CN111885965A - 用于三维中的剪切波成像的超声系统 - Google Patents

Abstract

一种用于通过剪切波测量来分析组织硬度的超声成像系统包括矩阵阵列探头，所述矩阵阵列探头从感兴趣体积区域的三个平面采集剪切波速度数据。所述速度数据被用于根据像素的估计的组织硬度对平面中的像素进行颜色编码。所述平面在等轴或透视图显示中以其相对空间取向来显示。能够从系统用户接口改变平面的位置和取向，使得临床医师能够查看与感兴趣区域相交的选定平面的硬度信息。

Description

用于三维中的剪切波成像的超声系统

技术领域

本发明涉及医学超声成像系统，并且具体涉及使用剪切波执行对组织硬度或弹性的测量的超声系统。

背景技术

超声成像和其他成像模态的优点在于：除了描绘身体中的病理和组织的结构之外，还能够对正在被成像的病理或组织的特征和功能在解剖学上进行可视化。这是通过采集解剖结构的两幅图像来完成的，一幅是结构图像，而另一幅是参数图像。然后将这两幅图像叠加以用于在解剖配准中显示。超声中的基本参数图像是色流图像，其中组织结构的B模式图像与彩色图像叠加，所述彩色图像表示血管中的血流以及组织的其他结构的方向和速度。血管壁的结构构建血流信息，示出了血流在其发生的位置处的临床医师参数。临床医师能够通过观测流动的参数(诸如其在由周围组织限定的解剖位置处的速度和方向)来诊断身体中的特定位置处的血流功能。其他参数成像流程在超声中也是众所周知的，诸如组织运动成像、组织灌注的对比成像以及组织弹性的应变成像。

最近已经发展起来的另一种参数成像流程是剪切波成像。如应变成像一样，剪切波成像是一种弹性成像技术，其提供组织硬度的指示。例如，乳房或肝脏的较硬组织区域可能是恶性的或疤痕性的，而较软并且较柔顺的区则更可能是良性的和健康的。由于已知区域的硬度与恶性或良性以及瘢痕或健康细胞相关，因此弹性成像为临床医师提供了另一条证据以辅助诊断和确定处置方案。

为了形成剪切波图像，在整个感兴趣区域内进行剪切波测量。超声剪切波测量背后的生理现象如下。当身体上的某一点被挤压然后被释放时，下面的组织经历在挤压矢量的方向上的局部轴向位移，然后当挤压力被释放时回弹。但是，由于在挤压力下的组织连续地与周围组织接连，因此力矢量的未挤压组织侧面将对局部轴向位移的上下移动做出响应。在该横向方向上的涟漪效应(被称为剪切波)是在周围组织中对向下挤压力的响应。此外，已经确定了，能够通过来自超声脉冲的辐射压力来产生将组织向下推动所需的力，并且能够使用超声接收来感测和测量由剪切波诱发的组织运动。剪切波速度由局部组织机械属性来确定。剪切波将以一种速度行进通过软组织，而以另一种更高的速度行进通过较硬的组织。通过测量身体中的某一点处的剪切波的速度，获得了关于在该点处的组织硬度的特性的信息，诸如其剪切弹性模量和杨氏模量。横向传播的剪切波缓慢地行进，通常每秒数米或更小，使得剪切波易于检测，但是其在数厘米或更短距离内快速地衰减。例如参见美国专利US 5,606,971(Sarvazyan)和美国专利US 5,810,731(Sarvazyan等人)。剪切波速度实际上与组织位移的幅度无关，并且组织密度通常几乎没有变化，这使得所述技术适合于利用超声对组织特性的客观量化。

