CN112545550A - 用于运动校正的宽带脉冲反演超声成像的方法和系统 - Google Patents

用于运动校正的宽带脉冲反演超声成像的方法和系统 Download PDF

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Abstract

本发明公开用于运动校正的宽带脉冲反演超声成像的系统和方法。发射第一脉冲，然后在延迟之后发射第二脉冲，其中第二脉冲具有不同极性。使用使得能够捕获每个脉冲的基本部分中的至少一部分的接收带宽来接收第一脉冲和第二脉冲的回波。处理回波，并且基于该处理生成对应的超声图像。该处理包括：针对成像区域中的至少一个结构确定第一脉冲的回波和第二脉冲的回波之间的位移数据；基于所述位移数据来确定一个或多个位移校正；将至少一个位移校正应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波中的至少一者；以及组合第一脉冲的回波和第二脉冲的回波。

Description

用于运动校正的宽带脉冲反演超声成像的方法和系统
技术领域
本公开的各方面涉及医学成像。更具体地，某些实施方案涉及用于运动校正的宽带脉冲反演超声成像的方法和系统。
背景技术
各种医学成像技术可用于诸如对人体内的器官和软组织进行成像。医学成像技术的示例包括超声成像、计算机断层摄影(CT)扫描、磁共振成像(MRI)等。在医学成像期间生成图像的方式取决于特定技术。
例如，超声成像使用实时的、非侵入式的高频声波来产生通常为人体内部的器官、组织、对象(例如，胎儿)的超声图像。在医学成像期间产生或生成的图像可以是二维(2D)、三维(3D)和/或四维(4D)图像(本质上为实时的/连续的3D图像)。在医学成像期间，获取成像数据集(包括例如在3D/4D成像期间的体积成像数据集)并且用于实时地生成和渲染对应的图像(例如，经由显示器)。
然而，在一些使用场景中，超声成像可能带来某些挑战。例如，移动结构可能难以扫描和/或可能在一些超声成像扫描期间引入运动相关的伪影，并且用于解决由此类移动结构带来的挑战的常规解决方案(如果存在的话)可能是无效的、低效的和/或昂贵的。
通过将此类系统与如本申请的其余部分中参考附图阐述的本公开的一些方面进行比较，常规和传统方法的更多限制和缺点对本领域的技术人员将变得显而易见。
发明内容
提供了用于运动校正的宽带脉冲反演超声成像的系统和方法，基本上如结合附图中的至少一个附图所示和/或所述，如权利要求书中更完整地阐述。
从以下描述和附图将更全面地理解本公开的这些和其他优点、方面和新颖特征、以及其一个或多个例示的示例性实施方案的细节。
附图说明
图1是示出根据本公开的支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像的示例性医学成像布置的框图。
图2是示出根据本公开的支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像的示例性超声的框图。
图3示出了根据各种实施方案的在具有和不具有基于宽带脉冲反演的运动校正的情况下生成的示例性超声图像。
图4示出了根据各种实施方案的基于在超声图像中使用两个脉冲而计算的示例性位移场。
图5示出了可利用运动校正的宽带脉冲反演超声成像执行以用于超声成像的示例性步骤的流程图。
具体实施方式
根据本公开的某些具体实施可涉及运动校正的宽带脉冲反演超声成像。具体地，各种实施方案具有通过允许检测和/或去除由于成像结构(例如，心脏成像期间的心脏)的移动而引入的缺陷来增强图像质量的技术效果。这可例如通过以下方法来完成：发射第一脉冲；在延迟之后发射第二脉冲，其中第二脉冲相对于第一脉冲具有不同极性；接收第一脉冲和第二脉冲的回波，其中该接收被配置为利用用以捕获每个脉冲的基本部分中的至少一部分的足够宽的带宽；处理接收到的脉冲回波，其中该处理包括确定脉冲回波之间的位移数据以及基于位移数据确定对应的运动相关的校正；然后将该运动相关的校正应用于随后要组合的一个或两个脉冲回波。本公开的方面具有允许校正运动相关的伪影的技术效果，该运动相关的伪影可由结构在多个超声脉冲回波记录期间移动而引入，该多个超声脉冲回波记录是要在对包括此类结构的区域进行成像时进行组合的。
当结合附图阅读时，将更好地理解前述发明内容以及某些实施方案的以下具体实施方式。就附图示出各种实施方案的功能块的图而言，这些功能块不一定表示硬件电路之间的划分。因此，例如，一个或多个功能框(例如，处理器或存储器)可以在单件硬件(例如，通用信号处理器或随机存取存储器块、硬盘等)或多件硬件中来实现。类似地，程序可以是独立程序，可以作为子例程包含在操作系统中，可以是安装的软件包中的功能等。应当理解，各种实施方案不限于附图中所示的布置和工具。还应当理解，可以组合实施方案，或者可以利用其他实施方案，并且可以在不脱离各种实施方案的范围的情况下作出结构的、逻辑的和电气的改变。因此，以下详述不应视为限制性意义，并且本公开的范围由所附权利要求书及其等同物限定。
如本文所用，以单数形式列举并且以单词“一”或“一个”开头的元件或步骤应当被理解为不排除多个所述元件或步骤，除非明确说明这种排除。此外，对“示例性实施方案”、“各种实施方案”、“某些实施方案”、“代表性的实施方案”等的引用不旨在被解释为排除存在也结合了叙述的特征的附加实施方案。此外，除非明确地相反说明，否则“包含”、“包括”或“具有”具有特定性质的一个元件或多个元件的实施方案可以包括不具有该性质的附加元件。
另外，如本文所用，术语“图像”广义地是指可视图像和表示可视图像的数据两者。然而，许多实施方案生成(或被配置为生成)至少一个可视图像。此外，如本文所用，短语“图像”用于指超声模式，诸如B模式(2D模式)、M模式、三维(3D)模式、CF模式、PW多普勒、CW多普勒、MGD，和/或B模式和/或CF的子模式，诸如剪切波弹性成像(SWEI)、TVI、Angio、B-flow、BMI、BMI_Angio，并且在某些情况下还包括MM、CM、TVD，其中“图像”和/或“平面”包括单个波束或多个波束。
此外，如本文所用，短语“像素”还包括其中数据由“体素”表示的实施方案。因此，术语“像素”和“体素”均可在本文档通篇互换使用。
