CN112437634A - 智能导波弹性成像 - Google Patents

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Abstract

本公开内容描述了被配置为经由剪切波弹性成像来确定有限大小的薄组织(也被称为有边界的组织)的剪切波速度和组织硬度水平的系统和方法。系统能够包括被配置为响应于朝向组织发送的脉冲而采集回波的超声换能器。系统还能够将推动脉冲发送到所述组织中以生成剪切波并跟踪与所述剪切波相交的脉冲。所述系统还能够将方向滤波器应用于接收到的回波数据并基于所述有边界的目标相对于所述超声换能器的尺寸和角度取向来生成经方向滤波的剪切波数据。所述系统能够基于经滤波的剪切波数据和相对于所述换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下的所述剪切波的速度并确定与所述组织的形状或形式无关的组织硬度值。

Description

智能导波弹性成像
技术领域
本公开内容涉及用于使用剪切波弹性成像来确定有限大小的薄组织(也被称为有边界的组织)的硬度水平的超声系统和方法。
背景技术
超声剪切波弹性成像已经用于测量各种组织的局部硬度水平，这可以为检测组织异常和诊断病症(例如，癌症或肝脏纤维化)提供有价值的信息。超声波剪切波弹性成像通常涉及将“推动脉冲”从换能器发送到组织中，从而生成横向传播通过组织的剪切波。然后，能够使用由换能器发出的跟踪脉冲来测量剪切波传播时的速度，该速度通常基于组织的硬度而发生波动。例如，假设在每种组织类型中使用完全相同的推动脉冲来生成剪切波，则软组织中的剪切波速度通常比硬组织中的剪切波速度慢。因此，剪切波速度的变化能够用于区分正常的软组织与异常的硬组织。
事实证明，虽然已有的超声弹性成像系统可以有效地测量诸如肝脏、乳房、前列腺和甲状腺之类的器官中的局部组织硬度，但是在包括这样的器官的组织中的剪切波传播被建模为无限大小的均匀厚组织中的剪切波传播。正因如此，穿过组织的剪切波在很大程度上不会受到组织边界的影响，从而允许剪切波不受阻碍地传播通过组织。相比之下，有限大小的薄组织、有边界或半无限的组织(例如，心脏组织和血管组织)、包括器官(例如，膀胱)的组织和/或通常与具有不同硬度的另一组织或材料相邻的任何组织都会限制剪切波穿过这些组织进行的扩散，从而决定了波的传播方向并引起了复杂的波阵面(生成的剪切波长小于组织厚度，从而引起剪切波速度分散)，这通常会使得低估组织硬度。对有边界的组织的硬度的准确表征仍然受到无法考虑与剪切波通过这样的组织进行传播相关联的复杂性的成像模态的阻碍。需要被配置为经由剪切波弹性成像来确定有边界的组织的硬度的新的超声系统。
发明内容
本公开内容描述了用于经由剪切波弹性成像来确定有限大小的薄组织(也被称为有边界的组织)内的剪切波传播速度并对组织硬度水平进行量化的系统和方法。剪切波传播速度在有边界的组织中可能会被低估，这是因此从限制性组织边界反射的波所生成的波模式转换。为了考虑外来波运动，本文中的系统能够包括方向滤波器，该方向滤波器被配置为对未与剪切波传播的主方向对齐的剪切波回波数据进行滤波，该剪切波回波数据可以由相对于超声换能器的组织厚度和角度取向来决定。在各种示例中，本文中的系统还能够被配置为无需用户输入即可确定相对于超声换能器的组织厚度和角度取向，从而减少错误和测量偏差的可能性。在方向滤波、厚度和角度确定之后，本文中的系统能够基于经滤波的波数据和组织相对于超声换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下传播的剪切波的速度。然后，能够利用所估计的速度以独立于组织大小和/或形状的方式确定组织硬度。本文中的系统内包括的用户接口能够显示由所公开的系统做出的一个或多个确定，以及有边界的目标组织的实况超声图像和组织硬度图。本文中描述的系统和方法可以用于确定各种有边界的组织(例如，血管壁、膀胱壁和/或心脏组织)中的组织硬度。
根据本公开内容的原理，一种用于剪切波成像的超声成像系统能够包括超声换能器，所述超声换能器被配置为响应于朝向有边界的目标组织发送的超声脉冲而采集回波。所述系统还能够包括波束形成器，所述波束形成器被配置为响应于推动脉冲而从所述超声换能器发送跟踪脉冲，其中，所述推动脉冲在所述有边界的目标组织中生成剪切波，并且所述跟踪脉冲被空间规划为在一个或多个位置处与所述剪切波相交。所述波束形成器还能够被配置为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。所述系统还能够包括与所述波束形成器通信的处理器，所述处理器被配置为：存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据；并且将方向滤波器应用于所述跟踪回波数据，以基于所述有边界的目标组织的尺寸和所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的角度取向来生成经方向滤波的波数据。所述处理器还能够基于经滤波的波数据以及所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下的所述剪切波的速度；并且使用所估计的速度以及所述组织的至少一个尺寸参数来确定与所述有边界的目标组织的形状或形式无关的、所述有边界的目标组织的硬度值。