发明内容

执行剪切波弹性成像评估的现有商用系统，诸如来自MA，Andover的PhilipsHealthcare的Epiq超声系统的ElastQ特征，都使用平面(2D)成像技术。但是，身体中的组织是三维的，而不是二维的。剪切波速度会在高度方向以及图像的二维方位角和深度平面中变化。另外，在各向异性组织中，剪切波速度与方向有关。因此，从当前的商业产品获得的信息是不完整的。产生3D剪切波速度图的一种方式是通过一维(1D)探头的高程扫掠，以及将探头旋转90度并且执行另一次扫掠，也能够在新的横向方向上采集剪切波速度的3D图。然而，这样的流程是缓慢的，因为剪切波成像通常以受到热效应限制的低帧率运行，并且也会经受配准误差。此外，由剪切波行进引起的组织运动是非常微小的。峰值剪切波组织位移最佳为大约10μm，并且在更常见的情况下，较不利的情况更接近1μm。用于准确剪切波测量的位移估计的精确度应当至少为大约100nm。此外，剪切波运动在组织中被严重地阻尼，其特性是粘弹性的。由用于剪切波生成的力所引起的组织运动在垂直于力矢量的所有方向上径向地传播，并且除了由组织粘度引起的正常衰减之外，在径向方向上经受以1/R的因子的下降。这些因子要求在整个感兴趣区域中以紧密间隔的区间来完成剪切波生成和测量。当在整个体积区域中执行这样的测量时，对完整体积进行采样所需的时间是显著的。并且，由于患者心跳和手持式换能器移动，运动效应能够容易地使由剪切波传播引起的组织位移不堪重负。

因此，期望能够在保持针对可靠诊断所需的采集帧率和准确度的同时，在三维在采集并且显示剪切波硬度测量结果。

根据本发明的原理，描述了一种超声剪切波成像系统，其改善了在三维中的剪切波硬度评估的准确性和可靠性。二维(2D)矩阵阵列换能器探头被用于采集感兴趣区域的三个平面中的剪切波速度数据。平面中的像素根据其测得的组织硬度进行颜色编码，并且在等距或透视显示中以其空间取向来显示。平面的位置和取向能够通过系统用户接口来改变，使得临床医师能够查看在感兴趣区域相交的选定平面的硬度信息。

附图说明

在附图中：

图1以框图形式图示了超声成像系统，所述超声成像系统被构造为根据本发明的原理在三维中执行剪切波测量。

图2图示了沿着推动脉冲矢量的推动脉冲的序列、所得到的剪切波前以及一系列跟踪脉冲矢量。

图3图示了4×多线跟踪脉冲矢量的四个横向相邻组。

图4图示了在感兴趣区域中用于产生四个相邻的多线跟踪脉冲矢量的4×多线脉冲的发射和接收。

图5图示了在剪切波前进通过组织时的两个位置处的剪切波位移曲线。

图6图示了由在感兴趣区域中的三个不同深度处的推动脉冲的剪切波的生成。

图7图示了由从矩阵阵列换能器探头以角度地转向的推动脉冲的剪切波的生成。

图8图示了通过不同地转向的推动脉冲的发射在B平面中的剪切波的生成。

图9图示了在矩阵阵列换能器探头下方在C平面中的剪切波的生成。

图10图示了根据本发明的原理的通过感兴趣区域的硬度信息的平面的三个显示。

具体实施方案

首先参考图1，以框图形式示出了根据本发明的原理构造的用于使用剪切波对硬度进行测量的超声系统。超声探头10具有用于发射和接收超声信号的换能器元件的二维矩阵阵列12。二维阵列换能器能够通过在身体中的单个平面上发射波束并且接收返回的回波信号来扫描二维(2D)平面，并且也能够被用于通过在身体的体积(3D)区域的不同方向和/或平面中发射和接收波束来扫描体积区域。所述阵列元件被耦合到位于探头中的微波束形成器38，微波束形成器38控制通过所述元件的发射，并且将从元件的组或子阵列接收到的回波信号处理成部分波束形成的信号。通过发射/接收(T/R)开关14，所述部分波束形成的信号被从所述探头耦合到所述超声系统中的多线接收波束形成器20。所述波束形成器的发射和接收的协调由被耦合到多线接收波束形成器和发射波束形成器18的波束形成器控制器16来控制，其向微波束形成器提供控制信号。所述波束形成器控制器对响应于对用户接口或控制面板37的控制的用户操纵而产生的信号做出响应，以控制所述超声系统以及其探头的操作。

