CN112135567A - 用于组织弹性监测和显示的剪切波幅值重建 - Google Patents

用于组织弹性监测和显示的剪切波幅值重建 Download PDF

Info

Publication number
CN112135567A
CN112135567A CN201980029938.7A CN201980029938A CN112135567A CN 112135567 A CN112135567 A CN 112135567A CN 201980029938 A CN201980029938 A CN 201980029938A CN 112135567 A CN112135567 A CN 112135567A
Authority
CN
China
Prior art keywords
tissue
map
displacement
target tissue
ultrasound
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN201980029938.7A
Other languages
English (en)
Inventor
F·C·梅拉尔
S·塞特拉曼
W·T·史
闫平昆
J·克吕克尔
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips NV filed Critical Koninklijke Philips NV
Publication of CN112135567A publication Critical patent/CN112135567A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A61B8/5246—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from the same or different imaging techniques, e.g. color Doppler and B-mode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/58—Testing, adjusting or calibrating the diagnostic device
    • A61B8/587—Calibration phantoms
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H30/00—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images
    • G16H30/40—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images for processing medical images, e.g. editing
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/50—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for simulation or modelling of medical disorders
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B18/1442—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00577—Ablation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0833—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • A61B8/085—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures for locating body or organic structures, e.g. tumours, calculi, blood vessels, nodules

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

本公开描述了一种被配置为确定目标组织的弹性的超声系统和方法。系统可以包括超声换能器，所述超声换能器被配置为响应于朝向组织发射的超声脉冲来采集回波，所述超声换能器可以包括刚度增加的区域。系统还可以包括波束形成器，所述波束形成器被配置为控制换能器以将推动脉冲发送到组织中，从而在刚度增加的区域中生成剪切波。波束形成器可以被配置为控制换能器以发射与推动脉冲相邻的跟踪脉冲。系统可以还包括处理器，所述处理器被配置为确定剪切波的位移幅值，并且基于所述幅值来生成所述组织的定性组织弹性图。所述处理器可以将定性图与相同组织的定量图进行组合，并基于该组合来确定刚度增加的区域的边界。