在一些示例中，所述有边界的目标组织的所述尺寸包括所述有边界的目标组织的厚度。在一些实施例中，所述处理器能够被配置为通过对所述有边界的目标组织执行图像分割来确定所述有边界的目标组织的所述厚度。在一些示例中，所述处理器能够被配置为确定所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的所述角度取向。在一些实施例中，能够通过对所述回波数据应用去斑点滤波器并对经去斑点的回波数据执行霍夫变换来确定所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的所述角度取向。在一些示例中，所述有边界的目标组织的所述角度取向相对于所述超声换能器成锐角或斜角。
在一些实施例中，所述系统还能够包括用户接口，所述用户接口被配置为显示所述有边界的目标组织的B模式图像。在一些示例中，所述用户接口还能够被配置为在所述B模式图像上显示可移动的感兴趣区域框。在一些实施例中，所述用户接口还能够被配置为显示所述有边界的目标组织的实况量化硬度图。在一些示例中，所述波束形成器还能够被配置为控制所述超声换能器在能由用户选择的心动周期相位期间发送所述推动脉冲。在一些实施例中，所述有边界的目标组织包括由一种或多种具有与所述有边界的目标组织不同的机械性质的相邻组织或物质所局限的组织。在一些示例中，所述有边界的目标组织包括心肌组织或血管组织。
根据本公开内容的原理，一种剪切波成像的方法能够涉及：响应于朝向有边界的目标组织发送的超声脉冲而采集超声回波；将推动脉冲发送到所述有边界的目标组织中以在所述有边界的目标组织中生成剪切波；发送跟踪脉冲，所述跟踪脉冲被空间规划为在一个或多个位置处与所述剪切波相交；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；将方向滤波器应用于所述跟踪回波数据，以基于所述有边界的目标组织的尺寸和所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的角度取向来生成经方向滤波的波数据；基于经滤波的波数据以及所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下的所述剪切波的速度；并且使用所估计的速度以及所述组织的至少一个尺寸参数来确定与所述有边界的目标组织的形状或形式无关的、所述有边界的目标组织的硬度值。
在一些示例中，所述有边界的目标组织的所述尺寸包括所述有边界的目标组织的厚度。在一些实施例中，所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的所述角度取向能够是相对于所述超声换能器来确定的。在一些示例中，所述有边界的目标组织能够包括由一种或多种具有与所述有边界的目标组织不同的机械性质的相邻组织或物质所局限的组织。在一些实施例中，将所述推动脉冲发送到所述有边界的目标组织中能够涉及：在能由用户选择的心动周期相位期间发送所述推动脉冲。在一些示例中，所述方法还能够涉及：显示所述有边界的目标组织的超声图像和叠加在所述超声图像上的可移动的感兴趣区域框。在一些实施例中，所述有边界的目标组织的所述厚度能够为约1mm至约2cm。
本文描述的任何方法或其步骤可以被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运行时可以使医学成像系统的处理器执行本文实施的方法或步骤。
附图说明
图1A是在厚的无限组织的剪切波传播数学模型中执行的超声剪切波弹性成像的图。
图1B是在薄的有限的有边界的成角度的组织的剪切波传播数学模型中执行的超声剪切波弹性成像的图。
图1C是示出在仅厚度变化的组织样本中测得的作为剪切波频率的函数的剪切波速度的图。
图2是根据本发明的原理构建的超声成像系统的框图。
图3A提供了在厚的无限组织中执行的剪切波弹性成像的概览。
图3B提供了在薄的有限的有边界的组织中执行的剪切波弹性成像的概览。
图3C提供了在薄的有限的有边界的成角度的组织中执行的剪切波弹性成像的概览。
图4A提供了根据本公开内容的示例执行的厚的无限组织的绝对硬度量化的概览。
图4B提供了根据本公开内容的示例执行的薄的有限的有边界的组织的绝对硬度量化的概览。
图4C提供了根据本公开内容的示例执行的薄的有限的有边界的成角度的组织的绝对硬度量化的概览。
图5是根据本公开内容的原理执行的方法的流程图。
具体实施方式
以下对某些示例性实施例的描述在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。在以下对本系统和方法的实施例的详细描述中，对附图进行参考，附图形成以下详细描述的部分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。足够详细地描述这些实施例，从而使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，可以在不脱离本系统的精神和范围的情况下利用其他实施例和进行结构和逻辑上的改变。此外，为了清楚起见，当某些特征对于本领域技术人员来说显而易见时，将不会详细讨论这些特征的详细描述，以免模糊对本系统的描述。因此，以下详细描述不应被视为具有限制意义，并且本系统的范围仅由权利要求来限定。
以下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/或流程图说明的框以及框图和/或流程图说明的框的组合可以由计算机可执行指令来实施。可以将这些计算机可执行指令提供给通用计算机、专用计算机和/或其他可编程数据处理装置的处理器、控制器或控制单元以产生机器，使得该指令(其经由计算机和/或其他可编程数据处理装置的处理器运行)创建用于实施在框图和/或流程图的一个或多个框中指定的功能/动作的单元。