此外，如本文所用，术语处理器或处理单元是指可执行各种实施方案需要的所需计算的任何类型的处理单元，诸如单核或多核：CPU、加速处理单元(APU)、图形板、DSP、FPGA、ASIC或它们的组合。
应当指出的是，本文所述的生成或形成图像的各种实施方案可包括用于形成图像的处理，该处理在一些实施方案中包括波束形成，而在其他实施方案中不包括波束形成。例如，可在不进行波束形成的情况下形成图像，诸如通过将解调数据的矩阵乘以系数矩阵，使得乘积是图像，并且其中该过程不形成任何“波束”。此外，可使用可能源自多于一个发射事件的信道组合(例如，合成孔径技术)来执行图像的形成。
在各种实施方案中，例如，在软件、固件、硬件或它们的组合中执行超声处理以形成图像，包括超声波束形成，诸如接收波束形成。图1和图2示出了具有根据各种实施方案形成的软件波束形成器架构的超声系统的一个具体实施。
图1是示出根据本公开的支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像的示例性医学成像布置的框图。图1示出了包括一个或多个医学成像系统110和一个或多个计算系统120的示例性设置100。
医学成像系统110包括用于支持医学成像(即，使得能够获得用于在医学成像检查期间生成和/或渲染图像的数据)的合适的硬件、软件或其组合。这可能需要以特定方式捕获特定类型的数据，该特定方式继而可用于生成图像的数据。例如，医学成像系统110可以是被配置用于生成和/或渲染超声图像的超声系统。关于图2更详细地描述了可与医学成像系统110对应的超声系统的示例性具体实施。
如图1所示，医学成像系统110可包括可以是便携式的和可移动的探头112，以及显示/控制单元114。探头112可被配置用于诸如通过在患者身体(或其部分)上移动来生成和/或捕获特定类型的信号(或与其对应的数据)。例如，在医学成像系统110是超声系统的情况下，探头112可发射超声信号并捕获回波超声图像。
显示/控制单元114可被配置用于(例如，经由屏幕116)显示图像。在一些情况下，显示/控制单元114还可被配置用于至少部分地生成显示图像。此外，显示/控制单元114还可支持用户输入/输出。例如，除了图像之外，显示/控制单元114还可(例如，经由屏幕116)提供用户反馈(例如，与系统、其功能、其设置等相关的信息)。显示/控制单元114还可(例如，经由用户控件118)支持用户输入，诸如以允许控制医学成像。用户输入可涉及控制图像的显示、选择设置、指定用户偏好、请求反馈等。
在一些具体实施中，医学成像系统110还可结合附加的和专用的计算资源，诸如一个或多个计算系统120。在这方面，每个计算系统120可包括用于处理、存储和/或传送数据的合适的电路、接口、逻辑和/或代码。计算系统120可以是被配置为特别用于与医学成像结合使用的专用设备，或其可以是被设置和/或配置为执行下文关于计算系统120所述的操作的通用计算系统(例如，个人计算机、服务器等)。计算系统120可被配置为支持医学成像系统110的操作，如下所述。在这方面，可从成像系统卸载各种功能和/或操作。这样做可使该处理的某些方面精简和/或集中化，以降低成本(通过消除增加成像系统中的处理资源的需要)。
计算系统120可被设置和/或布置成以不同方式使用。例如，在一些具体实施中，可使用单个计算系统120；在其他具体实施中，多个计算系统120被配置为一起工作(例如，基于分布式处理配置)或单独工作，其中每个计算系统120被配置为处理特定方面和/或功能，和/或仅处理特定医学成像系统110的数据。
在一些具体实施中，计算系统120可以是本地的(例如，与一个或多个医学成像系统110协同定位，诸如在同一设施和/或同一本地网络内)；在其他具体实施中，计算系统120可以是远程的，并且因此只能经由远程连接(例如，经由互联网或其他可用的远程访问技术)访问。在特定的具体实施中，计算系统120可基于云的方式配置，并且可以与访问和使用其他基于云的系统基本上类似的方式访问和/或使用。
一旦在计算系统120中生成和/或配置数据，就可将数据复制和/或加载到医学成像系统110中。这可以不同的方式进行。例如，可经由医学成像系统110和计算系统120之间的定向连接或链路来加载数据。在这方面，可使用可用的有线和/或无线连接，和/或根据任何合适的通信(和/或联网)标准或协议来完成设置100中不同元件之间的通信。另选地或附加地，可将数据间接地加载到医学成像系统110中。例如，可将数据存储到合适的机器可读介质(例如，闪存卡等)中，然后(诸如由系统的用户或授权人员现场)使用该机器可读介质将数据加载到医学成像系统110中，或可将数据下载到能够本地通信的电子设备(例如，膝上型电脑等)中，然后(例如，由系统的用户或授权人员)现场使用这些电子设备经由直接连接(例如，USB连接器等)将数据上传到医学成像系统110中。
在操作中，医学成像系统110可用于在医学检查期间生成并呈现(例如，渲染或显示)图像，和/或用于支持与其结合的用户输入/输出。图像可以是2D、3D和/或4D图像。在医学成像系统110中执行以便于生成和/或呈现图像的特定操作或功能取决于系统的类型—即，获得和/或生成对应于图像的数据的方式。例如，在超声成像中，数据基于发射的超声信号和回波超声信号，如关于图2更详细地描述。
在各种具体实施中，医学成像系统110可支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像，如下所述。
图2是示出根据本公开的支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像的示例性超声的框图。图2示出了超声系统200。
超声系统200可被配置用于提供超声成像，并且因此可包括用于执行和/或支持超声成像相关功能的合适的电路、接口、逻辑和/或代码。超声系统200可对应于图1的医学成像系统110。
超声系统200包括例如发射器202、超声探头204、发射波束形成器210、接收器218、接收波束形成器220、RF处理器224、RF/IQ缓冲器226、用户输入模块230、信号处理器240、图像缓冲器250、显示系统260、档案270和训练引擎280。
发射器202可包括可操作以驱动超声探头204的合适的电路、接口、逻辑和/或代码。超声探头204可包括压电元件的二维(2D)阵列。超声探头204可包括通常构成相同元件的一组发射换能器元件206和一组接收换能器元件208。在某些实施方案中，超声探头204可操作以获取覆盖解剖结构(诸如心脏、血管或任何合适的解剖结构)的至少大部分的超声图像数据。