Description

用于组织弹性监测和显示的剪切波幅值重建
技术领域
本公开涉及用于确定组织弹性的超声系统和方法。特定的实现方式涉及基于剪切波幅值衰减和去相关的组织弹性确定。
背景技术
射频消融(RFA)是处置肝癌最广泛使用的一种形式，肝癌目前是全世界癌症死亡的第二大主要原因。RFA是微创的，并且涉及通过使用插入在肿瘤部位的消融电极、针或尖齿将肿瘤加热至凝固坏死的点。对于通过RFA靶向的肿瘤，清晰的边界描绘对于精确靶向癌性组织至关重要。当前的RFA处置方案通常采用椭圆形消融体积预测方法。然而，这样的方法过于简单。结果，实际处置体积可能与预测的体积显著偏离，导致健康组织的靶外消融和/或肿瘤组织的不完全消融。
超声成像通常用于RFA流程期间的引导。尤其是，超声剪切波弹性成像(SWI)已经用于通过测量组织弹性来估计消融程度。超声SWI可以通过将“推动脉冲”(现象称为声辐射力)从换能器传输到组织中，从而生成从其横向传播的剪切波，来确定各种组织(包括肝脏组织)的局部刚度水平。然后，可以将由换能器发出的跟踪脉冲用于测量剪切波传播时的速度，所述速度通常与组织的刚度成比例。例如，假设在每种组织类型中使用相同的推动脉冲生成剪切波，软组织中的剪切波速度通常比刚性组织中的剪切波速度慢。由于消融的坏死组织通常比未经处理的组织硬得多，因此消融组织的边界理论上可以根据剪切波速度确定；然而，由于RFA产生的热损伤的高刚度以及在处置部位存在刚性消融电极，当前的SWI模态和相关的组织重建技术不能可靠地破译这种边界。这些因素降低了由SWI系统产生的剪切波的幅值，增加了在从各种组织特征反射的外部信号中检测此类波的难度，从而导致消融区内的低信噪比(SNR)。因此，经由SWI探询的消融区域的弹性估计和定量弹性图是广泛不准确和不可靠的。需要改进的组织弹性测量和消融监测技术以增加消融疗法和组织映射的精度。
发明内容
本公开描述了用于经由剪切波超声成像来确定目标组织的弹性的系统和方法。目标组织可以包括刚度增加的区域，所述区域可以是局部的并且在尺寸上可变。在一些示例中，所述区域可以包括经由消融流程创建的热损伤。尽管已经利用剪切波成像来确定预先存在的系统中的组织弹性信息，但是这样的系统经常受到在高刚度区域中生成的低幅值剪切波的阻碍，例如由热消融创建的刚性病变。为了精确地确定刚性组织的位置和边界，本文中的系统被独特地配置为确定传播的剪切波的位移幅值，并基于该幅值，导出定性组织弹性图，所述定性组织弹性图以精确和准确地指示刚性区域的位置。为了清楚地划定刚性区域的边界并提高计算效率，本文的系统还被配置为从相同区域的定量组织图中去除噪声。具体示例包括处理器，所述处理器配置为将定性组织弹性图与定量组织弹性图组合，并且基于得到组合划分出刚性区域的精确边界。在各种实施例中，组合两种图类型包括首先从定性组织弹性图生成组织弹性的轮廓图，并且然后将轮廓图叠加到定量图上。确定并选择最佳地适配刚度增加的区域的轮廓线。
根据本公开的原理，超声成像系统可以包括超声换能器，所述超声换能器配置为响应于朝着目标组织发射的超声脉冲而采集回波。所述系统还可以包括波束成形器，所述波束成形器被配置为响应于推动脉冲而从所述超声换能器发送跟踪脉冲，其中，所述推动脉冲在目标组织中生成剪切波，并且所述跟踪脉冲在空间上被规划为在一个或多个位置与所述剪切波相交。所述波束形成器还可以从超声换能器接收所述跟踪脉冲与所述剪切波相交之处的回波信号。所述系统还可以包括处理器，所述处理器与所述波束形成器通信，并且被配置为存储从接收到的回波信号生成的跟踪回波数据。响应于跟踪回波数据，确定传播通过目标组织的剪切波的位移幅值；并且基于所确定的位移幅值，生成目标组织的定性组织弹性图。
在一些示例中，所述处理器被配置为通过将确定的位移幅值与参考位移幅值进行比较来生成定性组织弹性图。在一些实施例中，在目标组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定所确定的位移幅值，并且在参考组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定或者根据模拟模型来数值地确定参考位移幅值。在一些实施例中，参考组织包括目标组织的体模模型或与目标组织相对应并且没有增加的刚度区域的组织类型的患者样本。
在一些示例中，所述处理器还被配置为：通过比较在目标组织内的横向间隔点的相继的对处所确定的位移幅值来确定位移幅值去相关值；通过比较在参考组织内的横向间隔点的相继的对处所确定的位移幅值来确定参考位移幅值去相关值；将所述位移幅值去相关值与所述参考位移幅值去相关值进行比较；并且然后基于所述比较，生成定性组织弹性图。在一些实施例中，所述超声换能器被耦合到消融设备，所述消融设备被配置为消融刚度增加的区域或包括刚度增加的区域的更大区域。在一些示例中，超声换能器、波束形成器和处理器被配置为与消融设备同时操作。示例系统可以还包括被配置为显示定性组织弹性图的用户接口。在一些实施例中，参考位移幅值是从参考图导出的。在一些示例中，所述系统还包括被配置为存储多幅参考图的存储器。在一些实施例中，所述目标组织包括含有热损伤的刚度增加的区域。
根据本公开的原理，用于剪切波成像的超声成像系统包括超声换能器，所述超声换能器被配置为响应于朝着目标组织发射的超声脉冲而采集回波。所述系统还可以包括波束形成器，所述波束形成器被配置为：响应于推动脉冲，从所述超声换能器发射跟踪脉冲，其中，所述推动脉冲在目标组织中生成剪切波，并且所述跟踪脉冲在空间上被规划为在一个或多个位置与所述剪切波相交；并且从所述超声换能器接收所述跟踪脉冲与所述剪切波相交之处的回波信号。所述系统还可以包括与所述波束形成器通信的处理器。所述处理器可以配置为：根据接收到的回波信号来生成所述目标组织的定性组织弹性图；根据接收到的回波信号来生成所述目标组织的定量组织弹性图；并且通过将所述定性组织弹性图与所述定量组织弹性图组合来确定所述目标组织内刚度增加的区域的边界。
在一些示例中，所述处理器还被配置为从定性组织弹性图导出轮廓图，所述轮廓图划定均匀刚度的区域。在一些实施例中，将所述定性组织弹性图与所述定量组织弹性图组合包括将所述轮廓图叠加在所述定量组织弹性图上。在一些实施例中，所述处理器被配置为通过进一步确定围绕刚度增加的区域的最佳拟合的轮廓线来确定刚度增加的区域的边界。在一些实施方式中，基于可由用户选择的一组准则，从两条或更多条最佳拟合的候选轮廓线中选择最佳轮廓线。在一些示例中，所述一组准则包括过度包容性偏差，使得最佳拟合的轮廓线包括限定组织的最大面积的轮廓线。在一些实施例中，所述处理器还被配置为基于所确定的增加的刚度区域的边界来生成混合组织弹性图。在一些实施例中，所述处理器被配置为通过掩蔽所确定的边界之外的混合图的至少一个区域来生成混合图。示例系统可以还包括被配置为显示所述混合图的用户接口。在一些实现方式中，所述定量组织弹性图包括组织弹性梯度图。在一些实施例中，所述处理器被配置为通过以下方式来确定最佳拟合的轮廓线：沿所述等高线图内的每条等高线对梯度值进行求和；将针对每条轮廓线的梯度值的和除以每条轮廓线的长度；并且选择具有最大平均梯度的轮廓线。在一些示例中，所述超声换能器被耦合到消融设备，所述消融设备被配置为消融刚度增加的区域或包括刚度增加的区域的更大区域。在一些实施例中，刚度增加的区域包括热损伤。
根据本公开的原理，一种剪切波成像的方法可以包括响应于朝着目标组织发射的超声脉冲而采集超声回波。将推动脉冲发射到目标组织中，以在目标组织中生成剪切波；发射在空间上被规划在一个或多个位置与所述剪切波相交的跟踪脉冲；接收所述跟踪脉冲与所述剪切波相交的之处的回波信号；存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据；基于跟踪回波数据来确定传播通过所述目标组织中的剪切波的位移幅值；并且基于所确定的位移幅值来生成所述目标组织的定性组织弹性图。
在一些示例中，基于所确定的位移幅值来生成目标组织的定性组织弹性图包括将所确定的位移幅值与参考位移幅值进行比较。在一些实施例中，在目标组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定所确定的位移幅值，并且在参考组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定或者根据模拟模型来数值地确定参考位移幅值。在一些示例中，所述方法还包括通过对在目标组织内的横向间隔点的相继的对处的所确定的位移幅值进行比较来确定位移幅值去相关值。通过比较在参考组织内的横向间隔点的相继的对处所确定的位移幅值来确定参考位移幅值去相关值；将所述位移幅值去相关值与所述参考位移幅值去相关值进行比较；并且然后基于所述比较，生成定性的组织弹性图。
在一些实施例中，所述方法还包括在用户接口上显示定性组织弹性图。在一些示例中，所述参考位移幅值是从参考图导出的。在一些实施例中，所述目标组织包括含有热损伤的刚度增加的区域。