如本文所述，在一些示例中，有边界的组织是指被局限在小的横截面厚度中的组织。例如，有边界的组织可以以约1mm至约2、3、4或5mm的厚度(其可以对应于血管壁的横截面厚度)和/或高达约1cm至约2cm(其可以对应于各种心脏组织的横截面厚度)为特征。在另外的示例中，有边界的组织可以包括与具有不同性质(例如，不同组织密度)的材料或组织类型相邻的组织。在一些示例中，两种相邻材料之间的边界可以是突变的或渐变的。在一些示例中，有边界的组织可以包括与液体相邻的组织。例如，有边界的组织可以指与空气或尿液相邻的膀胱组织或与血液相邻的血管组织。有边界的组织还可以包括以不同机械性质分层的组织，例如，各个皮肤层。通常，可以将有边界的组织建模为半无限或局限的组织，通过该半无限或局限的组织，剪切波不能自由传播而不会接触组织性质发生明显变化的边界。本文预想到的有边界的组织的示例包括但不限于心脏组织和血管组织(例如，心肌组织和血管壁)以及器官壁组织(例如，膀胱壁组织)。为了便于描述，前述组织类型将由总括性术语“有边界的”来指代。
图1A是在厚的无限组织的模型中执行的超声剪切波弹性成像的图。常规的剪切波弹性成像系统能够在组织为无限(例如，相对较软的材料或组织中大于10cm的厚度，其中剪切波波长小于组织厚度)且不受局限以便跟踪剪切波传播的假设下操作。如图所示，通过将聚焦的推动脉冲发送到组织中而创建的剪切波以平面波(其通常不受刚性边界或组织性质突变的影响)的形式横向扩散。通过确定空间分辨率(x2-x1)与波到达时间(t2-t1)的比率，能够准确地测量剪切波的传播速度。测得的波传播速度的变化指示组织硬度的变化。
图1B图示了经由本文所述的系统和方法询问的组织的一般示例。如图所示，组织相对于用于发送推动脉冲的超声换能器而言是薄的，有限的，有边界的并且以倾斜角(α)定位。如果组织与换能器之间的角度没有得到校正，则通过空间分辨率与波达到时间的比率所确定的剪切波速度将会由于测量波达到时间之处的横向分离点(x0、x'1、x'2)之间的空间分辨率不匹配而产生偏差。如图1A所示，与无阻碍地扩散通过无限组织的剪切波不同，传播通过半无限和/或薄的有限的有边界的组织的剪切波以几何弥散为特征，在该几何弥散中，波的传播速度作为剪切波频率和组织厚度的函数而变化。结果，如果使用被配置为假定厚的无限组织几何配置的现有的剪切波弹性成像系统进行测量，则在较薄的组织(例如，心肌和血管)中可能会低估剪切波速度。剪切波信噪比(SNR)也可能很低，从而进一步妨碍了准确的剪切波检测。
图1C是在有限组织的情况下使用运动方程的数学解决方案得出的作为剪切波频率的函数的剪切波速度的图。这个数学解决方案被称为兰姆波模型。因为在所有三个组织样本中组织类型都完全相同，因此组织硬度也完全相同。然而，组织厚度的差异会使使用现有的弹性成像方法产生的剪切波速度估计结果产生偏差。具体地，该图示出了在a)厚度大于100mm的厚的无限组织，b)厚度为10mm的薄的有限组织，c)厚度为1mm的薄的有限组织中测得的剪切波速度。如图所示，测得的剪切波速度保持恒定，而与厚的无限组织中的剪切波频率无关。在10mm的组织中，在较低的剪切波频率下会低估剪切波速度，但在较高的频率下会更准确地估计剪切波速度，其中，估计结果与从厚的无限组织获得的估计结果大致一致。相比之下，与在10mm组织并且特别是在厚的无限组织中测得的剪切波速度相比，在较薄的1mm组织中的在所有剪切波频率下的剪切波速度的估计结果都不准确。由于剪切波的显著几何弥散，这种不一致在较低频率下最大。在厚的无限组织中，剪切波的传播不会因组织边界或组织机械性质改变而受到破坏。在更窄的组织中，剪切波传播会受到破坏，并且有边界的组织越窄，或者具有不同性质的相邻组织越靠近有边界的组织，破坏就越大。因此，现有的弹性成像方法无法以独立于组织大小、取向和/或形状的方式准确地估计组织硬度，从而导致临床评估不准确。本文提供的系统被配置为通过考虑组织尺寸和/或组织相对于用于将推动脉冲发送到组织中的超声换能器的角度取向来准确地估计剪切波速度和硬度。
图2示出了被配置为确定有边界的组织中的组织硬度特性的示例超声系统200，该示例超声系统200也可以相对于用于跟踪穿过这样的组织的剪切波的超声换能器成一定角度。在各种实施例中，系统200能够被配置为确定有边界的组织几何配置(包括组织方向和厚度)，并且基于这样的确定将方向滤波器应用于穿过组织的剪切波。在经由方向滤波器的实施方式去除了波运动的高阶模式之后，能够基于经方向滤波的数据和有边界的组织相对于超声换能器的角度取向在不同的剪切波频率下估计剪切波速度。然后，系统能够基于所估计的速度以及组织的至少一个尺寸参数来估计与组织的形状或形式无关的组织的硬度。在一些示例中，将在若干剪切波频率下的经方向滤波的剪切波速度输入到针对有限组织的波动方程的解决方案中，一种特定的解决方案被称为兰姆波模型，从而产生了绝对的组织硬度确定结果。如图所示，系统200能够包括超声数据采集单元210，该超声数据采集单元210能够包括超声探头211，该超声探头211包含被配置为发送和接收超声信号的超声传感器阵列212。阵列212被配置为将超声推动脉冲214发射到包含有边界的组织218(例如，动脉壁或心肌节段)的目标区域216中。在额外的或替代的实施例中，推动脉冲214可以由除了阵列212之外的其他阵列生成。