所述多线接收波束形成器20在单个发射-接收间隔期间产生回波信号的多条空间上不同的接收线(A线)。由信号处理器22通过滤波、降噪等来处理所述回波信号，然后将其存储在A线存储器24中。然后，由以下部件26-30组成的剪切波处理器处理所述A线数据以确定速度和/或硬度值。与相同空间矢量位置有关的时间上不同的A线样本在与图像场中的公共点有关的回波的全体中彼此相关联。相同空间矢量的连续A线采样的射频(r.f.)回波信号与A线射频互相关器26互相关以产生针对矢量上的每个采样点的组织位移的样本的序列。备选地，空间矢量的A线能够被矢量多普勒处理以检测沿着矢量的剪切波诱发的组织运动，或者能够采用诸如时域中的斑点跟踪的其他相位敏感技术。波前峰值检测器28对沿着A线矢量的剪切波位移的检测做出响应，以检测在A线上的每个采样点处的剪切波组织位移的峰值。在优选实施例中，这是通过曲线拟合来完成的，但是如果需要的话，也能够采用互相关技术和其他内插技术。相对于在其他A线位置处的相同事件的时间，记录了剪切波位移的峰值发生的时间，所有这些都与共同的时间参考相关，并且该信息被耦合到波前速度检测器30，波前速度检测器30根据相邻A线上的峰值位移时间来差分地计算所述剪切波速度。该速度信息被耦合到被存储在存储器中的速度显示图32中，速度显示图32指示在2D或3D图像场中的空间上不同的点处的剪切波的速度。所述速度显示图被耦合到图像处理器34，图像处理器34处理所述速度图以用于在图像显示器36上显示。所述显示图能够包括在感兴趣区域中的各点处的剪切波速度值，所述值能够被转换为硬度或粘度的其他单位，诸如剪切弹性模量或杨氏模量值。

图2是使用四个声辐射力推动脉冲来创建复合剪切波前的图示。所述四个推动脉冲沿着矢量44、54、64和74来发射，所述矢量在图2中沿着单个矢量方向被对齐。当首先发射矢量44的最浅推动脉冲时，随后依次是更深的推动脉冲54、64和74，各个推动脉冲的剪切波前将如由波46、56、66和76所指示的那样在上一推动脉冲(矢量74)被发射之后不久的时间传播。在剪切波46、56、66和76从推动脉冲矢量向外行进时，其被沿着附图的顶部按空间序列示出的跟踪脉冲80来询问。跟踪脉冲能够在推入脉冲之间以及之后出现。

通过感测在剪切波前进通过组织时由剪切波引起的组织位移来检测横向行进的剪切波的速度。如在图3中所示的，这是利用与推动脉冲矢量相邻发射的时间交错的跟踪脉冲来完成的。在该示例中，(一个或多个)推动脉冲40是沿着推动脉冲矢量44来发射的，以生成与所述推动脉冲矢量垂直地行进的剪切波。通过以时间交错的序列沿着每个相邻的采样脉冲矢量发射的采样跟踪脉冲T1、T2、T3、T4和T5对与推动脉冲矢量40相邻的A线矢量进行采样。例如，第一矢量位置A1由第一脉冲T1来采样，然后第二矢量位置A2由接下来的脉冲T2来采样，然后是A3、A4和A5。然后，再次对矢量位置A1进行采样，并且以脉冲重复频率(PRF)来重复所述序列。脉冲发射之间的所述间隔被称为脉冲重复间隔(PRI)。由于所述采样是时间交错的，因此在该示例中，在每五个采样脉冲中对五个矢量位置中的每个矢量位置采样一次。在该示例中，每个矢量位置在27.5毫秒的总跟踪时间内被脉冲五十五次。每个脉冲导致从沿着所述矢量返回的回波，所述回波由接收波束形成器中的高速A/D转换器来采样。因此，针对沿着每个矢量的每个采样的点，存在全体55个样本，其中，每个样本是以T1-T5采样脉冲序列的脉冲率的五分之一来获取的。采样矢量上的每个回波位置处的典型全体长度为40-100个样本。将在考虑检测到的剪切波位移的频率内容的情况下选取采样率，从而满足用于采样的奈奎斯特准则。由于采样的目的是感测和跟踪在剪切波传播通过组织时的所述剪切波的位移效应，因此所述矢量位置可以更靠近在一起来定位，以缓慢地移动剪切波，并且进一步分开，以更快速地移动剪切波。还可以采用对矢量采样进行时间交错的其他序列。例如，可以按序列对奇数矢量进行采样，然后是对偶数矢量的采样。作为另一示例，可以以时间交错的方式对矢量位置A1-A3进行采样，然后对矢量位置A2-A4进行采样，然后对矢量位置A3-A5进行采样，以在剪切波传播时跟踪剪切波位移。基于情况的急迫性，也可以采用其他序列。然后，在沿着每个采样矢量的每个点处的时间交错的样本的全体被处理，以找到在每个空间相邻的矢量位置处的峰值组织位移的时间。