发射波束形成器210可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作以控制发射器202，该发射器102通过发射子孔径波束形成器214驱动该组发射换能器元件206以将超声发射信号发射到感兴趣的区域(例如，人、动物、地下空腔、物理结构等)中。发射的超声信号可从感兴趣对象中的结构(如血细胞或组织)反向散射，以产生回波。回波由接收换能器元件208接收。
超声探头204中的一组接收换能器元件208可操作以将接收的回波转换为模拟信号，通过接收子孔径波束形成器216进行子孔径波束形成，然后传送到接收器218。接收器218可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作以从接收子孔径波束形成器216接收信号。可将模拟信号传送到多个A/D转换器222中的一个或多个。
多个A/D转换器222可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作以将来自接收器218的模拟信号转换为对应的数字信号。多个A/D转换器222设置在接收器218和RF处理器224之间。尽管如此，本公开在这方面并不受限制。因此，在一些实施方案中，多个A/D转换器222可被集成在接收器218内。
RF处理器224可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作以解调由多个A/D转换器222输出的数字信号。根据一个实施方案，RF处理器224可包括复解调器(未示出)，该复解调器可操作以解调数字信号以形成代表对应的回波信号的I/Q数据对。然后可将RF或I/Q信号数据传送到RF/IQ缓冲器226。RF/IQ缓冲器226可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作以提供由RF处理器224生成的RF或I/Q信号数据的临时存储。
接收波束形成器220可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作以执行数字波束形成处理，以例如对经由RF/IQ缓冲器226从RF处理器224接收的延迟信道信号求和并输出波束求和信号。所得的经处理的信息可以是从接收波束形成器220输出并传送到信号处理器240的波束求和信号。根据一些实施方案，接收器218、多个A/D转换器222、RF处理器224和波束形成器220可被集成到单个波束形成器中，该单个波束形成器可以是数字的。在各种实施方案中，超声系统200包括多个接收波束形成器220。
用户输入设备230可用于输入患者数据、扫描参数、设置、选择协议和/或模板、与人工智能分割处理器交互以选择跟踪目标等。在示例性实施方案中，用户输入设备230可操作以配置、管理和/或控制超声系统200中的一个或多个部件和/或模块的操作。在这方面，用户输入设备230可操作以配置、管理和/或控制发射器202、超声探头204、发射波束形成器210、接收器218、接收波束形成器220、RF处理器224、RF/IQ缓冲器226、用户输入设备230、信号处理器240、图像缓冲器250、显示系统260和/或档案270的操作。用户输入设备230可包括一个或多个按钮、一个或多个旋转编码器、触摸屏、运动跟踪、语音识别、鼠标设备、键盘、相机和/或能够接收用户指令的任何其他设备。在某些实施方案中，例如，用户输入设备230中的一个或多个用户输入设备可被集成到其他部件(诸如显示系统260或超声探头204)中。作为一个示例，用户输入设备230可包括触摸屏显示器。作为另一个示例，用户输入设备230可包括附接到探头204和/或与探头204集成的加速度计、陀螺仪和/或磁力仪，以提供探头204的姿态运动识别，诸如以识别抵靠患者身体的一个或多个探头压缩、预定义的探头移动或倾斜操作等。附加地和/或另选地，用户输入设备230可包括图像分析处理，以通过分析所获取的图像数据来识别探头姿态。
信号处理器240可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作以处理超声扫描数据(即，求和的IQ信号)，以生成用于在显示系统260上呈现的超声图像。信号处理器240可操作以根据所获取的超声扫描数据上的多个可选择超声模态来执行一个或多个处理操作。在示例性实施方案中，信号处理器240可操作以执行显示处理和/或控制处理等。随着接收到回波信号，可以在扫描会话期间实时处理获取的超声扫描数据。附加地或另选地，超声扫描数据可在扫描会话期间暂时存储在RF/IQ缓冲器226中并且在在线操作或离线操作中以不太实时的方式处理。在各种实施方案中，处理的图像数据可呈现在显示系统260处和/或可存储在档案270处。档案270可以是本地档案、图片归档和通信系统(PACS)，或用于存储图像和相关信息的任何合适的设备。
信号处理器240可以是一个或多个中央处理单元、微处理器、微控制器等。例如，信号处理器240可以是集成部件，或者可分布在各个位置上。信号处理器240可被配置用于从用户输入设备230和/或档案270接收输入信息，生成可由显示系统260显示的输出，并且响应于来自用户输入设备230的输入信息来操纵输出等。信号处理器240可能够执行例如根据各种实施方案的本文所讨论的一种或多种方法和/或一个或多个指令集中的任一者。
超声系统200可操作来以适用于所讨论的成像情况的帧速率连续获取超声扫描数据。典型的帧速率在20-220的范围内，但可更低或更高。所获取的超声扫描数据能够以与帧速率相同或者更慢或更快的显示速率显示在显示系统260上。图像缓冲器250被包括以用于存储未计划立即显示的所获取的超声扫描数据的经处理的帧。优选地，图像缓冲器250具有足够的容量来存储至少几分钟的超声扫描数据帧。超声扫描数据的帧以根据其采集顺序或时间易于对其进行检索的方式存储。图像缓冲器250可体现为任何已知的数据存储介质。
在示例性实施方案中，信号处理器240可包括运动校正模块242，该运动校正模块包括可被配置为执行和/或支持与运动校正的宽带脉冲反演超声成像相关或支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像的各种功能或操作的合适的电路、接口、逻辑和/或代码，如下文更详细地描述。