根据本公开的原理，一种剪切波成像的方法可以包括：响应于向目标组织发射的超声脉冲而采集超声回波；将推动脉冲发射到目标组织中，以在目标组织中生成剪切波；发射在空间上被规划在一个或多个位置与所述剪切波相交的跟踪脉冲；接收所述跟踪脉冲与所述剪切波相交的之处的回波信号；存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据；根据接收到的回波信号来生成所述目标组织的定性组织弹性图；根据接收到的回波信号来生成所述目标组织的定量组织弹性图；并且通过将所述定性组织弹性图与所述定量组织弹性图组合来确定所述目标组织内刚度增加区域的边界。
在一些示例中，所述方法还包括从定性组织弹性图导出轮廓图，所述轮廓图划定均匀刚度的区域。在一些实施例中，将所述定性组织弹性图与所述定量组织弹性图组合包括将所述轮廓图叠加在所述定量组织弹性图上。在一些示例中，确定增加的刚度的区域的边界包括确定围绕增加的刚度的区域的最佳拟合的轮廓线。在一些实施例中，通过掩蔽所确定的边界之外的至少一个区域，基于所确定的增加的刚度的区域的边界来生成混合组织弹性图。在一些示例中，刚度增加的区域包括热损伤。
本文描述的任何方法或其步骤可以体现在包括可执行指令的非瞬态计算机可读介质中，所述可执行指令在被执行时可以使医学成像系统的处理器执行本文体现的方法或步骤。
附图说明
图1是根据本公开原理构建的超声成像系统的框图。
图2是根据本公开原理的与组织消融系统同时操作的超声剪切波成像系统的照片。
图3是由图2所示的系统生成的消融区和邻近的感兴趣区域的超声图像和相应的组织弹性图。
图4A是根据本公开原理的在第一时间点构造的参考剪切波幅值位移图。
图4B是根据本公开原理的在第二时间点构造的参考剪切波幅值位移图。
图4C是根据本公开原理构造的参考剪切波幅值位移图。
图4D是根据本公开原理构造的参考剪切波去相关图。
图5A是根据本公开原理的在第一时间点构造的剪切波幅值位移图。
图5B是根据本公开原理的在第二时间点构造的剪切波幅值位移图。
图5C是根据本公开原理构造的剪切波幅值位移图。
图5D是根据本公开原理构造的剪切波去相关图。
图6A是根据本公开的原理构造的剪切波位移幅值重建图。
图6B是根据本公开原理构造的剪切波去相关重建图。
图7是示出根据本公开原理执行的方法的流程图。
图8A是根据本公开的原理构造的剪切波去相关重建图。
图8B是使用图8A的剪切波去相关重建图生成的轮廓图。
图8C是与图8B的轮廓图叠加的定量弹性图。
图9A是根据本公开原理的、应用于划定病变的候选轮廓线的最佳拟合度量的图。
图9B是剪切波去相关重建图，其叠加有在图9A的曲线图中识别的最佳轮廓线。
图9C是与图9B所示的最佳轮廓线叠加的定量弹性图。
图10A是根据本公开原理的、应用于划定病变的候选轮廓线的最佳拟合度量的图。
图10B是叠加有候选最佳轮廓线的剪切波去相关重建图。
图10C是与图10B所示的候选最佳轮廓线叠加的定量弹性图。
图10D是叠加有候选最佳轮廓线的组织弹性梯度图。
图11是示出根据本公开原理执行的方法的流程图。
具体实施方式
对特定实施例的以下描述本质上仅是示例性的，并且决不旨在限制本发明或其应用或用途。在本系统和方法的实施例的以下详细描述中，参考了附图并且通过图示的方式示出了可以实践所描述的系统和方法的特定实施例，附图形成实施例的一部分。足够详细地描述这些实施例以使得本领域技术人员能够实践当前公开的系统和方法，并且应当理解，可以利用其他实施例，并且可以在不脱离本系统的精神和范围的情况下进行结构和逻辑上的改变。此外，为了清楚起见，当对本领域技术人员显而易见的情况下，将不讨论对某些特征的详细描述，以便不掩盖对本系统的描述。因此，不应当从限制性意义上看待以下详细描述，并且本系统的范围仅由权利要求界定。
下面还参考根据本实施例的方法，装置(系统)和/或计算机程序产品的框图和/或流程图说明来描述本技术。应当理解，框图和/或流程图的框图以及框图和/或流程图的框图的组合可以由计算机可执行指令来实现。这些计算机可执行指令可以被提供到通用计算机、专用计算机的处理器、控制器或控制单元，和/或其他可编程数据处理装置以生产机器，使得经由计算机的处理器和/或其他可编程数据处理装置运行的指令创建用于实施框图和/或流程图的一个或多个框中指定的功能/动作的单元。
本文提供了基于超声的SWI系统，其被配置为以改善消融过程的精度的方式提供组织消融的准确、实时的监视和显示。预先存在的消融监测系统可以利用SWI通过测量穿过组织区域的剪切波的传播速度来估计组织弹性。这样的飞行时间方法，也称为到达峰值时间重建，通常通过测量经由从超声换能器发射的横向间隔的跟踪波束跨区域探测到的波延迟来估计剪切波速度。与RFA相关联的多个因素降低了此类技术的准确性。例如，由于通过RFA生成的热损伤(这可能比周围组织(健康或癌性)硬6-8倍，其是由于消融后组织处于干燥状态)的剪切波幅值低，飞行时间方法受到低信噪比的阻碍。剪切波在这种坚硬的组织中快速传播，从而降低了波的幅值。随着消融过程的继续，热损伤的体积增加，由低幅值剪切波产生的不可靠的定量数据所占的比例也增加，使得在接近该过程结束时，当剩下的肿瘤组织数量最少时，消融监测的准确性可能是最低的。因此，持续消融的精度可以在流程的最关键点达到低点，即，当剩余最少数量的癌性组织时，从而放大了健康组织靶外消融和癌性组织不完全消融的风险。SW弹性成像假定自由场剪切波传播，并且RFA中使用的固体消融电极或尖齿的存在使该假设无效，并且可能进一步减小了传播的剪切波的幅值，即使电极未直接放置在剪切波成像视野中。这些因素的累积效应是始终如一的低信噪比，这阻碍了即便中等分辨率或准确性的组织弹性图的阐明。为了解决这些问题，本文公开的系统通过甚至在与刚性消融针非常接近的情况下也以高灵敏度辨别病变边界，并在整个消融区域上提供全面的实时消融监测和显示，从而改善了超声SWI。示例系统可以被特定地配置为通过检测处置部位内不同空间位置处的剪切波幅值位移和相关值来生成定性组织弹性图。系统还被配置为以增强病变边界描绘的准确性的方式将定量的组织弹性图与定性的组织重建图组合。尽管本文描述的大多数示例与确定通过消融创建的组织病变的位置和边界有关，但是本领域技术人员应该理解，所公开的系统可以用于探询许多组织类型，包括硬组织区域，无论是否存在病变，并且组织区域响应于接收到推动脉冲而产生低幅值剪切波。
图1示出了示例超声系统100，所述超声系统100被配置为在消融区域上执行剪切波弹性成像，通过产生准确的组织弹性数据来确定消融区域的边界，并且基于所产生的数据来生成消融区域的定性弹性图。系统100可以包括超声采集单元110，超声采集单元110可以包括容纳被配置为发送和接收超声信号的超声传感器阵列114的超声探头112。阵列114被配置为向目标区域118发射高幅值的推动脉冲116，所述目标区域118可以包含一个或多个组织异常120，例如肿瘤或刚性的组织内含物。在另外的或替代的实施例中，推动脉冲116可以由除阵列114之外的其他阵列产生。例如，在一些示例中，一个阵列可以用于施加声辐射力(ARF)，而另一阵列可以用于成像。在其他示例中，可以例如使用配置为施加外部机械力的外部机械致动器对组织进行机械刺激。取决于处置阶段，也可以存在至少一个消融区122，其也可以被称为凝结区或热损伤。目标区域118可以包括器官，包括但不限于人的肝脏、胰腺、肾脏、肺、心脏或脑、或组织区域，例如肌肉组织。阵列114还被配置为将多个跟踪脉冲或光束124传输到目标区域118中，以检测由推动脉冲116创建的剪切波119的传播。跟踪脉冲124可以邻近推动脉冲116被发送，并且在一些示例中可以相对于推动脉冲横向地间隔开。在一些实施例中，例如当利用线性探头来发射跟踪脉冲时，跟踪脉冲124可以平行于推动脉冲116。在其他示例中，跟踪脉冲124可以不与推动脉冲116平行地发送。例如，弯曲的探头可以在径向方向上以其间的角度间隔发射跟踪脉冲。这样的脉冲在笛卡尔空间中可能不平行，但在极坐标或圆柱坐标系中以相同方向发射。阵列114经由发射/接收(T/R)开关130耦合到发射波束形成器126和多线接收波束形成器128。波束形成器控制器126可以控制由波束形成器126、128进行的发送和接收的协调。在操作中，发射波束形成器126可以控制阵列114以将一个或多个(例如一系列)推动脉冲116发射到与消融区域122相邻的目标区域118中，如果消融程序尚未开始，则区域可以包括预期的消融区域。多线接收波束形成器128可以产生回波信号134的空间上不同的接收线(A线)，其可以由阵列114接收并且可以由信号处理器136进行滤波、降噪等处理。在一些实施例中，采集单元110的部件可以被配置为从超声回波134生成多个顺序的超声图像帧138。
系统100还可包括一个或多个处理器，例如定性处理模块140，其可被配置为确定传播通过消融区122的剪切波119的位移幅值。在实施例中，可以在消融区域122内的两个或更多个横向间隔的点处检测位移幅值，从而可以确定离开推动脉冲的遍及组织上的位移幅值的衰减。定性处理模块140然后可以将幅值衰减与从所选参考图142导出的参考幅值衰减进行比较。如图1中所示，可以从与定性处理模块140通信地耦合的存储器部件144中选择性地提取参考图142。存储器部件144可以在库或数据库146中存储多幅参考图。基于所确定的幅值衰减和参考幅值衰减之间的比较，定性处理模块140可以高精度地重建消融区域122内和附近的底层组织的弹性，即使在由推动脉冲116生成的剪切波119的低幅值的情况下也如此。