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，可以例如使用被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。阵列212还被配置为将多个跟踪脉冲219发送到有边界的组织218中，以检测在发送推动脉冲之后的剪切波的传播。能够邻近推动脉冲214而发送跟踪脉冲219，并且在一些示例中可以相对于推动脉冲横向隔开跟踪脉冲219。在一些实施例中，例如，当利用线性探头发射跟踪脉冲时，跟踪脉冲219能够平行于推动脉冲214。在其他示例中，跟踪脉冲219可以不平行于推动脉冲214。例如，弯曲的探头可以在径向方向上发送跟踪脉冲，这些跟踪脉冲之间具有角距。这样的脉冲在笛卡尔空间中可能不是平行的，但是在极坐标系或圆柱坐标系中它们是在相同的方向上被发送的。阵列212经由发送/接收(T/R)开关223被耦合到发送波束形成器221和多线接收波束形成器222。能够由波束形成器控制器224来控制对波束形成器221、222进行的发送和接收的协调。多线接收波束形成器222能够产生回波信号的在空间上不同的接收线(A线)，该A线能够由信号处理器225通过滤波、降噪等来处理。在一些实施例中，数据采集单元210的部件可以被配置为根据在阵列212处接收的超声回波220来生成多个超声图像帧226。系统200还可以包括一个或多个处理器，例如，数据处理器227，这一个或多个处理器可以被配置为将A线数据组织成组并且基于在A线的每组中体现的数据来检测有边界的组织218的局部移动。数据处理器227能够被配置为将方向滤波器228应用于数据，以去除因剪切波反射离开组织边界和目标组织与周围的组织或物质之间的界面而生成的不想要的噪声。数据处理器227还能够被配置为基于经滤波的波数据以及组织相对于超声换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下的多个剪切波的速度。在以考虑到目标组织相对于超声换能器的角度取向和尺寸的方式估计了剪切波速度之后，数据处理器227还能够以与组织的形状、形式、大小或相对于超声换能器的角度取向无关的方式确定组织的硬度。在特定实施例中，数据处理器227能够将新的经滤波的数据输入到兰姆波模型229中。如图所示，在一些示例中，数据处理器227可以包括方向滤波器228和兰姆波模型229。在一些实施例中，方向滤波器和/或兰姆波模型可以被实施在与数据处理器通信耦合的一个或多个单独的模块中。数据采集单元210和数据处理器227的部件被一起配置为从穿过有边界的组织218的剪切波中去除噪声，并且独立于相对于超声换能器的角度取向、组织的厚度和/或形状而准确确定剪切波速度和组织硬度。可以部分地通过时间交错跟踪脉冲219来实现对组织位移的跟踪，例如，如在美国专利申请公开物US 2013/0131511(Peterson等人)中所描述的那样，通过引用将其整体并入本文。
在各种实施例中，系统210还包括与数据处理器227和用户接口231耦合的显示处理器230。显示处理器230和用户接口231能够被配置为生成并显示来自图像帧226的超声图像232以及组织统计数据234(例如，组织厚度(以mm为单位)、心动周期相位和/或剪切波速度和/或硬度(它们可以被叠加在图像上))。用户接口231还能够显示感兴趣区域(ROI)框236和实况组织硬度图238，该ROI框236能在用户的方向上移动。在一些示例中，可以仅在应用了方向滤波器228之后才显示图238，并且在一些实施例中，可以仅在兰姆波模型229之后显示图238，而在其他示例中，可以在实施方向滤波器228(以及任选地在实施兰姆波模型229)之前、期间和之后显示硬度图，因此示出了经由方向滤波以及在一些情况下经由波模式转换实现的估计硬度值的任何变化。用户接口231能够被配置为在执行超声扫描时实时显示超声图像232，并且可以在扫描之前、期间或之后的任何时间接收用户输入240。图2中示出的系统200的配置可以变化。例如，系统200能够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)可以用于实施系统200的一种或多种功能。在结合了这样的设备的示例中，超声传感器阵列212例如能够经由USB接口而连接。
系统200能够被配置为响应于接收到用户输入240而在多个成像模态与非成像模态之间切换。可能的模态之一包括剪切波成像，该剪切波成像可以包含用于无限和有边界的组织弹性成像的单独子模态，它相对于推动脉冲发送方向既可以是正常的又可以成角度。在一些示例中，在用户用指令指示系统进入针对有边界的组织的剪切波成像模式之后，可以出现被配置为显示实况超声图像的显示屏。在一些实施例中，用户能够通过视觉检查组织的超声图像(例如，B模式图像)来确定有边界的组织相对于超声换能器的角度取向。额外地或替代地，本文中的系统能够被配置为自动检测有边界的组织相对于超声换能器的角度。可以向用户呈现经由视觉检查，在数字角度测量工具的辅助下或者通过系统进行的自动化组织分割来测量组织角度的选项。