在一些具体实施中，信号处理器240(和/或其部件，诸如运动校正模块242)可被配置为实现和/或使用深度学习技术和/或算法，诸如使用深度神经网络(例如，卷积神经网络)，和/或可利用任何合适形式的人工智能图像分析技术或机器学习处理功能，该人工智能图像分析技术或机器学习处理功能被配置为分析所获取的超声图像以识别、分割、标记和跟踪满足特定标准和/或具有特定特征的结构。
在一些具体实施中，信号处理器240(和/或其部件，诸如运动校正模块242)可作为深度神经网络提供，该深度神经网络可由例如输入层、输出层以及输入层和输出层之间的一个或多个隐藏层构成。层中的每一个可由可称为神经元的多个处理节点构成。
例如，深度神经网络可包括输入层，该输入层具有用于来自解剖结构的扫描平面的每个像素或一组像素的神经元。输出层可具有对应于多个预定义结构或结构类型的神经元。每个层的每个神经元可执行处理功能，并且将处理的超声图像信息传递到下游层的多个神经元中的一个以用于进一步处理。作为一个示例，第一层的神经元可学习识别超声图像数据中的结构的边缘。第二层的神经元可学习基于来自第一层的检测到的边缘来识别形状。第三层的神经元可学习识别到的形状相对于超声图像数据中的界标的位置。由深度神经网络(例如，卷积神经网络)执行的处理可高概率地识别超声图像数据中的生物结构和/或人造结构。
在某些具体实施中，信号处理器240(和/或其部件，诸如模块242)可被配置为基于经由用户输入设备230的用户指令来执行或以其他方式控制由此执行的功能中的至少一些。作为一个示例，用户可提供语音命令、探头姿态、按钮按压等来发出特定指令，诸如请求执行或应用运动校正、指定使用校正的宽带脉冲反演(如下所述)、和/或提供或以其他方式指定与执行此类运动校正相关的各种参数或设置。
训练引擎280可包括合适的电路、接口、逻辑和/或代码，该电路、接口、逻辑和/或代码可操作为训练信号处理器240(和/或其部件，诸如运动校正模块242)的一个或多个深度神经网络的神经元。例如，可训练信号处理器240以识别超声扫描平面中提供的特定结构或结构类型，其中训练引擎280训练其一个或多个深度神经网络以执行一些所需的功能，诸如使用各种结构的分类超声图像的一个或多个数据库。
作为一个示例，训练引擎280可被配置为利用特定结构的超声图像以相对于一个或多个特定结构的特征来训练信号处理器240(和/或其部件，诸如运动校正模块242)，诸如结构边缘的外观、基于边缘的结构形状的外观、形状相对于超声图像数据中的界标的位置等。在各种实施方案中，训练图像的数据库可存储在档案270或任何合适的数据存储介质中。在某些实施方案中，训练引擎280和/或训练图像数据库可以是经由有线或无线连接通信地联接到超声系统200的一个或多个外部系统。
在操作中，超声系统200可用于生成超声图像，包括二维(2D)、三维(3D)和/或四维(4D)图像。在这方面，超声系统200可操作来以适用于所讨论的成像情况的特定的帧速率连续获取超声扫描数据。例如，帧速率可在20-70的范围内，还可更低或更高。所获取的超声扫描数据能够以与帧速率相同或者更慢或更快的显示速率显示在显示系统260上。图像缓冲器250被包括以用于存储未计划立即显示的所获取的超声扫描数据的经处理的帧。优选地，图像缓冲器250具有足够的容量来存储至少几秒钟的超声扫描数据的帧。超声扫描数据的帧以根据其采集顺序或时间易于对其进行检索的方式存储。图像缓冲器250可体现为任何已知的数据存储介质。
在一些情况下，超声系统200可被配置为支持基于灰阶和颜色的操作。例如，信号处理器240可操作以执行灰阶B模式处理和/或颜色处理。灰阶B模式处理可包括处理B模式RF信号数据或IQ数据对。例如，灰阶B模式处理可使得通过计算量(I2+Q2)1/2能够形成波束求和接收信号的包络。包络可经受附加的B模式处理，诸如对数压缩，以形成显示数据。显示数据可被转换为X-Y格式以用于视频显示。扫描转换的帧可映射至灰阶以用于显示。B模式帧被提供给图像缓冲器250和/或显示系统260。颜色处理可包括处理基于颜色的RF信号数据或IQ数据对以形成帧，以覆盖被提供给图像缓冲器250和/或显示系统260的B模式帧。灰阶和/或颜色处理可基于用户输入(例如，来自用户输入设备230的选择)自适应地调节，例如用于増强特定区域的灰阶和/或颜色。
在一些情况下，超声成像可包括体积超声图像的生成和/或显示—即，其中对象(例如，器官、组织等)以三维3D显示。在这方面，用3D(并且类似地用4D)成像，可采集包括与成像对象对应的体素的体积超声数据集。这可例如通过以不同角度发射声波而不是仅沿一个方向(例如，直向下)发射它们来完成，并且然后将它们的反射捕获回去。然后捕获并且处理(例如，经由信号处理器240)(具有不同发射角度的)返回的回波以生成对应体积数据集，其继而可用于创建和/或显示体积(例如，3D)图像，诸如经由显示器250。这可能需要使用特定的处理技术来提供所需的3D感知。例如，体积渲染技术可用于显示体积(例如，3D)数据集的投影(例如，2D投影)。在这方面，渲染3D数据集的2D投影可包括相对于正被显示的对象设置或限定空间上的感知角度，然后为数据集中的每个体素限定或计算必要的信息(例如，不透明度和颜色)。这可例如使用合适的传递函数来为每个体素限定RGBA(红色、绿色、蓝色和α)值来进行。
在各种具体实施中，超声系统200可被配置为支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像。在许多情况下，用谐波成像进行超声成像，特别是相对于例如在成人心脏病学还有放射学应用中的某些类型的检查。这可使超声成像易受噪声相关的缺陷的影响。在这方面，超声成像中的典型噪声源为回响噪声。例如，在成人心脏病学中，经胸扫描视图可受到来自肺和肋骨的回响的干扰，其可导致噪声缺陷—例如，用雾度覆盖移动的心脏图像。
用于去除回响(如果存在的话)的常规解决方案可基于对频谱进行滤波并且仅对由频谱的随后生成的(例如，二次)谐波分量形成的数据进行成像。此类方法可以是成功的，因为回响通常传播得更浅，并且因此可生成比从较深目标回波出去的一个或多个信号少的谐波含量。图像的径向分辨率可由接收到的回波的带宽确定。然而，此类滤波可限制所获得的分辨率。此外，抑制回响所需的滤波器设置可能因受试者而异，并且可能并不总是足以去除难以扫描患者的所有雾度。