在各个实施例中，系统100还包括与定性处理模块140耦合的显示处理器148，以及被配置为显示显示处理器的输出的用户接口150。显示处理器148可以被配置为从图像帧138和定性剪切波重建图154生成超声图像152。如下所述，定性剪切波重建图154可以包括剪切波位移幅值重建图或剪切波去相关重建图，这两者都可以体现组织消融区内和附近的组织弹性的定性表示。用户接口150可以被配置为在执行超声扫描和/或消融过程时实时显示图像152和定性重建图154，并且可以在这样的过程之前、之中或之后的任何时间接收用户输入156。在一些示例中，可以在超声SWI扫描期间以及在一些实施例中在消融过程期间，在由数据采集单元110接收并处理的每个采集帧处，更新在用户接口150上显示的超声图像和/或图。
在一些实施方式中，系统100还包括边界模块158，边界模块158被配置为接收定性剪切波重建图154和定量弹性图160，并且基于两个图，细化病变的确定边界，其可以包括经由消融创建的热损伤，或硬组织区域。为了简单起见，本文中指的是病变边界，尽管本领域技术人员应理解，也可以通过本文中公开系统和方法来辨别其他组织边界，例如器官边界或刚度增加的局部区域，例如某些癌性病变。通过细化病变的边界，边界模块158可以减少或消除先前使病变的边界模糊的信号噪声，从而提高系统100的准确性和精度。边界模块158可以具体地被配置为确定精确地跟踪病变的实际物理边界的绝对阈值。可以根据在SWI期间由数据采集单元110生成的超声图像帧138来生成定量弹性图160。在特定实施例中，定量处理模块162可以从图像帧138生成定量弹性图160。定量刚度图可以存储在存储器部件162中。如进一步所示，还可以包括可以与用户接口150耦合的边界显示处理器164。显示处理器164可被单独配置或与边界模块158和/或用户接口150一起配置，以生成混合图166，所述混合图166包括病变168和在病变边界之外的至少一个遮蔽区域170。
图1中所示的系统100的配置可以变化。例如，系统100可以是便携式的或固定的。各种便携式设备，例如膝上型计算机、平板电脑、智能电话等，可以用于实现系统100的一个或多个功能。在并入了这种设备的示例中，超声传感器阵列114例如可以经由USB接口可连接。系统100可以与配置成执行消融治疗的消融设备172同时操作，包括但不限于：RFA、微波消融或高强度聚焦超声消融。在一些示例中，消融设备172可以包括被配置为插入到构成消融区域122的组织中的针、尖齿或探头，在一些实施例中，所述设备在其中引导局部化的热量。系统100的一个或多个部件可以与消融设备172通信，可操作地和/或物理地耦合，使得该设备和系统可以响应于另一个的操作。例如，在一些实施例中，消融设备172可以被配置为基于由定性处理模块140和/或边界模块158生成的组织弹性图来调整消融区域的大小和/或位置。系统100因此可以通过在消融流程期间或之前向消融设备172和/或其操作者提供与病变的位置和/或边界有关的信息来改善消融准确度和/或减少消融时间。在一些示例中，系统100还可以被配置为与图像引导的活检流程协同操作，在此期间，由于活检针的存在，活检目标的有效刚度通常被提高。系统100还可以用于确定引起强烈的剪切波衰减的组织中的组织弹性，诸如由于疾病例如脂肪肝而可能发生的病变。这样的组织可能没有任何消融区域或针。图1中所示的一个或多个部件在一些示例中可以组合。例如，在一些实施例中，定性处理模块140、定量处理模块162和/或边界模块158可以被组合成一个处理模块。在一些示例中，定量和定性显示处理器164、148也可以被集成。
参考图142可以从各种来源导出。在一些示例中，参考图146可以源自人工创建的组织体模，其可以被设计为模仿特定的组织类型并且可以包含一个或多个刚度增加的区域以模仿组织内病变的存在。例如，可以针对可能具有一个或多个肿瘤和/或消融区域的肝体模、膀胱体模、肺体模等创建参考图142。额外地或替代地，参考图142可以从实际的患者组织导出。用于创建参考图146的组织可以是健康组织，例如，缺乏任何损伤、肿瘤或其他异常的弹性均质组织。从此类组织获得的SNR比可能高于异质组织，因此使得这些组织作为基线参考更为可靠。然而，在一些示例中，可以将确实具有至少一种异常的组织用作参考。例如，在一些实施例中，参考图142可以是从在较早的时间点经受超声SWI的患者得到的癌性组织的图。通过比较在不同时间点获得的同一组织的幅值衰减值，可以确定异常组织的扩张或缩小，从而确定处置进展。可以跟踪不同处置之间或个体处置后的进展。例如，可以在消融流程之前创建参考图，将其写入存储器144，并且然后出于比较目的从存储器中读取参考图，在该过程期间或之后立即进行一次或多次。当累积新数据时，可以随着时间修改参考图142，或者在每次执行新的超声扫描时简单地替换参考图142。额外地或替代地，参考图142可以从数值模型中导出，例如，模拟的数值地计算的模型。SWI定量测量可能会或可能不被用于修改模型属性。在一些示例中，参考组织信息可以不从组织样本或数值模型中导出，而是可以从对特定介质的先验知识中导出。在一些实现方式中，可以针对多种组织创建参考图142，使得可以将针对特定组织类型(例如，肝组织)确定的幅值衰减与从相同组织类型导出的参考图确定的幅值衰减值进行比较。每当使用系统100执行SWI时，就可以创建参考图142并将其存储在存储器144中，从而可以随时间补充参考图146的库。综合库可能包含特定于多种患者和/或组织类型的参考图。
定性处理模块140可以被配置为基于一个或多个因素选择性地提取特定参考图142。例如，定性处理模块可以被配置为选择与当前被检查和/或靶向用于消融的组织类型相对应的参考图。处理模块还可以被配置为选择与当前正在检查的特定患者相对应的参考图。可以随时间存储从同一患者获得的参考图，并且处理模块可以配置为选择在特定时间点存储的参考图。在一些实施例中，用户可以手动选择特定参考图。额外地或替代地，定性处理模块可以自动选择特定的参考图，而无需用户输入。根据这样的示例，定性处理模块可以被配置为应用参考图选择准则。例如，定性处理模块可以将患者身份优先于组织类型，使得所述模块首先请求与当前正在检查的特定患者相对应的参考图。如果对于该特定患者没有参考图可用，则模块可以继续请求与所检查的特定组织类型相对应的参考图，而与患者身份无关。处理模块还可以应用诸如患者年龄和/或健康状况的额外标准，以在超声扫描和/或组织消融流程中从存储器中剔除特定的图。
图2是与消融系统同时操作的超声系统的照片。超声换能器202和消融针204瞄准肝脏206内的感兴趣区域。超声换能器202可以被配置为向肝206的与消融针204所靶向的消融部位相邻的区域发射推动脉冲。如图所示，成像部件和消融部件可以物理地紧密耦合，使得可以在相同的组织区域上同时执行成像和消融。图2中所示的组织是肝脏组织，但是本领域技术人员应该理解，本文所述的系统和方法不限于肝脏，并且可以应用于多种组织类型。
图3是通过图2所示的超声SWI系统获得的组织区域的超声图像。指示了感兴趣剪切波区域302以及消融区域边界304和消融针目标部位306。剪切波ROI的弹性图308被叠加在图像上。剪切波ROI 302涵盖了组织区域，在每个推动脉冲发射到组织中之后，剪切波在该组织中传播(此图像的从上到下)，并且可以被定位为与消融针目标部位306相邻并与消融区域边界304交叠。为了检测传播的剪切波的位移幅值，可以将横向间隔的跟踪光束发射到剪切波ROI 302中。如图所示，推动波束可以被传输到恰好在预期病变区域之外的组织中。因此，所述系统被配置为确定具有与邻接的例如消融的区域不同的弹性特性的区域的组织弹性特性。
在各种实施例中，图3中所示的一个或多个区域可以是由超声SWI系统单独地或与消融系统协作地自动定义的结构。在一些示例中，操作系统的用户可以修改(例如，重新定位和/或调整大小)剪切波ROI 302、消融区域边界304和/或消融针306的目标部位。可以在显示超声图像的用户接口上输入这样的修改。在一些实施例中，可以预定义两个或更多个区域之间的空间关系，使得一个区域的调整会刺激另一区域的自动调整。例如，消融区边界304的调整可以引起剪切波ROI 302的调整，并且反之亦然。额外地或替代地，消融针目标部位306可以例如通过在屏幕上移动表示针的图形在用户接口(例如用户接口150)上指定。剪切波ROI 302和消融区边界304可响应于针目标部位306的运动而自动移动，以维持消融区与成像区域之间的一致空间布置。由超声换能器成像的覆盖区域可以在约1至约10cm、约2至约8cm、约3至约6cm、约4至约5cm或约2至约3cm宽的范围内变化。在各种实施例中，由本文的系统生成的组织图可以跨越整个覆盖区域。随着剪切波传播通过剪切波ROI 302，波的幅值可以减小。底层组织特性的变化，例如在消融区边界304内存在刚性消融区域，可能导致波的幅值的额外的变化，从而改变波的衰减模式。组织的底层材料特性的任何变化，例如由热消融引起的刚性增加，都会导致剪切波幅值衰减的变化。本文的系统被配置为通过将剪切波位移幅值与参考位移幅值进行比较来检测这种变化。例如，通过确定在目标区域内的横向间隔的点处的当前剪切波幅值与参考剪切波幅值之间的峰到峰值差异，定性处理模块140可以检测到衰减变化。