根据优选实施方案，采用多线发射和接收，使得单个跟踪脉冲能够同时地对多个相邻的、紧密间隔的A线位置进行采样。参考图4，示出了一种用于多线发射和接收的技术。在图4中，如由宽箭头A#所指示的，发射具有波束轮廓82a、82b的单个A线跟踪脉冲。如在附图中所示的，宽波束轮廓对多个接收线位置进行声穿透。优选地，所述跟踪脉冲是如在美国专利US 4,644,795(Augustine)中所描述的所谓的“脂肪脉冲”。在该示例中，四个接收线位置A1-1、A1-2、A1-3和A1-4被声穿透。来自四条接收线(4×多线)的回波是响应于单个发射脉冲而接收到的，并且被适当地延迟和求和，以沿每个接收线位置产生相干回波信号。能够产生这样的同时多线的波束形成器例如在美国专利US 5,318,033(Savord)、US 5,345,426(Lipschutz)、US 5,469,851(Lipschutz)、US 6,695,783(Henderson等人)以及US 8,137,272(Cooley等人)。这些多线波束形成器通常被用于减少采集时间，并且由此提高实况超声图像的帧率，其在实时超声心动图中对跳动的心脏和血流进行成像时是特别有用的。其在3D超声成像中也是有用的，从而能够获得显示的实时帧率。在这方面，参见美国专利US 6,494,838(Cooley等人)，在本发明的实施方案中，多线采集的益处是双重的：其实现了紧密间隔的采样线密度以及对短持续时间剪切波的快速采集，所述短持续时间剪切波仅在被衰减消散之前在短距离内行进通过组织。尽管可以采用更高阶的多线，其同时沿着更多数量的A线来采集样本，并且因此获得更高的采样率，但是这将需要更宽的发射波束(A#)来同时地对更大数量的接收线进行声穿透。因此，所述较宽的发射波束将降低较高阶实施方案的信噪性能。

图3图示了使用4×多线接收以用于沿着每个采样矢量A1-A5的发射和接收。靠近推动脉冲矢量44来发射第一跟踪脉冲T₁，以对四个接收线位置A1-1至A1-4进行声穿透，并且作为响应从横向区域A1接收四个多线A线。当四条多线相对于所发射的跟踪脉冲居中时，在跟踪脉冲波束中心的中心的每一侧上接收来自两条A线的回波，如由中心的左侧的A1-1和A1-2以及中心的右侧的A1-3和A1-4所示的。在优选实施例中，A线彼此间隔开0.5mm。剪切波通常以每秒1-10米的速度移动，并且因此，跟踪脉冲以时间交错的方式沿着线A1-A5重复地向下发射，并且在推动脉冲之间的时间间隔(当存在这样的间隔时)期间从A线位置接收到A线样本，并且在上一推脉冲之后持续20毫秒，在此之后，所述剪切波已经从一厘米A1-A5采样窗口传播出去。由于剪切波的频率分量能够在大约100Hz到大约1000Hz的范围内，因此采样理论规定每条A线的采样率应当为2kHz。这导致在每条多线A线上的每个采样点进行五十五次A线采样的集合(全体)。

在图3的示例中，五个跟踪脉冲T₁-T₅在与推动脉冲矢量44相邻的连续采样窗口A1-A5上发射，以在剪切波传播时对剪切波位移效应进行采样。典型的采样脉冲是短脉冲，通常仅有一个或两个周期，其频率适合于穿透所研究的深度，诸如7-8MHz。在该示例中，每个跟踪脉冲均与其相邻的邻近者偏移2mm，从而导致在一厘米的总距离上与4×多条线间隔开0.5毫米的二十条A线。存在询问采样窗口各种方式。一种方式是仅对区域A1进行采样直到检测到剪切波，然后开始在区域A2中进行采样，然后是A3，等等。另一种方式是如上文所描述的对所述区域中的采样进行时间交错，依次利用跟踪脉冲T₁-T₅进行采样，然后重复所述序列。在利用后一种方案的情况下，具有二十个跟踪A线位置的五个采样窗口能够同时地跟踪剪切波效应。在剪切波已经通过最接近的A1采样窗口并且进入到相邻窗口中之后，能够终止对邻近窗口的采样，并且能够将采样时间分配给剪切波仍在传播通过的其余采样窗口。继续采样，直到剪切波已经传播到一厘米采样区域之外，此时剪切波可能已经衰减到可检测水平之下。剪切波平均具有10毫秒的迟豫时间。