在操作中，系统200的用户可以最初选择感兴趣组织的视图。然后，用户可以选择用于执行对有边界的组织的剪切波弹性成像的操作模式，在一些实施例中，该操作模式可以被指示为“智能导波弹性成像模式”。用户还可以选择心动周期中的相位(例如，收缩期、舒张期或迹线)，以在此期间执行切变波弹性成像，或者系统200可以自动选择特定的相位。然后，可以将感兴趣区域(ROI)框236定位在用户接口231上的有边界的目标组织218的实况超声图像232上，并且通过发送一个或多个推动脉冲以及一系列跟踪脉冲来发起弹性成像。在实施例中，可以将多个推动脉冲发送到有边界的组织218中，以生成一定频率范围下的多个剪切波，使得能够在每个剪切波频率下检测剪切波速度。对来自组织的图像帧226的采集能够根据图像帧中体现的回波数据来发起对组织参数(例如，组织厚度、形状和/或相对于超声换能器的角度取向)的一次或多次自动确定。在各种示例中，可以执行组织分割，随后进行组织角度和厚度确定。然后，数据处理器227能够利用所确定的组织厚度和角度来初始化方向滤波器228，该方向滤波器228从回波数据中去除以因剪切波反射离开组织边界而产生的波运动的形式的更高阶的运动。在经由方向滤波器228对回波数据进行滤波之后，数据处理器227能够估计作为剪切波频率的函数的剪切波的速度，并且使用所估计的速度和至少一个尺寸参数(例如，厚度和/或相对于超声换能器的角度取向)来以与有边界的组织的形状或形式无关的方式来确定组织硬度。在一些特定示例中，能够将经滤波的数据拟合到兰姆波模型229以进行波转换和绝对组织硬度量化。
如上所述，能够手动或自动确定组织取向。手动确定可以涉及通过在用户接口231上显示的组织的B模式图像232上指示的直线来测量组织方向。能够例如经由用户操纵的旋钮来调节这条线。能够由数据处理器227来执行对组织取向的自动确定。在各种实施例中，数据处理器227能够被配置为使用在从数据采集单元210接收的图像帧226中体现的超声图像数据来分割组织。在特定示例中，数据处理器227能够被配置为通过对构成每个帧226的超声图像像素应用无斑点或平滑滤波器来对图像进行去斑点。在去斑点之后，数据处理器227能够对图像或者至少对感兴趣区域实施拉东(霍夫)变换以获得组织的主取向。另外地或替代地，数据处理器227能够被配置为计算局部海西斯矩阵，从而确定细长组织相对于超声换能器的角度取向。
也能够手动或自动确定组织厚度。能够通过直接卡尺测量组织来手动确定组织厚度。组织厚度的自动确定能够涉及执行组织分割技术，其可以涉及心脏应用中的心脏模型拟合。
在确定了有边界的目标组织218的厚度和相对于超声换能器的角度取向之后，能够应用方向滤波器228以去除剪切波噪声，这可以涉及应用以所确定的组织角度为中心的窄方向性。在一些实施例中，例如能够响应于用户输入240而调节这种方向性，使得能够增加或减少去除的噪声量。在一些示例中，能够将剪切波数据旋转到显示器的水平轴并向其应用方向滤波器。在其他示例中，能够应用定向的方向滤波器。在特定实施例中，方向滤波器228能够被配置为通过基于关于剪切波传播的假定方向提升到功率q的余弦而对波运动的空间频谱进行加权来对波数据进行滤波，如公式1.1所示：
Figure BDA0002899946680000111
在公式1.1中，ky和kx表示能够对剪切波的空间频谱进行测量和滤波的方向，α表示能够经由滤波器转向能力实施的方向滤波器228的旋转角度，并且q控制滤波器宽度。能够通过将处理器配置为考虑组织参数(例如，厚度和相对于超声换能器的角度取向)并通过合并独特地适于分析有边界的成角度的组织的多个子操作来导出方向滤波器228的独特配置以及系统200的独特配置(如公式1.1所示)。例如，公式1.2体现了一个二维波动公式，该公式可以将现有的方向滤波器配置为在无限组织模型中实施，其中，剪切波可以从点源向外传播，不受结构边界的限制：
Figure BDA0002899946680000121
其中，u(x,y)表示波位移，并且f是力。通过实施公式1.2，可以配备不太复杂的方向滤波器来仅滤除向后传播的反射的剪切波。能够配置更高级的方向滤波器以根据公式1.3专门在ky方向上对波运动进行滤波，例如，如由Manduca,A.等人在“Spatio-temporaldirectional filtering for improved inversion of MR elastography images”(医学图像分析，2003年，第7卷，第4期，第465-473页)中所描述的那样：
Figure BDA0002899946680000122
在公式1.3中，ey表示y方向上的单位向量。能够通过根据公式1.4和1.5对公式1.3实施旋转变换来增加方向滤波器228的转向能力：
k′x＝kxcos(α)+kysin(α) (公式1.4)
k′y＝kycos(α)-kxsin(α) (公式1.5)
通过对限于单个滤波轴的方向滤波器增加转向能力，能够获得在公式1.1的示例中的部分表示的方向滤波器228。
在对剪切波数据进行方向滤波之后，数据处理器227然后可以被配置为执行2D傅里叶变换分析，以估计在多个剪切波频率下的剪切波相位速度，这能够通过发送各种频率和/或强度水平的多个推动脉冲来执行。在一些示例中，能够通过将经方向滤波的波数据与兰姆波模型进行拟合来实施对多个频率下的剪切波相位速度的估计，从而确定量化的硬度或剪切模量估计。根据这样的示例，数据处理器227可以被配置为基于兰姆波模型来创建剪切波速度校正的查找表，该查找表可以被存储在与处理器耦合的存储器242中。能够将(在方向滤波后确定的)剪切波速度和组织厚度输入该查找表，以获得经校正的剪切波速度和/或模量值。
兰姆波模型229能够被配置为对经方向滤波的剪切波数据执行兰姆波分析。例如，可以通过将公式1.6应用于剪切波数据来获得常规的组织硬度估计结果：
E＝3·ρ·SWV2 (公式1.6)