因此，可使用不同的技术来克服这些问题。具体地，在许多情况下，利用脉冲反演。在脉冲反演的情况下，在包括扫描的每个方向上发射两个连续脉冲，其中每个方向具有不同(例如，相反)极性的脉冲。这可由于基本回波相对于脉冲振幅是线性的而如此，而二次谐波脉冲相对于脉冲振幅是二次的。因此，相反极性的脉冲的添加可导致基本频谱分量的抵消，同时增强二次谐波含量。此类方案的使用允许在发射和接收时使用大带宽，因为基本含量将通过求和过程去除。
然而，只有当成像对象是静止的时才会出现这种情况。如果成像对象正在移动(例如，心脏病学成像中的心脏)，则来自同一结构的回波将及时移位，并且求和过程将不能抵消频谱的基本分量。在这方面，频谱的谐波部分比基本分量小得多，因此无论何时何地图像中存在移动部分时，非常强的基本信号都将泄漏并且点亮，像图像中的闪烁闪光一样。
因此，根据本公开的具体实施提供了用于特别是通过结合用于补偿此类运动伪影的措施来克服此类问题的解决方案。这可例如通过估计连续脉冲之间的相位差，诸如通过关联以及对结果求平均值来进行。如果滤波器设置足够宽以包括基本能量的显著分量以主导二次谐波分量的振幅，则根据两个脉冲的相关性计算的相位差将足以抵消运动伪影。
在各种示例性具体实施中，使用宽带脉冲，其中每个发射的带脉冲之后是相反极性的脉冲。然后，用宽带接收滤波器对从两个脉冲接收的回波进行滤波。具体地，宽带滤波器被配置为使得其一直延伸到频谱的基本部分中，从而确保每个脉冲单独地由其来自反向散射信号的基本频率含量主导。然后，在整个图像中计算来自第一脉冲的信号和第一脉冲的负值之间的相关性。可在多个样本的周期内通过径向方向上的中值滤波器对结果进行滤波，以生成相位估计。另选地，可采用使波动达到平衡的其他合适的滤波器。这样做可利用以下事实：刚性主体可在接近区域中具有连贯的移动。所得的相位估计描述了由两个脉冲之间的组织移动产生的径向位移，并且作为具有一半大小和反号的相位旋转应用于这两个接收的IQ信号中的每一个，之后对这些信号一起进行求和。
因此，根据本公开的具体实施利用宽接收带宽来更好地检测扫描区域中的空间位移。具体地，在接收带宽足够大以进入脉冲的基本频带的情况下，频谱将由基本含量主导，并且第二脉冲相对于第一脉冲的位移可通过第一脉冲和反相第二脉冲之间的相关性计算来估计。然后，校正每个脉冲—例如，与相位旋转的一半相反，这可允许甚至在存在剧烈组织运动的情况下抵消基本含量。因此，更宽的带宽可应用于对快速移动的组织进行成像(例如，在心脏成像期间)，从而导致显著提高这些种类的记录中的径向分辨率。
在示例性使用情况下，使用被配置用于支持运动校正的宽带脉冲反演超声成像的合适的超声系统(例如，超声系统200)，来自单个脉冲的射频(RF)信号可撞击以恒定速度朝向探头移动的单个散射体。假设δ表示当第一脉冲和第二脉冲通过时散射体在特定深度位置处的取向之间的时间差，则RF信号对于第一脉冲a(t)和第二脉冲b(t)可采用以下形式：
a(t)＝-p0(t-δ/2)cos(ωt-ωδ/2)+p2(t-δ/2)cos(2ωt-ωδ)
b(t)＝p0(t+δ/2)cos(ωt+ωδ/2)+p2(t+δ/2)cos(2ωt+ωδ)
其中ω为载波频率，p0为基本压力包络函数，并且p2为二次谐波p2。
包络函数可以比载波慢得多的速率变化，并且因此对于脉冲之间的偏移δ的时间标度可被认为是大致静止的：
a(t)≈-p0cos(ωt-ωδ/2)+p2cos(2ωt-ωδ)
b(t)≈p0cos(ωt+ωδ/2)+p2cos(2ωt+ωδ)
这些RF信道数据在频率Ω下的解调以及数据的后续滤波可仅挑选出接近零的频率。这可使余弦函数的两个频率分量中仅有一个最接近Ω：
Figure BDA0002623538290000131
Figure BDA0002623538290000132
显然，谐波含量p2不能通过对脉冲求和来获得，因为脉冲总和将包含将引入缺陷(例如，用脉动闪光污染图像)的基本含量。相反，可使用两个脉冲之间的相关性：
Figure BDA0002623538290000141
Figure BDA0002623538290000142
这方面，相关性表达式与混合频率Ω无关。由运动引起的相位校正项为ejωδ。由于运动是由刚性主体设置的，因此目标运动可在比频率ω低得多的标度上变化，并且因此可在一个循环内对相关性表达式求平均值，从而使唯一的时间相关项为空值，其给出：
Figure BDA0002623538290000143
由于在已经进行滤波从而保留显著量的基本频谱分量的假设下p0>>p2，因此可将此近似于：
Figure BDA0002623538290000144
现在可将此校正应用于原始数据，以通过以下方式确保基本分量抵消：
Figure BDA0002623538290000145
因此，脉冲反演序列中的正脉冲和负脉冲的预倍增可允许后续脉冲求和以去除组织运动附近的信号的基本分量—即，如果在小径向区域上对两个脉冲之间的相关性估计求平均值，则接收到的回波的带宽足够大以确保每个分量脉冲中的基本信号的主要分量。
这些计算和/或基于其进行的确定可例如在运动校正模块242中执行。在一些具体实施中，还可在波束形成之前关于信道数据来估计脉冲之间的相关性。这可通过挑选仅一个中心数据信道进行估计来进行，或可在所有信道上求平均值。如果这在没有延迟补偿的情况下进行，则所得的场可被平滑。
图3示出了根据各种实施方案的在具有和不具有基于宽带脉冲反演的运动校正的情况下生成的示例性超声图像。图3中示出了在具有移动结构的区域的超声成像扫描期间生成的超声图像的屏幕截图。
具体地，屏幕截图300示出了在没有运动校正的情况下生成的超声图像。在这方面，在没有任何补偿的情况下使用来自脉冲反演的宽频带和低频带滤波超声数据生成图像300。如图3所示，图像300表现出与由非常高的基本含量主导的扫描区域对应的运动相关的伪影(例如，在用封闭虚线圈出的图像区域内)，这是由于运动而未能抵消相反极性脉冲引起的。该区域在整个循环中变化，并且在活动期间呈现“剧烈上下晃动的(pumping)”样子(但是在静止帧中，如图3所示，这些区域表现为拖尾和模糊)。