当跟踪脉冲被时间交错时，跟踪A线位置的采样时间必须与公共时基相关，从而能够将结果用于对时间进行连续测量，并且因此，能够对跨一厘米采样区域的速度进行连续测量。例如，由于直到针对窗口A1的对应采样脉冲之后的50微秒才出现针对采样窗口A2的采样脉冲，所以在两个相邻窗口的采样时间之间存在50微秒的时间偏移。当比较各个窗口中的位移的峰值时间时，必须考虑该时间差，并且必须跨整个一厘米采样窗口以累积的方式加以考虑。将每个采样矢量的采样时间引用到公共时间参考能够解决偏移采样时间的问题。

由于诊断感兴趣区域(ROI)的宽度通常大于一厘米，因此利用在跨图像场的不同空间位置处所发射的推动脉冲来重复图2-5的流程。由此，在一厘米宽的区域中对图像场进行询问，并且在解剖关系上彼此相邻地显示所述询问的结果，以呈现完整ROI的硬度图像。能够在四个相邻或重叠的一厘米区域中询问四厘米宽的图像场，例如，其然后被并排地显示或者全部或部分地叠加在显示器上。

图5图示了针对在两条相邻的A线(诸如图3中的A1-3和A1-4)上的组织的两个横向相邻点的位移值的序列。曲线100表示由剪切波通过A线A1-3上的点而引起的随时间的位移，并且曲线120表示在相邻的A线A1-4的点处的位移。组织位移值的点102-118是根据射频数据(例如，深度为10-30个射频样本)的局部互相关来计算的，所述射频数据是随时间在A1-3上的采样点深度周围采集的，以产生在所述深度点处随时间的局部位移值。当被绘制为时间的函数时，在连续时间(y轴)处检测到的位移值的点102-118被结合在一起，以形成第一位移曲线100。在与第一A线的右侧间隔开的第二A线A-1-4上的点处，能够接合由局部互相关产生的位移值的连续122-136来形成第二位移曲线120。由于在本示例中，所述剪切波从左向右行进，因此针对最右侧的A线的第二条曲线120被移到第一位移曲线100的右侧(时间，Δt)。波前从一个点到下一点的通过的精确时间参考是通过检测到的峰值或者每条位移曲线的拐点来测量的，在该示例中以200和220来指示。能够使用各种技术来找到曲线峰值。在一种实施方案中，通过将曲线拟合到所述值来处理每条曲线的位移值以形成完整的位移曲线100、120和曲线峰值。另一种技术是在所检测到的点之间插入额外的点来找到峰值。又一种技术是确定在峰值的任一侧上的曲线的斜率，并且根据斜率线的交点来确定峰值。又另一种方案是曲线数据的互相关。当通过波形峰值检测器28在连续的A线位置处找到剪切波位移的峰值时，记录其相对于曲线上的各点的检测的发生时间。然后，考虑到采样时间偏移，这些时间的差Δt以及A线之间的间隔(例如，0.5mm)被波前速度检测器30用于确定在剪切波在两个A线位置之间行进时的剪切波的速度。在以这种方式询问了整个ROI并且确定了针对每个A线矢量上每个采样点的位移曲线和峰值发生时间之后，能够跨整个感兴趣区域从一个图像点到另一图像点来计算剪切波行进的速度。对速度值的该二维或三维矩阵进行颜色编码或者以其他方式与对应的硬度估计一起编码，以形成速度或硬度显示图，所述速度或硬度显示图与感兴趣区域的B模式图像叠加并且在空间上对齐，以用于在在图像显示器36上显示。

根据本发明的原理，2D矩阵阵列换能器不是从整个3D体积而是从所述体积的三个相交平面采集硬度数据。在以下附图中图示了如何针对B平面(与矩阵阵列的面相交的平面)进行该操作。图6图示了由矩阵阵列探头10对三个推动脉冲40、50和60的发射，每个推动脉冲处在皮肤线11下方的图像场中的不同深度处。每个推动脉冲的波束轮廓被示为41a、41b；51a、51b；以及61a、61b。每个连续的推动脉冲在连续更大的图像深度处生成剪切波46。能够以轴向对齐来发射三个这样的推动脉冲，以在三个连续的图像深度处生成剪切波。当推动脉冲的矢量被轴向地对齐时，结果是沿着x(方位角)维度中的相同矢量在z维度中的三个不同深度处测量剪切波速度。当发射相似的推动脉冲并且在不同的方位角方向x上沿着一系列深度方向测量剪切波时，在x、z取向的B平面中进行剪切波速度测量。