其中，E是组织硬度，ρ是组织密度，并且SWV是例如根据峰时方法测得的剪切波速度。能够经由兰姆波模型229对有限介质中的剪切波进行模式转换来生成兰姆波。特别地，兰姆波的一个特性是弥散，这意味着剪切波的速度取决于频率。因此，能够通过k空间来分析兰姆波的弥散和波模式，这是时空剪切波运动的二维傅立叶变换，如由Nenadic,I.Z.等人在“Phase velocities and attenuations of shear,Lamb,and Rayleigh waves inplate-like tissues submerged in a fluid(L)”(J Acoust Soc Am，2011年，第130卷，第6期，第3549-3552页)中所描述的那样。在特定的实施方式中，能够根据公
式1.7来确定具有板状几何配置的有边界的目标组织的兰姆波弥散：
Figure BDA0002899946680000131
其中，kL是兰姆波数，ks是剪切波数，h是一半厚度，并且β是：
Figure BDA0002899946680000132
通过经由公式1.8合并兰姆波分析，有边界的目标组织的估计组织硬度E可以类似于相同组织类型的无限模型的估计组织硬度。
图3和图4图示了在实施数据处理器227、方向滤波器228以及在一些示例中实施兰姆波模型229之前和之后由数据采集单元210生成的各种输出。图3A提供了在模拟均匀的组织(例如，肝脏组织)的无限厚的体模组织模型中执行的剪切波弹性成像的概览。无限模型302a假定夹在超声探头和吸收体之间的是厚而柔软的组织，例如，厚度>10cm并且波长<10cm。无限组织的B模式图像304a在组织的任一侧不包括直接边界，从而允许剪切波穿过组织而不会发生偏转。在推动脉冲发送后的0.31ms、1.5ms和3.1ms时拍摄的三个序列图像快照306a中示出了平面剪切波的传播。能够实施对穿过无限组织的剪切波的飞行时间分析(也被称为峰时)以产生具有0-30kPa缩放范围的准确的定性硬度图308a。在叠加在硬度图上的ROI框内，组织硬度基本均匀。
图3B提供了在薄的有限的有边界的组织中执行的剪切波弹性成像的概览。与在无限模型302a中图示的无限组织相比，有边界的组织模型302b包括更狭窄的局限组织。在所示的示例中，有边界的组织包括具有约1cm的厚度的体模组织模型。虽然更狭窄，但是在有边界的组织模型302b中评价的组织的硬度与根据图3A评价的无限组织的硬度相同。有边界的组织的B模式图像304b示出组织被局限在约10mm的横截面厚度。在三个序列图像快照306b中示出了剪切波的传播。与在无限组织中生成的平面波模式不同，剪切波在组织边界内发生反射，从而产生复杂的波阵面。结果，尽管组织具有均匀的硬度，对应的硬度图308b也仍会包含高硬度的局部区。通过应用本文公开的方向滤波器228，能够去除这样的伪影，并且可以大大提高硬度图的准确性。这在序列图像快照307b中是明显的，序列图像快照307b表示上面示出的快照306b的方向滤波版本。在该示例中，方向滤波器228能够被配置为基于垂直于用于生成剪切波的推动脉冲的方向的剪切波的主方向(在这种情况下为水平方向)对剪切波运动进行滤波。方向滤波器增强了水平波运动并减少了因剪切波反射离开组织边界而产生的非水平波运动。使用新生成的经方向滤波的数据产生的定性组织硬度图309b正确示出了ROI框内的均匀硬度。
图3C提供了在相对于超声探头以倾斜角度定位的薄的有限的有边界的组织中执行的剪切波弹性成像的概览。类似于图3B中所示的有边界的组织，有边界的组织模型302c包括被局限在约1cm的横截面厚度的有边界的组织，这在组织的B模式图像304c中很明显。在三个序列图像快照306c中示出了未经滤波的剪切波的传播。剪切波在组织的边界内发生反射，从而产生复杂的波阵面，这些波阵面被引导到组织的方向上(从左下到右上)。结果，尽管组织具有均匀的硬度，对应的硬度图308c也仍会示出非均质的硬度水平。通过根据本文描述的方法应用方向滤波器228，能够去除掩盖定性硬度读数的图像伪影，并且可以大大提高硬度图的准确性。这在序列图像快照307c中示出，序列图像快照307c表示上面示出的快照306c的方向滤波版本。方向滤波器能够被配置为基于剪切波的主方向对剪切波运动进行滤波，在这种情况下，剪切波的主方向从每幅图像的左下角到右上角。以这种方式，方向滤波器228隔离因组织的硬度性质产生的波运动，从而选择地排除因从组织边界的反射引起的波运动。使用经方向滤波的数据产生的定性组织硬度图309c正确示出了ROI框内的均匀硬度。
一旦确定了有边界的组织相对于超声换能器的边界条件(例如，厚度和角度取向)，就能够使用这些确定结果来估计在不同剪切波频率下的多个剪切波的速度，在一些示例中，这可以通过将所估计的速度拟合到兰姆波模型229来执行。例如由数据处理器227应用兰姆波模型229而产生对有边界的组织的绝对硬度的量化测量结果。由兰姆波模型得到的对绝对组织硬度量化的改进在图4A-4C中很明显。图4A示出了无限组织模型402a和对应的剪切波传播图404a，该图404a指示了随时间行进的距离。如图404a上方所示，常规的剪切波飞行时间分析(也被称为峰时)得到约为4.63m/s的估计的剪切波速度和64kPa的硬度(杨氏模量)。将兰姆波模型406a应用于在一定范围的剪切波频率下获得的剪切波速度数据408a时，可以得到64.2kPa的估计的硬度，其几乎与在假定为无限组织几何配置的情况下经由硬度公式获得的硬度估计结果完全相同。相比之下，4B示出了有边界的组织模型402b和对应的剪切波传播图404b，尽管与图4A中建模的组织相比，图4B中的组织具有相等的硬度，估计的剪切波速度也仅为3.48m/s并且硬度为36kPa。将在有边界的组织中检测到的经方向滤波的剪切波运动的频率数据408b应用到兰姆波模型406b时，可以得到54kPa的估计的硬度，其更接近于无限组织的硬度估计结果，从而校正了通常在无限组织大小假设下操作时产生的被低估的组织硬度。类似地，如图4C所示，在将兰姆波模型406c应用于由有边界的成角度的组织模型402c产生的频率数据408c时，可以将32kPa的初始硬度估计结果(404c)改变为54kPa的更准确的估计结果。兰姆波模型仅提供了可以根据本文描述的实施例获得绝对组织硬度的方式的一个示例，该方式通常可以涉及：基于确定的组织角度并因此基于剪切波传播角度对剪切波数据进行滤波，基于角度来估计在不同频率下的波速，以及使用所估计的速度和组织几何配置来确定组织硬度。