屏幕截图310示出了根据本公开的利用基于宽带脉冲反演的运动校正生成的超声图像—例如，基于以相对于图2所述的方式计算的相位调节的使用。在这方面，由于基于相关性计算应用运动补偿调节，运动校正的图像310表现出对移动结构(例如，心脏内的壁)的更加受限的描绘，其中在预期区域之外几乎没有模糊和拖尾。因此，运动校正的图像310不会“剧烈上下晃动”，而是具有稳定的增益，其消除了或减少了原本已产生的运动相关的伪影—例如，如在与图像300中圈出的区域相同的区域中所示。
图4示出了根据各种实施方案的基于在超声图像中使用两个脉冲而计算的示例性位移场。图4中示出了图表400。
图表400示出了位移场，该位移场可基于一个或多个第一脉冲和对应的一个或多个反相第二脉冲之间的相关性计算来生成。在这方面，如图4所示的位移场400基于与图3中的一个或多个图像对应的两个脉冲而生成(但是没有扫描转换，因此几何形状在近场中变形)。
位移场400基于整个图像的第一脉冲和第二反相脉冲之间的相关性计算来生成。相关性计算可用于生成相位估计，诸如基于径向方向上的中值滤波—例如，在每个方向上由3个抽头进行中值滤波。所得的相位估计可描述由两个脉冲之间的组织移动产生的径向位移，诸如在图表400中的区域410内。因此允许识别受移动影响的区域—即，其中两个脉冲指示在不同方向上的移动的区域，诸如在如图表400所示的区域420中。
图5示出了可利用运动校正的宽带脉冲反演超声成像执行以用于超声成像的示例性步骤的流程图。
图5示出了流程图500，其包括多个示例性步骤(表示为框502-516)，这些步骤可在用于执行运动校正的宽带脉冲反演超声成像的合适系统(例如，图2的系统200)中执行。
在开始步骤502中，可设置系统，并且可发起操作。
在步骤504中，发射第一脉冲；然后，在延迟之后发射第二脉冲，其中第二脉冲相对于第一脉冲具有不同(相反)极性。
在步骤506中，使用接收带宽来接收第一脉冲和第二脉冲的回波，所述接收带宽被确定为使得每个脉冲的基本部分中的至少一部分被捕获。
在步骤508中，可确定脉冲回波之间的位移数据。在这方面，位移数据可对应于成像区域中的至少一个结构。位移数据的确定可包括确定两个脉冲回波之间的相位差。
在步骤510中，可基于位移数据来确定一个或多个位移校正。
在步骤512中，可将位移校正中的至少一个应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波中的至少一者。
在步骤514中，可组合(例如，求和)第一脉冲的回波和第二脉冲的回波。
在步骤516中，可基于组合的回波(包括应用的校正)生成一个或多个对应的超声图像，然后使其显示出来。
根据本公开的用于超声成像的示例性方法包括：发射第一脉冲；在延迟之后发射第二脉冲，其中第二脉冲相对于第一脉冲具有不同极性；接收第一脉冲的回波和第二脉冲的回波，其中该接收被配置用于使用接收带宽，该接收带宽被确定为使得每个脉冲的基本部分中的至少一部分被捕获；处理第一脉冲的回波和第二脉冲的回波；基于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波的处理来生成一个或多个对应的超声图像；以及显示一个或多个超声图像。所述处理包括针对成像区域中的至少一个结构确定第一脉冲的回波和第二脉冲的回波之间的位移数据；基于所述位移数据来确定一个或多个位移校正；将所述一个或多个位移校正中的至少一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的至少一者；以及组合第一脉冲的回波和第二脉冲的回波；
在一个示例性具体实施中，第二脉冲具有与第一脉冲相反的极性。
在一个示例性具体实施中，该方法还包括针对在对应的超声图像中的每个像素确定第一脉冲的回波和第二脉冲的回波之间的位移数据。
在一个示例性具体实施中，该方法还包括基于至少一个结构的运动和/或周围组织的反射来配置一个或多个位移校正中的至少一个。
在一个示例性具体实施中，该方法还包括将一个或多个位移校正分成第一子集和第二子集；将所述第一子集和第二子集中的一者应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的一者；以及将第一子集和第二子集中的另一者应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波中的另一者。
在一个示例性具体实施中，该方法还包括将一个或多个位移校正中的至少一个应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波两者。
在一个示例性具体实施中，该方法还包括将一个或多个位移校正中的每一个应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波两者。
在一个示例性具体实施中，确定位移数据包括确定第一脉冲的回波和第二脉冲的回波之间的相位差的估计值；以及基于相位差估计值来确定位移数据的至少一部分。
在一个示例性具体实施中，该方法还包括确定对至少一个结构附近的至少一个周围区域的至少一个平滑校正；以及在以下期间应用至少一个平滑校正：第一脉冲的回波和第二脉冲的回波的处理，一个或多个对应的超声图像；一个或多个对应的超声图像的生成；以及一个或多个超声图像的显示。
根据本公开的用于超声成像的示例性系统包括收发器和一个或多个电路，其中收发器被配置为发射第一脉冲；在延迟之后发射第二脉冲，其中所述第二脉冲相对于所述第一脉冲具有不同极性；以及接收第一脉冲的回波和第二脉冲的回波，其中该接收被配置用于使用接收带宽，该接收带宽被确定为使得每个脉冲的基本部分中的至少一部分被捕获；并且一个或多个电路被配置为处理第一脉冲的回波和第二脉冲的回波。所述处理包括针对成像区域中的至少一个结构确定第一脉冲的回波和第二脉冲的回波之间的位移数据；基于所述位移数据来确定一个或多个位移校正；将所述一个或多个位移校正中的至少一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的至少一者；以及组合第一脉冲的回波和第二脉冲的回波。