在图6的示例中，所生成的剪切波全部水平地行进，因为所述推动脉冲矢量被取向为正交于所述矩阵阵列的面，并且如上文所提到的，剪切波46始终垂直于推动脉冲40、50和60的矢量的轴来行进。因此，对剪切波速度的测量跨所采样的图像平面水平地和垂直地取向。但是，能够通过改变推动脉冲矢量的取向来对剪切波进行不同地取向，如在图7中所示的。在该图示中，所述推动脉冲矢量被取向为向左，如由箭头58所示的，这是通过使(一个或多个)推动脉冲转向向左来完成的，如在图7中所示的。利用2D矩阵阵列，能够使推动脉冲在方位角或仰角的任何方向上转向。因此，如在正交于附图的页面延伸的平面中所示的，能够使多个推动脉冲转向为向左，以在与箭头58对齐的B平面中进行剪切波速度测量。备选地，能够跨在附图的平面中的平面与箭头58平行地生成推动脉冲。由此得出，借助于波束转向，能够在从矩阵阵列12的面在任意方向上延伸的任何B平面中进行剪切波速度测量。如在图7中所示的，当发射推动脉冲50时，所得到的剪切波46以在附图中所示的角度从剪切波焦点向外行进。在该示例中，这允许通过以与推动脉冲矢量58相同的角度发射采样脉冲，在推动脉冲焦点的左上方和右下方进行剪切波速度测量。

在考虑这些推动脉冲发射技术的情况下，看到相对于2D矩阵阵列的面的任何取向的B平面都能够被采样，以进行剪切波速度测量。图8图示了在x、z平面中从矩阵阵列12延伸的B平面90。如在图6中所图示的，可以通过在z方向上垂直地发射推动脉冲，或者使推动脉冲在z方向上但是在仰角方向上转向，来在该平面中测量剪切波速度，但是在该示例中，剪切波在平面90中以两个不同的角度58和59发射，如在附图中由小箭头所指示的。如在附图中所示的，这导致剪切波46的生成，剪切波46行进到右上和左下或者左下和右上。通过在推动脉冲焦点50处发射多个推动脉冲，在整个平面90上生成剪切波，其能够通过跟踪在推动脉冲焦点的任一侧上发射的脉冲以及其在整个平面90上确定的速度来进行采样。能够按方位角或仰角来使针对推动脉冲和跟踪脉冲的波束转向，使得平面90能够被取向为正交于矩阵阵列12的面或者在相对于矩阵阵列12的面的任意其他角度处。

图9图示了在x、y平面中的C平面92，在其中根据本发明来测量剪切波速度。C平面是不与矩阵阵列12的面相交的平面。例如，如本示例中那样，C平面92可以平行于矩阵阵列的面的平面。通过将推动脉冲聚焦在平面中的点50处，在平面92中生成剪切波，从而导致剪切波向外辐射，如由表示剪切波前的虚线圆所指示的。跟踪脉冲能够在从焦点向外的任何方向上对辐射剪切波进行采样，使得能够从单个推动脉冲在多个方向上测量剪切波速度。通过将推动脉冲对准跨平面92的间隔，能够快速地并且有效地测量平面中的剪切波速度。

根据本发明的原理，剪切波速度是在三个平面中测量的，所述三个平面以等轴或透视图来显示，如在图10中所图示的。在该示例中，三个平面都彼此正交，但是也能够使用以非正交角度取向的平面。在图10中所示的示例中的每个示例都具有垂直的y，z平面，垂直的x，z平面，以及水平的x，y平面，其是相对于对其进行扫描的矩阵阵列换能器的面所取得的方向。例如，使用在图6或图8中所示的采集技术在垂直(B)平面中进行剪切波速度测量，并且使用在图9中所示的采集技术在水平(C)平面中进行速度测量。使用查找表在平面中的空间像素位置处利用硬度值对速度测量结果进行彩色编码。图10右侧的颜色条图示了在图10中所使用的表示硬度的颜色的范围。在图10a的示例中，在C平面92中的x方向上看到了更高的硬度。图10b的示例图示了在x、y平面中的y方向上的更大的硬度值，并且图10c的示例图示了在y、z平面中的z方向上的更大的硬度值。