图5是根据本公开内容的原理执行的剪切波成像的方法的流程图。示例方法500示出了可以由本文描述的系统和/或装置以任何顺序实施的步骤。方法500可以由超声成像系统(例如，系统200)或其他系统(包括例如移动系统(例如，由皇家飞利浦公司(“飞利浦”)生产的LUMIFY))来执行。额外的示例系统可以包括也由飞利浦生产的SPARQ和/或EPIQ(它们可以与各种心脏探头(例如，S5-1)、线性探头(例如，eL 18-4)和/或xMatrix探头(例如，SWIFT XVT)相兼容)。
在所示实施例中，方法500在框502处通过以下操作开始：“响应于朝向有边界的目标组织发送的超声脉冲而采集超声回波，其中，有边界的目标组织包括有限大小的薄组织”。
在框504处，该方法涉及“将推动脉冲发送到有边界的目标组织中以在有边界的目标组织中生成剪切波”。
在框506处，该方法涉及“发送跟踪脉冲，该跟踪脉冲被空间规划为在一个或多个位置处与剪切波相交”。
在框508处，该方法涉及“接收跟踪脉冲与剪切波相交之处的回波信号”。
在框510处，该方法涉及“存储根据接收到的回波信号生成的跟踪回波数据”。
在框512处，该方法涉及“将方向滤波器应用于跟踪回波数据，以基于有边界的目标组织的尺寸和有边界的目标组织的角度取向来生成经方向滤波的剪切波数据”。在一些示例中，在应用方向滤波器之前，该方法能够涉及确定有边界的目标组织的厚度和/或确定有边界的目标组织的角度取向。
在框514处，该方法涉及“基于经滤波的剪切波数据以及有边界的目标组织相对于超声换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下的剪切波的速度”。
在框516处，该方法涉及“使用所估计的速度以及组织的至少一个尺寸参数来确定与有边界的目标组织的形状或形式无关的、有边界的目标组织的硬度值”。
在使用可编程设备(例如，基于计算机的系统或可编程逻辑单元)实施部件、系统和/或方法的各种实施例中，应当理解，能够使用各种已知的或后来开发的编程语言(例如，“C”、“C++”、“FORTRAN”、“Pascal”、“VHDL”等)来实施上述系统和方法。因此，能够准备各种存储介质(例如，计算机磁盘、光盘、电子存储器等，其能够包含能够指导诸如计算机的设备的信息)来实现上述系统和/或方法。一旦适当的设备访问了被包含在存储介质上的信息和程序，存储介质就能够向设备提供信息和程序，从而使得设备能够执行本文所述的系统和/或方法的功能。例如，如果向计算机提供包含适当材料(例如，源文件、目标文件、可执行文件等)的计算机磁盘，则计算机可以接收该信息，适当配置其自身并执行在上面的图表和流程图中概述的各种系统和方法的功能，从而实施各种功能。也就是说，计算机可以从盘中接收与上述系统和/或方法的不同元件有关的各种信息的部分，实施各个系统和/或方法并协调上述各个系统和/或方法的功能。
鉴于本公开内容，应当注意，本文描述的各种方法和设备能够以硬件、软件和固件来实施。另外，各种方法和参数仅作为示例被包括在内，而不具有任何限制意义。鉴于本公开内容，本领域普通技术人员能够在确定他们自己的技术和所需仪器时实施本教导来影响这些技术，同时保持在本发明的范围内。本文描述的处理器中的一个或多个处理器的功能可以并入更少数量或单个处理单元(例如，CPU)中，并且可以使用专用集成电路(ASIC)或被编程为响应于可执行指令而执行本文所述的功能的通用处理电路来实施。
虽然已经具体参考超声成像系统描述了本系统，但是还可以设想到，本系统能够被扩展到其他医学成像系统，在其他医学成像系统中，以系统方式获得一幅或多幅图像。因此，本系统可以用于获得和/或记录以下图像信息，这些图像信息涉及但不限于肾脏、睾丸、乳腺、卵巢、子宫、甲状腺、肝脏、肺、肌肉骨骼、脾脏、心脏、动脉和脉管系统，以及与超声引导的介入相关的其他成像应用。另外，本系统还可以包括可以与常规的成像系统一起使用的一个或多个程序，使得所述一个或多个程序可以提供本系统的特征和优点。在研究本公开内容后，本领域技术人员能够容易想到本公开内容的某些额外优点和特征，或者本领域技术人员在采用本公开内容的新颖系统和方法后能够经历本公开内容的某些额外优点和特征。本系统和方法的另一个优点可以是能够容易地升级常规的医学图像系统以结合使用本系统、设备和方法的特征和优点。
当然，应当理解，本文描述的示例、实施例或过程中的任一个可以与一个或多个其他示例、实施例和/或过程进行组合，或者可以被分开在根据本系统、设备和方法的设备或设备部分中，并且/或者在根据本系统、设备和方法的设备或设备部分中得到执行。
最后，上述讨论仅旨在说明本系统，而不应被解释为将权利要求限制到任何特定的实施例或实施例组。因此，虽然已经参考示例性实施例具体且详细地描述了本系统，但是还应当理解，本领域普通技术人员可以在不脱离如权利要求所阐述的本发明的更广泛和预期的精神和范围的情况下设计出许多修改和替代实施例。因此，说明书和附图应被视为是说明性的，而不是要限制权利要求的范围。