在一个示例性具体实施中，系统将第二脉冲配置为相对于第一脉冲具有相反极性。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为针对对应的超声图像中的每个像素确定第一脉冲的回波和第二脉冲的回波之间的位移数据。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为基于至少一个结构的运动和/或周围组织的反射来设置或调节一个或多个位移校正中的至少一个。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为将一个或多个位移校正分成第一子集和第二子集；将所述第一子集和第二子集中的一者应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的一者；以及将第一子集和第二子集中的另一者应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波中的另一者。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为将一个或多个位移校正中的至少一个应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波两者。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为将一个或多个位移校正中的每一个应用于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波两者。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为确定第一脉冲的回波和第二脉冲的回波之间的相位差的估计值；以及基于相位差估计值来确定位移数据的至少一部分。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为确定对至少一个结构附近的至少一个周围区域的至少一个平滑校正。
在一个示例性具体实施中，一个或多个电路被配置为基于第一脉冲的回波和第二脉冲的回波的处理来生成一个或多个对应的超声图像。
在一个示例性具体实施中，系统还包括被配置用于显示一个或多个超声图像的显示器。
如本文所用，术语“电路(circuits)”和“电路(circuitry)”是指物理电子部件(例如，硬件)以及可配置硬件、由硬件执行和/或以其他方式与硬件相关联的任何软件和/或固件(“代码”)。例如，如本文所用，当执行一条或多条第一代码时，特定处理器和存储器可包括第一“电路”，并且在执行一条或多条第二代码时，特定处理器和存储器可包括第二“电路”。如本文所用，“和/或”表示列表中的由“和/或”连结的项中的任一个或多个项。作为一个示例，“x和/或y”表示三元素集{(x),(y),(x,y)}中的任何元素。换句话讲，“x和/或y”表示“x和y中的一者或两者。作为另一个示例，“x、y和/或z”表示七元素集{(x),(y),(z),(x,y),(x,z),(y,z),(x,y,z)}中的任何元素。换句话讲，“x、y和/或z”表示“x、y和z中的一者或多者。如本文所用，术语“块”和“模块”是指可由一个或多个电路执行的功能。如本文所用，术语“示例性”表示用作非限制性示例、实例或例证。如本文所用，术语“例如(forexample)”和“例如(e.g.)”引出一个或多个非限制性示例、实例或例证的列表。如本文所用，电路“可操作为”每当该电路包括执行功能的必需硬件(和代码，如果需要的话)时就执行该功能，不管是否(例如，通过某些用户可配置的设置、工厂微调等)禁用或不启用该功能的执行。
本发明的其他实施方案可提供非暂态计算机可读介质和/或存储介质、和/或非暂态机器可读介质和/或存储介质，其上存储有具有可由机器和/或计算机执行的至少一个代码段的机器代码和/或计算机程序，从而使机器和/或计算机执行如本文所述的过程。
因此，本公开可在硬件、软件或硬件和软件的组合中实现。本发明可能以集中方式在至少一个计算系统中实现，或以分布式方式实现，其中不同的元件分布在若干互连的计算系统上。适于执行本文所述的方法的任何种类的计算系统或其他设备都是合适的。硬件和软件的典型组合可以是具有程序或其他代码的通用计算系统，该程序或其他代码在被加载和执行时控制计算系统，使得其执行本文所述的方法。另一个典型的具体实施可包括专用集成电路或芯片。
根据本公开的各种实施方案也可嵌入计算机程序产品中，该计算机程序产品包括使得能够实现本文所述的方法的所有特征，并且当加载到计算机系统中时能够执行这些方法。本文中的计算机程序是指以任何语言、代码或符号表示的一组指令的任何表达，这些指令旨在使具有信息处理能力的系统直接执行特定功能或在以下两项或其中一项之后执行特定功能：a)转换为另一种语言、代码或符号；b)以不同的物质形式进行复制。
虽然已经参考某些实施方案来描述了本发明，但是本领域的技术人员应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下，可进行各种改变并可替换等同物。另外，在不脱离本发明的范围的情况下，可进行许多修改以使特定情况或材料适应于本公开的教导。因此，本发明不旨在限于所公开的特定实施方案，而是本发明将包括落入所附权利要求书的范围内的所有实施方案。

Claims (20)

1.一种用于超声成像的方法，所述方法包括：
发射第一脉冲；
在延迟之后发射第二脉冲，其中所述第二脉冲相对于所述第一脉冲具有不同极性；
接收所述第一脉冲的回波和所述第二脉冲的回波，其中所述接收被配置用于使用接收带宽，所述接收带宽被确定为使得每个脉冲的基本部分中的至少一部分被捕获；
处理所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波，其中所述处理包括：
针对成像区域中的至少一个结构确定所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波之间的位移数据；
基于所述位移数据来确定一个或多个位移校正；
将所述一个或多个位移校正中的至少一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的至少一者；以及
组合所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波；
基于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波的处理来生成一个或多个对应的超声图像；以及