在系统不能够采集针对平面中的某些像素的速度数据或者置信度图示出针对平面的区域的低置信度因子的实例下，那些范围可以利用灰度像素数据来填充以图示当未显示硬度信息时的组织结构。参见美国专利申请[2017PF02765]，Jago，以用于获得使用放置信度图进行剪切波成像的信息。

根据本发明的另外的方面，相对平面位置能由用户来调节。用户能够在系统用户接口37上利用定点设备在平面上点击，并且将平面拖动到不同的位置。例如，用户能够点击B平面90，并且将其拖动到平面的组的前部或后部，或者点击C平面92并且将其拖动到显示器中的较高或较低位置。用户还能够点击平面并且将其相对于其他平面倾斜或旋转。当从用户接口改变平面的空间位置时，该改变被记录到波束形成器控制器16，波束形成器控制器16然后控制波束形成器18、20和38以及矩阵阵列12以从新的平面位置采集剪切波数据。图形处理器42还通过以其相对于其他所显示的硬度平面的新的空间关系显示经调节后的平面来对所述改变做出响应。能够实现显示的实时帧率，因为所需的数据采集时间仅仅是扫描体积区域的三个平面而不是整个3D体积所需的那些数据采集时间。由此，用户不仅能够通过移动探头扫描肝脏的不同区域来检查身体的如肝脏的器官，还能够对示出矩阵阵列的扫描场中硬度值的平面进行重新取向。例如，用户能够查看肝脏的B模式(组织)图像并且认出关注区域。然后，用户能够将剪切波扫描平面与其共同的交点放置在区域的中心中。这三个扫描平面将由此在三维中从左到右、从上到下和从前到后地显示所述区域中的硬度变化。用户还能够以与旋转3D动态视差3D显示器相同的方式来旋转三个平面的组以对平面的所有区进行可视化。因此，用户能够快速地并且透彻、准确地实时评估器官的硬度变化。

其他变化对于本领域技术人员将是显而易见的。并非如上文所描述地利用声辐射推动脉冲来诱发剪切波，能够备选地将来自被放置在探头周围的身体上的机械振动器的机械激励用于剪切波生成。另一种备选方案是使用固有的生理运动用于剪切波生成，诸如心肌或者肝脏或其他器官的血管中的脉搏波。并非如上文所描述的利用个体跟踪脉冲来采集剪切波运动数据，能够执行超快速4D采集以利用每个发射事件来采集整个体积的射频数据，然后通过对4D数据集的逐体积的跟踪来估计剪切波位移。矢量流多普勒技术也能够被用于估计剪切波位移。能够利用时空滤波器或者其他滤波技术对所得到数据进行滤波，以将位移/速度信号分解为沿着平面的方向的分量。物理或机械模型也能够被用于将位移或速度数据分解为局部物理参数以用于显示。

应当注意，可以以硬件、软件或者其组合来实施测量剪切波速度和所导出的硬度测量结果的图1的超声系统。超声系统的各种实施例和/或部件，例如其中的模块或部件和控制器，也可以被实施为一个或多个计算机或微处理器的部分。所述计算机或处理器可以包括例如用于访问因特网的计算设备、输入设备、显示单元和接口。所述计算机或处理器可以包括微处理器。所述微处理器可以被连接到通信总线，例如以访问PACS系统。所述计算机或处理器还可以包括存储器。诸如A线存储器24和速度图存储器32的存储设备可以包括随机存取存储器(RAM)和只读存储器(ROM)。所述计算机或处理器还可以包括存储设备，所述存储设备可以是硬盘驱动器或可移动存储驱动器，诸如软盘驱动器、光盘驱动器、固态拇指驱动器等。所述存储设备还可以是用于将计算机程序或其他指令加载到计算机或处理器中的其他类似单元。

如在本文中所使用的，在描述诸如信号处理器22、图像处理器34和图形处理器42的部件时所使用的术语“计算机”或“模块”或“处理器”可以包括任何基于处理器或基于微处理器的系统，其包括使用微控制器、精简指令集计算机(RISC)、ASIC、逻辑电路以及能够执行在本文中所描述的功能的任何其他电路或处理器的系统。以上示例仅仅是示例性的，并且因此并不意图以任何方式限制这些术语的定义和/或含义。