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向有边界的目标组织发送的超声脉冲而采集回波，其中，所述有边界的目标组织包括有限大小的薄组织；
波束形成器，其被配置为：
响应于推动脉冲而从所述超声换能器发送跟踪脉冲，其中，所述推动脉冲在所述有边界的目标组织中生成剪切波，并且所述跟踪脉冲被空间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；
将方向滤波器应用于所述跟踪回波数据，以基于所述有边界的目标组织的尺寸和所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的角度取向来生成经方向滤波的剪切波数据；
基于经滤波的剪切波数据以及所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下的所述剪切波的速度；并且
使用所估计的速度以及所述组织的至少一个尺寸参数来确定与所述有边界的目标组织的形状或形式无关的、所述有边界的目标组织的硬度值。
2.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述有边界的目标组织的所述尺寸包括所述有边界的目标组织的厚度。
3.根据权利要求2所述的超声成像系统，其中，所述处理器被配置为通过对所述有边界的目标组织执行图像分割来确定所述有边界的目标组织的所述厚度。
4.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述处理器还被配置为确定所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的所述角度取向。
5.根据权利要求4所述的超声成像系统，其中，通过对所述回波数据应用去斑点滤波器并对经去斑点的回波数据执行霍夫变换来确定所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的所述角度取向。
6.根据权利要求5所述的超声成像系统，其中，所述有边界的目标组织的所述角度取向相对于所述超声换能器成锐角或斜角。
7.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有边界的目标组织的B模式图像。
8.根据权利要求7所述的超声成像系统，其中，所述用户接口还被配置为在所述B模式图像上显示可移动的感兴趣区域框。
9.根据权利要求7所述的超声成像系统，其中，所述用户接口还被配置为显示所述有边界的目标组织的实况量化硬度图。
10.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述波束形成器还被配置为控制所述超声换能器在能由用户选择的心动周期相位期间发送所述推动脉冲。
11.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述有边界的目标组织还包括由一种或多种具有与所述有边界的目标组织不同的机械性质的相邻组织或物质所限定的组织。
12.根据权利要求1所述的超声成像系统，其中，所述有边界的目标组织包括心肌组织或血管组织。
13.一种剪切波成像的方法，所述方法包括：
响应于朝向有边界的目标组织发送的超声脉冲而采集超声回波，其中，所述有边界的目标组织包括有限大小的薄组织；
将推动脉冲发送到所述有边界的目标组织中以在所述有边界的目标组织中生成剪切波；
发送跟踪脉冲，所述跟踪脉冲被空间规划为在一个或多个位置处与所述剪切波相交；
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；
将方向滤波器应用于所述跟踪回波数据，以基于所述有边界的目标组织的尺寸和所述有边界的目标组织的角度取向来生成经方向滤波的剪切波数据；
基于经滤波的剪切波数据以及所述有边界的目标组织相对于所述超声换能器的角度取向来估计在不同剪切波频率下的所述剪切波的速度；并且
使用所估计的速度以及所述组织的至少一个尺寸参数来确定与所述有边界的目标组织的形状或形式无关的、所述有边界的目标组织的硬度值。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述有边界的目标组织的所述尺寸包括所述有边界的目标组织的厚度。
15.根据权利要求13所述的方法，其中，所述有边界的目标组织的所述角度取向是相对于所述超声换能器来确定的。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述有边界的目标组织还包括由一种或多种具有与所述有边界的目标组织不同的机械性质的相邻组织或物质所限定的组织。
17.根据权利要求13所述的方法，其中，将所述推动脉冲发送到所述有边界的目标组织中包括：在能由用户选择的心动周期相位期间发送所述推动脉冲。
18.根据权利要求13所述的方法，还包括：显示所述有边界的目标组织的超声图像和叠加在所述超声图像上的可移动的感兴趣区域框。
19.根据权利要求13所述的方法，其中，所述有边界的目标组织的所述厚度为约1mm至约2cm。
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13-19中的任一项所述的方法。
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