图4A和图4B示出了传播通过均质组织介质内的ROI的剪切波的参考幅值位移图，所述组织介质可包括特征在于近似一致的弹性的真实或人造的无病变介质。定性处理模块140可以与图1所示的数据采集和显示部件协同操作来生成位移图。在生成参考图之后，它们可以被存储在存储器部件144内，并且随后被定性处理模块响应于超声SWI程序的启动而提取。图4A提供了在发射推动脉冲之后九毫秒的剪切波传播的快照，而图4B提供了在推送脉冲发射之后12毫秒的剪切波传播的快照。y轴表示组织深度，x轴表示组织内的横向距离。在每个图上指示了三个横向间隔开的点402、404、406。可以例如通过处理模块自动指定每个点的坐标。在一些示例中，可以例如通过接收用户输入来手动指定坐标，但是在一些示例中，用户仅指定了ROI。每个图中显示的点的具体位置和数量仅用于说明目的，并且不应视为限制。根据确定最终体现在重建图中的弹性信息来指定这些点。图4C是随时间测量的在每个点402、404、406处检测到的剪切波位移曲线的图，并且图4D是在横向间隔的点的相继的对之间的对应互相关值的曲线图。如在图4C中明显的，在其发射后约3毫秒，在第一点402处检测到最大绝对剪切波位移，所述第一点被定位为最接近推运脉冲。
图5A和图5B示出了传播通过异质介质内的ROI传播的剪切波的幅值位移图，所述异质介质可包括至少一个病变，并且与其余介质相比具有不同的弹性值。幅值位移图可以由定性处理模块140在超声SWI和消融过程期间使用图1的部件来生成。如本文所述，可以将位移幅值图与参考幅值位移图进行比较，以识别图之间的剪切波衰减的变化。图5A提供了在推动脉冲发射之后九毫秒的剪切波传播的快照，而图5B提供了在推送脉冲发射之后12毫秒的剪切波传播的快照。在每个图上指示了三个横向间隔开的点502、504、506。像图4B中所示的点一样，在图5B中指示的点可以自动指定，或者在某些示例中手动指定。如上所述，图5B中所示的点是仅出于说明目的，并且不应被视为限制。图5C是随时间测量的在每个点502、504、506处检测到的剪切波位移曲线的图，并且图5D是在横向间隔的点的相继的对之间的对应互相关值的曲线图。
定性剪切波幅值位移重建图可以根据图4C和5C中所示的位移分布图计算出，通过确定每个点502、504、506处的最大幅值位移(“峰值位移”)，或通过确定每个点502、504、506处的最大值与最小值之间的差(“峰到峰位移”)，并将这些值与在每个参考点402、404、406确定的相应峰值位移或峰到峰值位移进行比较。例如，定位于x0，y0处的单个像素的位移幅值可以表示为p(x0，y0)＝D(x0，y0)/Dref(x0，y0)，其中，D表示位移峰幅值或峰到峰值幅值，ref指示从选定参考图中提取的相应幅值。可以针对每个接收到的超声束检测剪切波位移幅值。在一些实施例中，接收波束的数量可以变化，范围从大约40到大约48。沿着每个接收波束，可以沿着垂直轴以高分辨率确定位移幅值，例如，在大约300到大约600像素的每个像素处。在以后显示图之前，在扫描转换步骤中减少垂直轴上的点数。在一些示例中，可以通过对在数据采集单元110处接收的每个空间上不同的A线执行剪切波幅值的峰或峰到峰分析来获得定性图154。
在一些示例中，本文的系统还可以被配置为生成剪切波去相关图，其体现了在两个横向间隔的点处的剪切波幅值位移轮廓之间的相关性。通过将横向间隔的点之间的相关值与从参考图中可比较的横向间隔的点得出的相关值进行比较，可以确定剪切波相关性的变化，从而识别组织的弹性。在一些实施例中，去相关图可能优于剪切波幅值位移图，因为去相关图也可能对波形和频率的变化敏感。图4D中的线408表示第一与第二点402和404之间的互相关，并且线410表示第二和第三点406和408之间随时间的互相关。类似地，在图5D中，线508代表图5A和图5B中所示的第一点502与第二点504之间的互相关，并且线510表示第二和第三点506和508之间随时间的互相关。如图4D所示，在均质介质内的每个横向对之间的互相关值相对较高。相反，针对图5中线510的互相关值低得多，指示异质介质中的点504和506之间可能存在病变。通过将幅值位移与互相关值与对应的参考值进行比较，本文的系统被配置为重建组织弹性的定性表示，如图6A和6B中所示，与基于剪切波飞行时间的定量图不同，其不需要高剪切波位移SNR。在各个实施例中，由定性处理模块140做出的所有幅值位移确定，包括相对于参考图，相对于最大位移体积被归一化，从而基于位移幅值的差异提供相对组织弹性变化的准确描述。
在特定方面中，可以使用与对应于正被评估的介质的参考相关值相比的像素的测量相关值来生成参考图。例如，利用相邻空间位置处的剪切波的相关系数来绘制空间刚度分布。这样的图可以称为去相关图，因为在没有包含的情况下观察到最大的相关性，并且任何包含检测都基于相关性的损失，因此命名为去相关。虽然基于剪切位移幅值的“传统”图仅对波幅值的变化敏感，但是两个空间点中的位移概况之间的相关系数(去相关)的变化也对波形和频率的变化敏感，因此，可以实现对材料特性变化的更高灵敏度。在低位移幅值和低SNR的情况下，这种较高的灵敏度对于病变检测和监视至关重要。同样，通过实验地获得参考图，然后将像素的测量相关值除以参考相关值，以得到与均匀介质相比由于组织刚度差异而导致的相关性损失。位于(xo，yo)的像素的去相关值被给出为：
(1)
Figure BDA0002757771660000161
其中，★指示两个信号之间的互相关算子，D(x，y)指示在两个相继的点上测量的位移信号在时间(x，y)上的时间函数，下标ref指示参考测量。然后，以分贝尺度显示计算出的去相关图，以实现更好的可视化。
另外，可以使用修改后的互相关函数*进行比较
Figure BDA0002757771660000162
这限制了积分范围来适当选择的最大时间延迟T，从而在非常早期/晚期排除信号的潜在的噪声部分。
替代地，有限积分范围可以是不对称的，即从Tmin到Tmax的范围，并为积分时间的最小值和最大值选择合适的值。
可替代地，在应用公式(1)中的互相关算符之前，将函数D和/或Dref乘以合适地选择的权重函数w，可以以信号D和/或Dref的加权变版本执行所述比较。高斯函数是一种合适的加权函数，用于远离峰值的低信号电平降低噪声。
Figure BDA0002757771660000163
选择任意a作为比例参数并选择常数b，使得加权函数的峰值与预期信号D(x)的峰值匹配。
图6A是通过比较从图4C和5C提取的数据而生成的剪切波位移幅值重建图。所述图包括相对于参考的高幅值变化的区域602a，其指示可能存在消融引起的病变，被相对低幅值变化的区域604a围绕。图6B是通过比较从图4D至图5D提取的数据而生成的剪切波去相关重建图。由高去相关602b的局部区域证实了消融诱发的病变的存在和大致位置，所述局部区域被相对低的去相关604b的区域包围，所述低去相关604b的区域与在图6中分别示出的高和低幅值变化的区域紧密对齐。当生成图6A的剪切波幅值位移重建图和/或图6B的剪切波去相关重建图时，本文中的一个或多个部件，例如定性处理模块140和/或显示处理器148，可以被配置为对位于每个横向间隔的接收波束之间的幅值位移/去相关值进行插值，从而生成在整个覆盖范围内的平滑的、空间连续的图。
为了清楚地阐明在定性重建图中识别出的一个或多个病变的外边界，本文的系统部件，例如边界模块158，可以被配置为将定性图(例如，图6A和6B的图)与相同区域的至少一个定量弹性图相组合。这样做可以从定量弹性图中消除噪声。因此，本文中的系统可以被配置为生成改进的弹性数据，所述数据省略了通常在定量弹性图中发现的嘈杂的低SNR数据，而是体现了由清晰边界描绘的定义的病变位置。以此方式，本文的系统通过去除噪声、提高病变识别的准确性并减少处理时间来改进超声SWI技术。
图7是根据本公开原理执行的剪切波成像方法的流程图。示例方法700示出了可以以任何顺序由本文描述的系统和/或装置利用的步骤。方法700可以由超声成像系统(例如系统100)或其他系统执行，包括例如移动系统(例如皇家飞利浦有限公司(“飞利浦”)的LUMIFY)。另外的示例系统可以包括也由飞利浦生产的SPARQ和/或EPIQ。
在所示的实施例中，方法700通过“响应于朝向目标组织发射的超声脉冲而采集超声回波”而在框702处开始。
在框704处，所述方法涉及“将推动脉冲发射到目标组织中以在目标组织中生成剪切波”。
在框706处，所述方法涉及“发射在空间上规划为在一个或多个位置与剪切波相交的跟踪脉冲”。
在框708处，所述方法涉及“接收跟踪脉冲与剪切波相交之处的回波信号”。
在框710处，所述方法涉及“存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据”。
在框712处，所述方法包括“基于跟踪回波数据来确定传播通过目标组织的剪切波的位移幅值”。
在框714，所述方法涉及“基于所确定的位移幅值来生成目标组织的定性组织弹性图”。
