，其中所述超声目标模型包括多个点散射体，其中从所述超声目标模型的所述子集中的每个点源到每个点散射体计算所述模拟声的所述发射，并且其中针对所述超声目标模型的所述子集中的每个点散射体来计算所述发送脉冲响应。

19.如权利要求18所述的系统，其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器使用所述子集中的每个点源与每个点散射体之间的每个声波信号的相位来计算多个脉冲，所述相位和所述子集中的每个点源与每个点反射器之间的距离成比例。

20.如权利要求18所述的系统，其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器接收用于所述超声目标的预先计算的计算流体动力学流动信息；将所述预先计算的计算流体动力学信息与所述子集的每个点散射体相关联；以及通过后处理所述多个射频信号和所述计算流体动力学信息来输出多普勒超声图像。

21.如权利要求18所述的系统，其中所述超声目标包括器官的3D模型，并且所述多个点散射体随机分布在所述器官的所述3D模型内。

22.如权利要求18所述的系统，其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器：

将所述超声目标模型分成多个区域；

将每个点散射体与所述多个区域中的一个区域相关联；

将样本体积定义为其中在模拟超声过程期间来自所述模拟声波的模拟声能被集中的体积；

确定完全包含所述样本体积的所述多个区域的子集；以及

在模拟超声过程期间确定与所述多个区域的所述子集相关联的所述点散射体的子集。

23.如权利要求18所述的系统，其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器：

将样本体积定义为其中来自所述模拟声波的模拟声能超过预定阈值标准的体积，所述阈值标准与所述模拟声能的功率成比例；以及

确定落在所述样本体积内的所述点散射体的所述子集。

24.如权利要求17所述的系统，其中所述超声目标模型包括三维(“3D”)三角形表面网格，并且其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器：通过从每个点源到所述3D三角形表面网格的射线跟踪来计算所述模拟声的所述发射；以及从所述3D三角形表面网格针对每个射线来计算所述发送脉冲响应。

25.如权利要求17所述的系统，其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器：通过3D位置传感器和3D定位参考模块来确定所述假换能器相对于超声目标的模拟位置的位置和取向。

26.如权利要求17所述的系统，其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器：通过对所述总体发送脉冲响应进行自卷积来计算所述总体发送-接收脉冲响应。

27.如权利要求17所述的系统，其中在第一处理器上执行所述多个射频信号中的第一射频信号，并且在第二处理器上执行所述多个射频信号中的第二射频信号。

28.如权利要求17所述的系统，其还包括假换能器。

29.如权利要求17所述的系统，其还包括插件软件模块，以使所述系统能够再现特定超声系统的行为或外观。

30.如权利要求18所述的系统，其中所述子集中的每个点散射体与给定组织的反射系数相关联，所述子集中的每个点散射体位于所述给定组织内。

31.如权利要求17所述的系统，其中所述计算机可读指令在被执行时致使所述至少一个处理器：对准所述射频信号，并计算所述射频信号的包络。

32.如权利要求31所述的系统，其中所述对准包括用空信息填充所述射频信号。

33.如权利要求31所述的系统，其中在所述射频信号之间应用低通插值滤波器来扩展所述序列。

34.一种用于模拟超声成像的方法，所述方法包括：

将在模拟超声过程期间由操作者保持的假超声换能器的模型存储为用于发射模拟声波的多个点源并且存储为固定体积的换能器散射体，所述换能器散射体与所述多个点源处于固定的空间关系中；

将超声目标的模型存储为多个模型散射体，其中每个模型散射体具有相关联的反射系数；

针对所述固定体积的换能器散射体中的每个换能器散射体预先计算对从所述多个点源发射的模拟声波的脉冲响应；以及

在所述固定体积的换能器散射体在所述模拟超声过程中至少部分地与所述多个模型散射体相交时：

针对每个换能器散射体确定最邻近的模型散射体；

针对每个换能器散射体假设其最邻近的散射体的所述相关联的反射系数；以及

用所述相关联的反射系数来对所述预先计算的脉冲响应进行缩放。