所述计算机或处理器执行被存储在一个或多个存储元件中的指令集，以便处理输入数据。所述存储元件还可以根据所需或需要来存储数据或其他信息。所述存储元件可以是处理机器之内的信息源或物理存储元件的形式。

超声系统的指令集，包括上文所描述的剪切波生成、位移测量和硬度/速度计算，可以包括各种命令，所述命令指示作为处理机的计算机或处理器执行诸如方法、计算以及本发明的各种实施例的过程的特定操作。所述指令集可以是软件程序的形式。所述软件可以是各种形式，诸如系统软件或应用软件，并且其可以被体现为有形并且非瞬态的计算机可读介质。此外，所述软件可以是单独的程序或模块的集合、较大程序内的程序模块或者程序模块的部分的形式。所述软件还可以包括面向对象的编程的形式的模块化编程。由处理机器对输入数据的处理可以响应于操作员命令，或者响应于先前处理的结果，或者响应于由另一处理机器做出的请求。

此外，以下权利要求书的限制不是以模块加功能的格式撰写的，并且也并不旨在基于35U.S.C.112，第六段进行解读，除非并且直到明确地使用短语“用于……的模块”后接没有进一步结构的功能说明的这样的权利要求限制。

Claims (15)

1.一种用于剪切波弹性成像分析的超声成像系统，包括：

二维矩阵阵列换能器探头，其被配置为接收来自感兴趣体积区域中的剪切波组织位移的回波信号；

剪切波处理器，其响应于来自剪切波组织位移的所述回波信号，并且被配置为产生针对所述感兴趣体积区域的点的组织硬度或速度的测量结果；以及

图像处理器，其被耦合到所述剪切波处理器，并且被配置为显示所述感兴趣体积区域的多个平面中的组织硬度或速度的测量结果。

2.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述图像处理器还被配置为显示所述感兴趣体积区域的三个相交平面中的组织硬度或速度的经颜色编码的测量结果。

3.根据权利要求2所述的超声成像系统，其中，所述图像处理器还被配置为显示所述感兴趣体积区域的三个正交相交平面中的组织硬度或速度的经颜色编码的测量结果。

4.根据权利要求2所述的超声成像系统，还包括用户接口，所述用户接口被耦合到所述矩阵阵列探头和所述图像处理器，并且适于控制所述三个平面的相对取向。

5.根据权利要求2所述的超声成像系统，其中，所述三个相交平面还包括两个B平面和一个C平面。

6.根据权利要求1所述的超声成像系统，还包括微波束形成器，其被定位在所述换能器探头中并且被耦合至所述矩阵阵列换能器。

7.根据权利要求6所述的超声成像系统，其中，所述微波束形成器被配置为将推动脉冲发射到所述感兴趣体积区域的所述平面中的点，以用于剪切波的生成。

8.根据权利要求7所述的超声成像系统，其中，所述微波束形成器还被配置为使所发射的推动脉冲在方位角方向和仰角方向上转向。

9.根据权利要求8所述的超声成像系统，其中，所述微波束形成器还被配置为发射与推动脉冲焦点相邻的跟踪脉冲，以用于剪切波位移检测。

10.根据权利要求9所述的超声成像系统，其中，所述微波束形成器还被配置为响应于所发射的跟踪脉冲来接收剪切波组织位移的回波。

11.根据权利要求10所述的超声成像系统，其中，所述剪切波处理器还被配置为处理组织位移的回波并且产生剪切波速度的测量结果。

12.根据权利要求6所述的超声成像系统，其中，所述微波束形成器被配置为利用每个发射事件采集来自感兴趣区域的大量射频数据；并且

其中，所述剪切波处理器还被配置为处理来自所述感兴趣区域的体积射频数据，以通过对射频数据集的逐体积跟踪来估计剪切波位移。

13.根据权利要求12所述的超声成像系统，其中，所述剪切波处理器还被配置为利用时空滤波器对所述射频数据集进行滤波以将位移信号分解为沿着平面的方向的分量。

14.根据权利要求13所述的超声成像系统，还包括机械振动器，所述机械振动器当被定位在与所述矩阵阵列换能器探头相邻的身体上时适于生成剪切波。

15.根据权利要求13所述的超声成像系统，其中，所述矩阵阵列换能器探头还被配置为接收来自由固有生理运动引起的剪切波组织位移的回波信号。

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