图8A是剪切波去相关重建图的示例。类似于图6B所示的去相关图，图8A中的图是定性的，并且包括高去相关802a的一个局部区域。可以通过边界模块158从去相关重建图上识别和分组类似的去相关区域的不同区域，边界模块158可以在每个不同区域之间划分边界并生成轮廓线来描绘它们，从而产生去相关轮廓图，如图8B中所示。
为了增强相对于实际病变边界的轮廓线的准确性，边界模块158还可以被配置为将轮廓图覆盖在定量的组织弹性图上，如图8C中的叠加图所示。定量弹性图可以以文献中描述的各种方式来生成，例如，根据飞行时间方法。如图8C中所示，由去相关图生成的轮廓线可能与定量图中明显的不同刚度水平的区域精确对准。为了评估和改善等高线图和定量弹性图之间的拟合度，以使等高线精确地封装存在于底层组织中的任何病变，边界模块158可以生成两个度量。第一度量，聚焦度(f)体现了相对于轮廓质心的给定轮廓内的平均刚度分布。第二指标，惩罚(p)，体现了给定轮廓外组织刚度的平均分布。如果叠加图上的点(x，z)在轮廓内，则边界模块158将在该点处的杨氏模量有助于轮廓的聚焦性。如果该点位于轮廓之外，则该点的杨氏模量将贡献于针对该轮廓的惩罚。该关系可以数学地表示为：
如果(x，z)∈Ci，则
Figure BDA0002757771660000181
如果否，则
Figure BDA0002757771660000182
E(x，z)指示在特定像素位置(x，z)上与轮廓定义的区域的质心的距离为r的刚度值，并且Ci指示在去相关dB水平‘i’处的轮廓包围的区域。边界模块158可以被配置为操作定义为代价＝p-f。在一些示例中，为了改善每个轮廓线与包括在定量图中的局灶性病变之间的拟合度，从而生成包含病变的最佳轮廓线，边界模块158还可以被配置为通过最大化聚焦性值并且最小化针对一条或多条候选轮廓线的惩罚值来最小化代价函数。
图9A是从图9B的定性去相关图产生的针对一范围的轮廓线候选值(以分贝(dB)为单位)的惩罚902、聚焦度904和代价函数906的图。如图所示，代价函数906最初减小直到达到约29dB的最小点。然后，代价函数906随着惩罚902项的增加而增加，指示表示位于包括不同横截面区域的每个轮廓线候选之外的硬组织的像素数量增加。29dB的轮廓线表示针对图9所示的病变910的最佳轮廓线，当线叠加在图9B的去相关图上时，如线908和实际病变之间的紧密拟合所示。最佳轮廓线908也可以通过边界模块158叠加到定量刚度图上。如图图9C中所示，所述动作可以揭示不表示病变的高刚度区域。这样的区域可以代替地表示信号噪声或对实际病变没有贡献高硬度的结构。为了在存在噪声的情况下清楚地描绘出实际病变，边界模块158可以还被配置为遮盖定量图内落在最佳轮廓线之外的区域，例如区域912，并生成混合图，其中这样的遮盖区域在显示器上被遮盖。参考图1，所示的混合图166包括病变168和遮盖区域170。在所示的特定实施例中，在图166上仅示出了病变168。在另外的示例中，组织弹性变化的一个或多个区域可以保留在图上。例如，边界模块158可以单独或与边界显示处理器164和/或用户接口150组合使用，可以配置为应用不同的掩蔽阈值以增加或减少最终混合图166中表示的细节。
在一些示例中，边界模块158可以将最大化算子应用于罚函数和聚焦性函数以定义代价函数，并且继续识别使代价函数最小化的轮廓线。根据这样的实现方式，如图10A中所示，在惩罚和聚焦性函数的交点处，代价函数将被最小化。惩罚函数1002在大约32.8dB处与聚焦性函数1004相交。该轮廓阈值由显示在图10B的定性去相关图上的第一最佳轮廓线1006指示。替代地，可以至少部分地基于定性去相关图的梯度来确定最佳轮廓线，其在图10D的梯度图中示出。为了基于梯度来识别最佳轮廓线，可以在梯度图上绘制一系列轮廓线，并且针对每条线，可以将梯度值相加，然后将总和除以轮廓线的长度，从而得到每条线的平均梯度。可以选择具有最大平均梯度的轮廓线，并将其叠加在去相关和/或定量刚度图上，如由在图10B和10C中的线1008所示。边界将因此划定最明显的梯度变化。在各种示例中，边界模块158可以被配置为评估两条或更多条候选轮廓线，例如线1006和1008，并选择一条用于划分病变。可以针对每条线计算置信度，并且选择具有最高置信度的线。额外地或替代地，可以显示两条或更多条候选轮廓线以供用户选择。用户可以基于候选的视觉评估和/或通过应用预设准则来选择单个轮廓线。在一些示例中，准则可以包括对组织过度包含的编程的偏好，从而降低了不消融靶组织的可能性。相比之下，准则还可以包括针对组织欠包含的编程偏好，从而将消融健康组织的可能性降至最低。
在一些实施例中，SNR可能太低而无法获得有意义的定量刚度图。在这种情况下，边界模块158可以被配置为确定从消融过程的热模型导出的热图或弹性图上的罚分和聚焦函数。根据这样的实施方式，定性去相关图可以由定量热数据来证实。
图11是根据本公开原理执行的剪切波成像方法的流程图。示例方法1100示出了可以以任何顺序由本文描述的系统和/或装置利用的步骤。方法1100可以由超声成像系统(例如系统100)或其他系统执行，包括例如移动系统(例如皇家飞利浦有限公司(“飞利浦”)的LUMIFY)。另外的示例系统可以包括也由飞利浦生产的SPARQ和/或EPIQ。
在所示的实施例中，方法1100通过“响应于朝向目标组织发射的超声脉冲而采集超声回波”而在框1102处开始。
在框1104处，所述方法涉及“将推动脉冲发射到目标组织中以在目标组织中生成剪切波”。
在框1106处，所述方法涉及“发射在空间上规划为在一个或多个位置与剪切波相交的跟踪脉冲”。
在框1108处，所述方法涉及“接收跟踪脉冲与剪切波相交之处的回波信号”。
在框1110处，所述方法涉及“存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据”。
在框1112，所述方法涉及“基于所接收的回波信号来生成目标组织的定性组织弹性图”。
在框1114，所述方法涉及“基于所接收的回波信号来生成目标组织的定量组织弹性图”。
在框1116，所述方法涉及“通过将定性组织弹性图与定量组织弹性图相组合来确定目标组织内增加的刚度区域的边界。”
在使用诸如基于计算机的系统或可编程逻辑的可编程设备来实现部件、系统和/或方法的各种实施例中，应当理解，上述系统和方法可以使用各种已知的或以后开发的编程语言，例如“C”，“C++”，“FORTRAN”，“Pascal”，“VHDL”等中的任一种来的实现。因此，可以准备各种存储介质，例如磁性计算机磁盘、光盘、电子存储器等，其可以包含可以指导例如计算机的设备以实现上述系统和/或方法的信息。一旦适当的设备可以访问包含在存储介质上的信息和程序，存储介质就可以将信息和程序提供给该设备，从而使该设备能够执行本文描述的系统和/或方法的功能。例如，如果将包含适当材料(例如源文件、目标文件、可执行文件等)的计算机盘提供给计算机，则计算机可以接收所述信息，对其自身进行适当的配置并执行上面的图解和流程图中描绘的各种系统和方法的功能以实现各种功能。也就是说，计算机可以从磁盘接收与上述系统和/或方法的不同元素有关的信息的各个部分，实现个体系统和/或方法，并协调以上描述个体系统和/或方法的功能。
鉴于本公开，应当注意，本文描述的各种方法和设备可以以硬件、软件和固件来实现。此外，各种方法和参数仅作为示例而被包括，而没有任何限制意义。鉴于本公开，本领域普通技术人员可以在确定他们自己的技术和影响这些技术的所需设备的情况下实施本教导，同时仍在本公开的范围内。本文中描述的一个或多个处理器的功能可以被合并到更少的数目或单个处理单元(例如，CPU)中，并且可以使用被编程为响应于可执行指令而执行本文描述的功能的专用集成电路(ASIC)或通用处理电路来实现。
尽管可能已经特别参考超声成像系统描述了本系统，但是还可以想到，本系统可以扩展到以系统的方式获得一幅或多幅图像的其他医学成像系统。因此，本系统可用于获得和/或记录与肾、睾丸、乳腺、卵巢、子宫、甲状腺、肝、肺、肌肉骨骼、脾、心脏、动脉和血管系统有关的图像信息，以及与超声引导干预相关的其他成像应用，但不限于其。此外，本系统还可以包括可以与常规成像系统一起使用的一个或多个程序，使得它们可以提供本系统的特征和优点。通过研究本公开，本公开的某些其他优点和特征对于本领域技术人员而言可能是显而易见的，或者可以由采用本公开的新颖系统和方法的人员来体验。本系统和方法的另一个优点可以是可以容易地升级传统的医学成像系统以并入本系统、设备和方法的特征和优点。
当然，应当理解，根据本系统、设备和方法，本文中描述的示例、实施例或过程中的任何一个可与一个或多个其他示例我、实施例和/或过程相组合，或是分离的，和/或在分立设备或设备部分之中执行。
最终，以上讨论旨在仅仅为对本发明的系统的说明并且不应理解为将所附权利要求限制到任何特定的实施例或实施例的组。因而，虽然已经参考示范性实施例详细描述了本系统，但是也应领会到，在不脱离如权利要求书所提出的本系统的更宽且意旨的精神和范围的情况下，本领域技术人员可以设计出众多的变型和替代实施例。因此，说明书和附图应被视为是以说明性的方式并且不旨在限制随附权利要求的范围。