显示所述一个或多个超声图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述第二脉冲相对于所述第一脉冲具有相反的极性。
3.根据权利要求1所述的方法，包括针对对应的超声图像中的每个像素确定所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波之间的位移数据。
4.根据权利要求1所述的方法，包括基于所述至少一个结构的运动和/或周围组织的反射来配置所述一个或多个位移校正中的至少一个。
5.根据权利要求1所述的方法，包括：
将所述一个或多个位移校正分成第一子集和第二子集；
将所述第一子集和第二子集中的一者应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的一者；以及
将所述第一子集和第二子集中的另一者应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的另一者。
6.根据权利要求1所述的方法，包括将所述一个或多个位移校正中的至少一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波两者。
7.根据权利要求1所述的方法，包括将所述一个或多个位移校正中的每一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波两者。
8.根据权利要求1所述的方法，其中确定所述位移数据包括：
确定所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波之间的相位差的估计值；以及
基于所述相位差估计值来确定所述位移数据的至少一部分。
9.根据权利要求1所述的方法，包括：
确定对所述至少一个结构附近的至少一个周围区域的至少一个平滑校正；以及
在以下期间应用所述至少一个平滑校正：
所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波的所述处理，一个或多个对应的超声图像；
所述一个或多个对应的超声图像的所述生成；和
所述一个或多个超声图像的所述显示。
10.一种用于超声成像的系统，所述系统包括：
收发器，所述收发器被配置为：
发射第一脉冲；
在延迟之后发射第二脉冲，其中所述第二脉冲相对于所述第一脉冲具有不同极性；以及
接收所述第一脉冲的回波和所述第二脉冲的回波，其中所述接收被配置用于使用接收带宽，所述接收带宽被确定为使得每个脉冲的基本部分中的至少一部分被捕获；和
一个或多个电路，其中所述一个或多个电路被配置为处理所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波，其中所述处理包括：
针对成像区域中的至少一个结构确定所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波之间的位移数据；
基于所述位移数据来确定一个或多个位移校正；
将所述一个或多个位移校正中的至少一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的至少一者；以及
组合所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波。
11.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为将所述第二脉冲配置为相对于所述第一脉冲具有相反的极性。
12.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为针对对应的超声图像中的每个像素确定所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波之间的位移数据。
13.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为基于所述至少一个结构的运动和/或周围组织的反射来设置或调节所述一个或多个位移校正中的至少一个。
14.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为：
将所述一个或多个位移校正分成第一子集和第二子集；
将所述第一子集和第二子集中的一者应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的一者；以及
将所述第一子集和第二子集中的另一者应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波中的另一者。
15.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为将所述一个或多个位移校正中的至少一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波两者。
16.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为将所述一个或多个位移校正中的每一个应用于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波两者。
17.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为：
确定所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波之间的相位差的估计值；以及
基于所述相位差估计值来确定所述位移数据的至少一部分。
18.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为确定对所述至少一个结构附近的至少一个周围区域的至少一个平滑校正。
19.根据权利要求10所述的系统，其中所述一个或多个电路被配置为基于所述第一脉冲的所述回波和所述第二脉冲的所述回波的处理来生成一个或多个对应的超声图像。
20.根据权利要求19所述的系统，还包括被配置用于显示所述一个或多个超声图像的显示器。
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