Claims (20)

1.一种用于剪切波成像的超声成像系统，包括：
超声换能器，其被配置为响应于朝着目标组织发射的超声脉冲而采集回波；
波束形成器，其被配置为：
响应于推动脉冲，从所述超声换能器发射跟踪脉冲，其中，所述推动脉冲在所述目标组织中生成剪切波，并且所述跟踪脉冲在空间上被规划为在一个或多个位置处与所述剪切波相交；并且
从所述超声换能器接收所述跟踪脉冲与所述剪切波相交之处的回波信号；以及
处理器，其与所述波束形成器通信并且被配置为：
存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据；
响应于所述跟踪回波数据，确定传播通过所述目标组织的所述剪切波的位移幅值；并且
基于所确定的位移幅值，生成所述目标组织的定性组织弹性图。
2.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述处理器被配置为通过将确定的位移幅值与参考位移幅值进行比较来生成所述定性组织弹性图。
3.根据权利要求2所述的超声成像系统，其中，所确定的位移幅值是在所述目标组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定的，并且所述参考位移幅值是在参考组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定的或者是根据模拟模型而数值地确定的。
4.根据权利要求3所述的超声成像系统，其中，所述参考组织包括所述目标组织的体模模型。
5.根据权利要求3所述的超声成像系统，其中，所述参考组织包括与所述目标组织相对应的组织类型并且没有刚度增加的区域的患者样本。
6.根据权利要求3所述的超声成像系统，其中，所述处理器还被配置为：
通过比较在所述目标组织内的所述横向间隔的点的相继的对处所确定的位移幅值来确定位移幅值去相关值；
通过比较在所述参考组织内的所述横向间隔的点的相继的对处所确定的位移幅值来确定参考位移幅值去相关值；
将所述位移幅值去相关值与所述参考位移幅值去相关值进行比较；并且
基于所述比较来生成所述定性组织弹性图。
7.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述超声换能器被耦合到消融设备，所述消融设备被配置为消融刚度增加的区域或包括所述刚度增加的区域的更大区域。
8.根据权利要求7所述的超声成像系统，其中，所述超声换能器、波束形成器和处理器被配置为与所述消融设备同时操作。
9.根据权利要求1所述的超声成像系统，还包括用户接口，所述用户接口被配置为显示所述定性组织弹性图。
10.根据权利要求2所述的超声成像系统，其中，所述参考位移幅值是从参考图导出的。
11.根据权利要求10所述的超声成像系统，还包括被配置为存储多幅参考图的存储器。
12.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述目标组织包括含有热损伤的刚度增加的区域。
13.一种剪切波成像的方法，所述方法包括：
响应于向目标组织发射的超声脉冲而采集超声回波；
将推动脉冲发射到所述目标组织中，以在所述目标组织中生成剪切波；
发射在空间上被规划为在一个或多个位置与所述剪切波相交的跟踪脉冲；
接收所述跟踪脉冲与所述剪切波相交之处的回波信号；
存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据；
基于所述跟踪回波数据来确定传播通过所述目标组织的所述剪切波的位移幅值；并且
基于所确定的位移幅值来生成所述目标组织的定性组织弹性图。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，基于所确定的位移幅值来生成所述目标组织的所述定性组织弹性图包括将所确定的位移幅值与参考位移幅值进行比较。
15.根据权利要求14所述的方法，其中，所确定的位移幅值是在所述目标组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定的，并且所述参考位移幅值是在参考组织内的两个或更多个横向间隔的点处确定的或者是根据模拟模型而数值地确定的。
16.根据权利要求15所述的方法，还包括：
通过比较在所述目标组织内的所述横向间隔的点的相继的对处所确定的位移幅值来确定位移幅值去相关值；
通过比较在所述参考组织内的所述横向间隔的点的相继的对处所确定的位移幅值来确定参考位移幅值去相关值；
将所述位移幅值去相关值与所述参考位移幅值去相关值进行比较；并且
基于所述比较，生成所述定性组织弹性图。
17.根据权利要求13所述的方法，还包括在用户接口上显示所述定性组织弹性图。
18.根据权利要求14所述的方法，其中，所述参考位移幅值是从参考图导出的。
19.根据权利要求13所述的方法，其中，所述目标组织包括含有热损伤的刚度增加的区域。
20.一种包括可执行指令的非瞬态计算机可读介质，所述可执行指令在被运行时使超声成像系统的处理器执行根据权利要求13至19中的任一项所述的方法。
CN201980029938.7A 2018-05-03 2019-05-01 用于组织弹性监测和显示的剪切波幅值重建 Pending CN112135567A (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201862666348P 2018-05-03 2018-05-03
US62/666,348 2018-05-03
US201862741905P 2018-10-05 2018-10-05
US62/741,905 2018-10-05
PCT/EP2019/061156 WO2019211336A1 (en) 2018-05-03 2019-05-01 Shear wave amplitude reconstruction for tissue elasticity monitoring and display

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN112135567A true CN112135567A (zh) 2020-12-25

Family

ID=66379923

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201980029938.7A Pending CN112135567A (zh) 2018-05-03 2019-05-01 用于组织弹性监测和显示的剪切波幅值重建

Country Status (5)

Country Link
US (1) US11766244B2 (zh)
EP (1) EP3787519B1 (zh)
JP (1) JP7258916B2 (zh)
CN (1) CN112135567A (zh)
WO (1) WO2019211336A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113855235A (zh) * 2021-08-02 2021-12-31 应葵 用于肝脏部位的微波热消融手术中磁共振导航方法及装置

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021092575A1 (en) * 2019-11-07 2021-05-14 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods for harmonic motion elastography
CN114173670A (zh) * 2020-04-24 2022-03-11 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 粘弹性测量方法和超声测量系统

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010104863A1 (en) * 2009-03-09 2010-09-16 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for ultrasound vibrometry using orthogonal basis functions
CN102667522A (zh) * 2009-11-25 2012-09-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 采用聚焦扫描线波束形成的超声剪切波成像
US20130218011A1 (en) * 2012-02-16 2013-08-22 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Visualization of Associated Information in Ultrasound Shear Wave Imaging
CN104825195A (zh) * 2015-05-25 2015-08-12 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 剪切波粘弹性成像方法及系统
US20170322308A1 (en) * 2014-10-28 2017-11-09 Super Sonic Imagine Imaging methods and apparatuses for performing shear wave elastography imaging
WO2017211757A1 (en) * 2016-06-10 2017-12-14 Koninklijke Philips N.V. Using reflected shear waves for monitoring lesion growth in thermal ablations
CN107708575A (zh) * 2015-06-01 2018-02-16 杜克大学 用于单个跟踪位置剪切波弹性成像的方法、系统和计算机程序产品

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6984209B2 (en) * 2003-07-02 2006-01-10 The Brigham And Women's Hospital, Inc. Harmonic motion imaging
US20050215899A1 (en) 2004-01-15 2005-09-29 Trahey Gregg E Methods, systems, and computer program products for acoustic radiation force impulse (ARFI) imaging of ablated tissue
EP1864612A4 (en) 2005-03-30 2009-10-28 Hitachi Medical Corp ULTRASOUND DEVICE
US20100016719A1 (en) 2008-07-16 2010-01-21 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adaptive regulation of acoustic output power in medical ultrasound imaging
CN104394771B (zh) * 2012-06-04 2017-07-04 泰尔哈绍梅尔医学研究基础设施和服务有限公司 超声图像处理
US9244169B2 (en) 2012-06-25 2016-01-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Measuring acoustic absorption or attenuation of ultrasound
JP5753633B2 (ja) 2013-03-05 2015-07-22 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置、及び送受信方法
US10512450B2 (en) 2013-09-24 2019-12-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Shear wave estimation from analytic data
US10194889B2 (en) * 2014-04-23 2019-02-05 Duke University Methods, systems and computer program products for multi-resolution imaging and analysis
EP3160358B1 (en) 2014-06-30 2020-08-05 Koninklijke Philips N.V. Ultrasound shear wave elastography featuring therapy monitoring
JP6475456B2 (ja) 2014-09-26 2019-02-27 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置
US9687145B2 (en) * 2014-11-10 2017-06-27 University Of Houston System Optical coherence elastography to assess biomechanics and detect progression of ocular and other tissues degenerative diseases
WO2016093024A1 (ja) 2014-12-08 2016-06-16 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置、及び弾性評価方法
WO2016156540A1 (en) 2015-03-31 2016-10-06 Koninklijke Philips N.V. Calibration of ultrasonic elasticity-based lesion-border mapping
CN105212968B (zh) 2015-10-29 2019-01-04 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 弹性检测方法和设备
US10512452B2 (en) * 2016-07-13 2019-12-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Tissue characterization in medical diagnostic ultrasound

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010104863A1 (en) * 2009-03-09 2010-09-16 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for ultrasound vibrometry using orthogonal basis functions
CN102667522A (zh) * 2009-11-25 2012-09-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 采用聚焦扫描线波束形成的超声剪切波成像
US20130131511A1 (en) * 2009-11-25 2013-05-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic shear wave imaging with focused scanline beamforming
US20130218011A1 (en) * 2012-02-16 2013-08-22 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Visualization of Associated Information in Ultrasound Shear Wave Imaging
US20170322308A1 (en) * 2014-10-28 2017-11-09 Super Sonic Imagine Imaging methods and apparatuses for performing shear wave elastography imaging
CN104825195A (zh) * 2015-05-25 2015-08-12 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 剪切波粘弹性成像方法及系统
CN107708575A (zh) * 2015-06-01 2018-02-16 杜克大学 用于单个跟踪位置剪切波弹性成像的方法、系统和计算机程序产品
WO2017211757A1 (en) * 2016-06-10 2017-12-14 Koninklijke Philips N.V. Using reflected shear waves for monitoring lesion growth in thermal ablations

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113855235A (zh) * 2021-08-02 2021-12-31 应葵 用于肝脏部位的微波热消融手术中磁共振导航方法及装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20210113192A1 (en) 2021-04-22
EP3787519A1 (en) 2021-03-10
WO2019211336A1 (en) 2019-11-07
EP3787519B1 (en) 2021-10-13
JP7258916B2 (ja) 2023-04-17
US11766244B2 (en) 2023-09-26
JP2021522004A (ja) 2021-08-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6994494B2 (ja) エラストグラフィ測定システム及びその方法
EP2232299B1 (en) Method and system for imaging vessels
RU2702090C2 (ru) Калибровка ультразвукового, основанного на эластичности, отображения границы очага поражения
EP3013244B1 (en) System and method for mapping ultrasound shear wave elastography measurements
EP1974672B1 (en) Ultrasonic imaging apparatus and ultrasonic velocity optimization method
JP5730978B2 (ja) 超音波診断装置、及び方法
US20120134233A1 (en) Systems and methods for acoustic radiation force imaging with enhanced performance
KR20190088165A (ko) 초음파 영상장치 및 그 제어방법
EP3787519B1 (en) Shear wave amplitude reconstruction for tissue elasticity monitoring and display
US20220386996A1 (en) Ultrasonic shearwave imaging with patient-adaptive shearwave generation
CN109310401A (zh) 使用反射剪切波来监测热消融中的损伤生长
JP7354145B2 (ja) 組織弾性モニタリング及び表示のためのせん断波振幅再構成
RU2651875C2 (ru) Ультразвуковое измерение объемного потока для планирования абляции
CN111789632B (zh) 超声波诊断装置、信号处理装置以及存储介质
US20230380805A1 (en) Systems and methods for tissue characterization using multiple aperture ultrasound
JP2021090724A (ja) パルス波ドップラー撮像においてアーチファクト警告を自動的に提供するための方法およびシステム
CN114072060A (zh) 一种超声成像方法以及超声成像系统
CN111281423A (zh) 一种超声图像优化方法和超声成像设备
Fleming Robust displacement estimation for ultrasound elastography and thermal imaging

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination