CN114466620A - 用于超声灌注成像的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

一种灌注成像处理方法，包括收集包含连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像，计算自相关数据的去相关趋势以确定血流量和灌注水平，使用所述去相关趋势降低所述数据中的噪声含量，以及/或者基于所述去相关趋势形成可视化表示。本系统和方法提供了一种超声成像系统和方法，其在不需要使用注射造影剂的情况下提供灌注数据。

Description

用于超声灌注成像的系统和方法
技术领域
本发明涉及使用超声对体内组织进行灌注成像。具体地，本发明涉及使用超声和超声图像的降噪对活组织进行非侵入性灌注成像的方法和系统。
背景技术
生理量数据的动态成像用于在医学中检测组织灌注异常，例如诊断急性中风、脑肿瘤，或用于肿瘤检测和分类。超声成像或超声检查用于对动物和人类的活组织进行成像。诊断超声，也称为超声检查，是一种基于超声的诊断成像技术，用于可视化患者的皮下身体结构，例如肌腱、肌肉、关节、血管和内脏器官，以了解可能的病况或病变。超声图像或声波图是通过使用超声换能器或探头将超声脉冲发送到组织中来制作的。声音在组织的某些部分反射并产生回声，回声或反射声被记录并作为图像显示给医学成像系统的操作员。通常在声波图像中，密度较大的组织显示为明亮区域，密度较小的组织显示为较暗的区域。最常见的超声图像形式是B模式图像(亮度模式)，它显示组织的二维或三维横截面的声阻抗变化。
多普勒超声用于研究血流，包括流动方向和速度，以及肌肉运动。在多普勒图像中，检测到的不同流速和移动速度通常用颜色进行表示，以便于解释。例如，在有漏洞的心脏瓣膜中，漏洞表现为独特颜色的闪光。包含封装气态微泡的超声造影剂可用于增强组织中的回声性，或提高产生回声波的能力。静脉注射造影剂以将充气微泡造影剂引入体循环，并且回声性增强提供了增强图像，用于器官的血液灌注成像。灌注成像提供有关生理组织行为的信息，例如血管化组织中的血容量、血流量、平均传输时间(MTT)和峰值时间(TTP)。尽管能量多普勒的最小流速和血管尺寸略低于彩色多普勒，没有造影剂地情况下，很难或可能检测不到组织中的血流，除非血管超过某个最小尺寸，例如在心脏中，血管有利地朝向成像平面，并且具有相当高的流速。与测量流量的彩色血流成像模式不同，测量生物组织内的灌注水平是可取的。
在灌注成像中，通常注射一支造影剂，并且在其分布之后重复采集覆盖目标体积的后续图像。造影剂用作血液示踪剂并提供信号变化以指示血流量。根据实际的生理过程，血流(灌注)的短期分布(小于1分钟)或示踪粒子在微血管膜中的长期(大于1分钟)扩散过程(组织动力学)被编码在图像体素的变化信号中。提取的每个体素的时间-强度曲线通常转换为相对浓度-时间曲线。常规的超声分辨率限制体素的最小边长为大于150微米。
由于高频超声阵列换能器的发展，高频超声(也称为微超声)正在成为一种有价值的诊断技术。在微超声系统中，换能器产生15至80兆赫兹范围内的声波，然后在活组织中传播，该活组织反射这些声波，然后这些声波返回换能器。接着，声波被转换成二维或三维图像。高频超声的好处是具有对小体素尺寸进行成像的能力，这提高了图像的分辨率。
在超声成像的一个示例中，Rafter等人的美国专利US 9,955,941描述了一种超声诊断成像系统，该超声诊断成像系统扫描包含已经灌注造影剂的组织的体积区域中的多个平面切片。在检测图像数据之后，通过将数据在海拔维度上投影来组合切片数据以产生海拔上组合的切片图像，并且借助于平均或最大强度检测或加权过程或通过在体积渲染过程中海拔维度上的光线投射来组合图像数据。组合的切片图像提供灌注的量度。
仍然需要一种在不需要造影剂的情况下提供灌注数据的超声成像系统和方法。
提供该背景信息是为了将申请人认为可能与本发明有关的信息公之于众。不一定旨在承认，也不应解释为，任何前述信息构成针对本发明的现有技术。
发明内容
本发明的一个目的是提供一种在不需要造影剂的情况下提供灌注数据的超声成像系统和方法。
在一个方面，提供了一种成像处理方法，该成像处理方法包括：处理包含连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像，计算自相关数据的去相关趋势以确定流量和灌注水平。
在一个实施例中，该方法使用去相关趋势降低超声数据中的噪声含量。在另一实施例中，该方法基于去相关趋势形成灌注水平的可视化表示。在另一实施例中，该方法使用去相关趋势降低自相关数据中的噪声含量；并基于去相关趋势形成灌注水平的可视化表示。在另一实施例中，该方法具有20帧/秒或更高的图像捕获速率。在该方法的另一实施例中，图像数据在自相关之前被标准化。在该方法的另一实施例中，自相关数据被归一化。在该方法的另一实施例中，自相关数据的去相关趋势由线性回归、平均差或总体幅度变化确定。在该方法的另一实施例中，处理具有非线性趋势的自相关数据以确定去相关的周期、指数衰减率、到局部最小值的时间或其他量度中的一个或多个。在另一实施例中，使用斯皮尔曼相关、皮尔逊相关或傅里叶变换来计算自相关。在另一实施例中，该方法进一步包括在信号的可视化表示之前的平滑步骤。在另一实施例中，该方法进一步包括在可视化表示之前对去相关趋势应用阈值和重新缩放。在另一实施例中，该方法进一步包括去相关趋势的对数变换。在该方法的另一实施例中，去相关趋势被映射为不同的颜色或灰度值以在图像中表示。在另一实施例中，该方法进一步包括对齐多个数字图像以通过匹配帧之间的局部信号模式来校正移动。在另一实施例中，该方法包括至少5帧连续的B模式超声反射率数据。在该方法的另一实施例中，从每个图像中处理图像场的子集以减少处理时间。在该方法的另一实施例中，图像被下采样到较低的分辨率以减少处理时间。在该方法的另一实施例中，超声数据是频率范围大于15兆赫兹的高频超声。
另一方面，提供了一种灌注成像系统，该灌注成像系统包括高频超声换能器，其用于捕获和/或收集包含连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像；信号处理单元，其可操作地连接到换能器，该信号处理单元被配置为计算自相关数据的去相关趋势以确定血流量和灌注水平。
另一方面，提供了一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括可执行指令，该可执行指令在由进程执行时使处理器：处理包含使用微超声获得的连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像，计算自相关数据的去相关趋势以确定血流量和灌注水平。
附图说明
为了更好地理解本发明以及其他方面和进一步的特征，参考以下结合附图使用的描述，其中：
图1示出了高频医学成像系统；
图2A和2B是通过消除低相关像素进行去噪之前和之后的示例超声图像；
图3示出了来自血管的灌注信号与来自图像中噪声区域的信号的对比的示例；
图4示出了来自未对齐和对齐图像的信号的示例；
图5A-C是前臂肌肉活动之前和之后的示例；以及
图6是示出了超声灌注成像的示例方法的流程图。
具体实施方式
除非另有定义，否则本文使用的所有技术和科学术语的含义与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的含义相同。
如在说明书和权利要求中使用的，单数形式的“一个”、“一种”和“所述”包括复数引用，除非上下文另有明确规定。
如本文所用，术语“包括”将被理解为表示后续所列是非穷尽的，并且可能包括或可能不包括任何其他额外的合适的项目，例如一个或多个另外的特征/组分和/或元素(视情况而定)。
本文提供了一种用于组织灌注成像的超声模式。具体地，本系统和方法提供了一种超声成像系统和方法，其在不需要使用注射造影剂的情况下提供灌注数据。通过利用所收集的超声图像中的自相关序列的某些功能，可检测血液的灌注并将其与超声信号中的噪声区分开。以这种方式，可在不需要造影剂的情况下测量生物组织内的灌注。
可通过在被配置为非常高帧速率的微超声图像的像素水平下检查时间去相关信号来完成组织中血液灌注的检测和成像。例如，在诸如平面波成像的技术中使用。在由微超声提供的高帧速率和小体素尺寸下，各反射器进出敏感可检测区域的移动引起随时间的缓慢变化。随时间的这些变化的检测，作为组织的血液灌注的结果，与随时间完全不相关的噪声和随时间相关的实体组织形成对比。常规超声中可能更难以这种方式测量灌注，因为组织中的敏感区域(体素)太大，并且同时进出的反射器过多，导致强度变化因平均而变小。此外，常规超声对血液中的各个反射器不敏感，而高频微超声则对其敏感。在另一实施例中，预测通过使用另一反射器可使用常规超声测量灌注。例如，大蛋白质或巨噬细胞可作为常规超声的反射器。
不受理论束缚，假设血流中的细胞充当内源性造影剂，并且可用如目前所述的适当信号处理来进行检测。具体地，红细胞(红血球)是血液中最丰富的细胞，占其体积的约40％至45％。红细胞的直径约为6-8微米，在与超声微泡造影剂相同的尺寸范围内，并且可具有足够的回波性，可被微超声检测到。毛细血管血流速率约为小于1毫米/秒，或约0.03厘米/秒，并且可使用具有当前描述的成像模式的高频微超声来检测这些速率下的灌注。这与每秒数十毫米的更快动脉血流相比较，后者能够使用常规低频超声(例如超声心动描记术)进行成像。毛细血管的直径约为5-10微米(μm)，小到红细胞通常只能单行穿过它们。人体组织中毛细血管的平均密度为约600/立方毫米，这意味着相邻毛细血管之间的平均间隔为约40微米。使用造影剂存在限制，例如需要注射，可能未获准用于所有管辖区域，可能未获准用于所有用途，并且造影剂可能随时间推移而破裂或消散。造影剂可在超声中起作用，因为它们充满气体，并且由于它们的振荡方式并产生非线性响应。
如果用于图像收集的帧速率不够快，则帧之间的时间变得太长并且导致太多的反射器同时进出体素。在这种情况下，会发生使信号的相关性混淆的平均。因此，帧速率必须至少与反射器移动一样快，以确保可捕获组织的血液灌注。在一个实施例中，帧速率大约至少为大于或等于(≥)30s-1的帧速率。在另一实施例中，帧率大约至少为大于或等于(＞)20s-1的帧率，并且还需要移动补偿。
此外，在组织中成像的体素或敏感区域尺寸必须足够小以在它们在体素中灌注时观察和检测单个或一些数量的反射器(即，使得反射器的某些部分存在于跨帧的同一体素中)。在一个实施例中，体素尺寸约为70微米。约70微米的体素尺寸对应于大于或等于(≥)15兆赫兹的高频超声。技术人员理解体素尺寸随超声频率而变化。
在运动期间可发生组织中的血流增加，并且由血管新生引起的血管形成的增加是许多癌症和肿瘤的特征。在常规超声下，血液看起来是暗的，而在没有信号去相关的情况下，高频超声下血液看起来像噪声。已经发现，可通过改变微超声成像设置来可视化所增加的毛细血管的血管形成，使得通过限制扫描线和聚焦区的数量以及隔离毛细血管血流的去相关信号特征，足够快地收集图像以监测超声信号的变化。具体地，已经发现，通过观察高频超声中的噪声在特定位置如何随时间变化，来自血管化组织的先前作为噪声被观察的信号可被识别为回波反射血液。因此，本技术能够识别和成像组织内的灌注区域。
与血管或毛细血管需要直接流过成像平面以看到血流移动的多普勒超声不同，使用当前描述的高频超声方法成像的组织中的每个测量体素中的回声性的检测对于毛细血管的方向是不可知的。通过仅使用每个体素中的幅度信息而不使用相位或空间信息，当前成像模式对于流向是完全不可知的。这意味着如果在同一体素中存在一束毛细血管，其中每条毛细血管在不同和/或相反的方向上流动，当前成像模式仍然能够确定所有毛细血管上的总流速。使用传统的多普勒超声，即使在同一体素中有两条血管与成像平面对齐，如果它们的流动方向相反，则不会看到任何信号，因为它们会相互抵消。
在B模式(亮度模式)超声(也称为2D型)中，换能器的线性阵列同时扫描身体的平面，该平面可被视为屏幕上的二维图像。B模式是一种以数字方式突出可能主要是红细胞的移动反射器，同时抑制来自周围静止组织的信号的超声成像模式。因此，B模式可同时可视化流动的血液和周围的静止组织。B模式图像中的每个像素表示宽度为70微米的组织体积。典型的毛细血管直径小于70微米，因此收集的图像聚集在组织体积内的毛细血管上，这提供了与流向灌注区域的毛细血管流量增加相关的亮度。
由B模式微超声提供的分辨率的数据产生大约5兆像素/图像的灌注图像，其中血液灌注增加的区域显示为图像中的亮度区域。使用B模式，图像以高帧速率(至少每秒20帧)收集足以进行比较和数据自相关的帧量，例如至少5帧。
微超声数据的图像处理使用每个像素中的亮度变化的时间常数，并查看时间点之间和随时间变化的统计变化率。可选地，可对图像进行处理以减少处理时间，例如通过选择像素子集或通过创建图像的较低分辨率下采样版本。可选地，还可对图像进行空间或时间处理以抑制噪声、平滑图像并提高保真度。例如，在一个实施例中，可首先将低通或滤波器应用于图像。
信号是相关趋势的斜率，即去相关率。去相关的斜率提供关于灌注区域中的流体流动速度的信息。
为了从图像中导出信号，首先使用以下等式对所有帧中每个像素中的数据进行统计标准化：
Figure BDA0003557938710000061
然后使用x基准作为相关的基础来计算自相关以查看每个像素处的标准化信号的重复。自相关查看像素处的信号与一段时间之后同一像素处的信号之间的相似性，例如1至4帧之后(每秒30帧的0.03至0.13秒)。
可使用以下等式从标准化图像数据计算自相关y：
Figure BDA0003557938710000062
其中：
i和j表示像素的2D坐标，
t是正在处理的一个图像帧的时间索引，并且
lag是以帧量测量的该帧与另一帧之间的时间量。
可使用以下等式对自相关的结果进行归一化：
Figure BDA0003557938710000071
其中：
n是收集用于分析的时间点(即帧)的数量。
可用于计算数据的自相关的一些其他方法包括斯皮尔曼相关、皮尔逊相关或傅里叶变换。可选地，例如可使用高斯核函数来平滑所计算的自相关。
去相关率是标准化的B模式信号随时间而归一化自相关的趋势。去相关率可用于测量组织灌注，包括流速，并且用于区分组织类型。通常，可选择信号随时间线性变化的时间尺度，因此可以通过应用线性回归以拟合直线、平均差(通过取t和t+1处每个点之间的差的平均值)或总体幅度变化(max(y)-min(y))来定量地确定去相关率。可应用其他计算来拟合更复杂的数据并给出关于流量的其他信息，这些计算可包括周期、指数衰减率或到局部最小值的时间的确定。
具有非常低或可忽略的去相关率的体素表示噪声，因为噪声是不相关的过程。因此，在一个实施例中，在显示之前具有低于指定阈值(基于噪声水平凭经验选择)的去相关率的体素在B模式图像中被设置为0，降低了图像的噪声含量，改善了信噪比和对比度。在另一实施例中，当去相关率如以下等式所示低于某个阈值时，基于该速率来降低B模式图像中的像素的亮度。本领域技术人员将理解，根据经验来设置参数以针对特定情况优化图像质量，并且可采用其他类似的函数来实现相同的效果。
Figure BDA0003557938710000072
创建去相关率的可视化表示是有用的，其表示了灌注的各个方面。在一个简单的映射中，去相关值被分配了亮度(0-255)，其可作为图像显示在屏幕上。阈值可能有用，低于该阈值时不使用这些值(例如，斜率小于10＝亮度值0)。对数映射也可用于“压缩”信号，该压缩类似于对超声B模式成像数据执行的压缩，其中亮度等于log(斜率+1)，以显示较高值之间的较小差异并突出较低值之间的差异。如被确定为对突出目标方面是有用的，还可应用数据的其他变换，这可包括流速。在一些表示中，可使用不同的颜色来进一步区分目标方面。
在一个实施例中，灌注成像和降噪基于体素的去相关率。灌注成像和降噪可彼此独立地应用。或者，灌注成像和降噪可一起使用。
可用于收集本成像方法的数据的超声系统应该是适于接收具有至少15兆赫兹(MHz)的频率和至少20帧每秒(fps)的帧速率的超声信号的系统。与通常使用频率为2至15兆赫兹的常规超声成像相比，高频(HF)成像(高于15兆赫兹)提高了空间分辨率。当前描述的信号处理需要更高的帧速率以从采集的超声信号产生超声图像。在另一实施例中，信号处理可与具有强反射器(例如微泡造影剂和/或纳米颗粒造影剂)的常规超声频率一起工作。
用于图像收集的换能器可以是线性阵列换能器、相控阵列换能器、二维(2-D)阵列换能器或弯曲阵列换能器。所使用的换能器的中心发射频率优选地等于或大于15兆赫兹。例如，中心发射频率可以是大约15兆赫兹、20兆赫兹、30兆赫兹、40兆赫兹、50兆赫兹、55兆赫兹或更高。在一些示例方面，超声换能器可以以约15兆赫兹至约80兆赫兹的范围内的中心频率将超声发射到对象中。优选地，换能器包括高频线性阵列，其具有在20-50兆赫兹范围内的成像系统。
图1示出了与本方法一起使用的高频医学成像系统100，该高频医学成像系统包括具有换能器元件104的超声换能器102、超声换能器接口106、空间传感器108和服务器110。超声换能器102被配置为：(A)将(由超声换能器102)接收的回声信号转换为超声信息；以及(B)(通过输出端口)发射超声信息。超声换能器102也称为超声探头。超声换能器102具有阵列排列的换能器元件104；例如，换能器元件104可一个接一个地相对于彼此沿着行对齐。换能器元件104被配置为被激活(它们可被选择性地激活或不被激活)。换能器元件104也被称为发射和接收元件，因为它们发射超声脉冲并接收超声脉冲的反射。换能器元件104的集合也称为换能器阵列。对于超声换能器102被配置为既发送(输出超声脉冲)又接收(反射超声脉冲)的情况，超声换能器102也被称为超声收发器。医学成像系统100在类似于雷达或声纳的原理上使用超声换能器102，其中医学成像系统100被配置为通过解释来自声波的回波(反射)来评估目标的属性。超声换能器102被配置为：(A)产生相对较高频率的声波；以及(B)接收来自目标的回波。医学成像系统100被配置为：(A)评估由超声换能器102提供的超声信息；(B)计算发送输出信号(从超声换能器102)和接收回波之间的时间间隔；(C)根据计算出的时间间隔确定到目标或对象的距离。超声换能器102被配置为通过将电能转化为声音来产生超声范围内的声波，通常高于大约18千赫兹(KHz)；然后，在接收到回声时，超声换能器102被配置为将反射的声波转化为电能，这可由医学成像系统100测量和显示。
超声是频率大于人类听觉范围上限的振荡声压波。虽然该限制因人而异，但在健康的年轻人中约为20千赫兹。一些超声设备的运行频率为大约20千赫兹到几千兆赫兹(GHz)。超声换能器102被配置为发射包括超声能量短脉冲的信号。在每次脉冲之后，超声换能器102被配置为在对应于能量通过患者组织所用时间的小时间窗口内接收返回(反射)信号；然后，在此期间接收的信号有资格由医学成像系统100进行额外的信号处理。超声换能器102(医用超声换能器或探头)可被配置为具有各种不同的形状和尺寸，以用于制作身体不同部位的图片。超声换能器102可穿过身体(患者)的表面，经腹腔镜插入，或插入患者的孔口(身体开口)，例如食道、直肠或阴道。超声换能器102可被(执行超声引导程序的临床医生或操作员)配置为与探头定位系统(未描绘并且已知)一起使用，该探头定位系统被配置为保持和/或移动超声换能器102；超声换能器102包括换能器元件104的阵列。超声换能器102的换能器元件104的行可以直线排列或曲线排列对齐。每个换能器元件104被配置为：(A)向目标发射入射声音信号；以及(B)接收表示声音从目标反射回换能器元件104的回声信号。
超声换能器接口106被配置为控制超声换能器102的操作。超声换能器接口106在图1中被描绘为软件程序(根据选项)。处理器组件120通过超声换能器接口106控制超声换能器102。超声换能器接口106也称为波束形成器。根据示例，超声换能器接口106可包括有形地存储在服务器110的非暂时性计算机可读介质112(以下称为存储器112)中的服务器可执行代码(软件程序)；根据另一示例，超声换能器接口106包括与服务器可执行代码协作的电子硬件部件的组合。一般而言，超声换能器接口106被配置为：(A)(通过超声换能器102的输出端口)可操作地连接到超声换能器102；(B)控制将由换能器元件104传输的入射声音信号的形状；(C)从超声换能器102接收超声信息；以及(D)提供映射到换能器元件104的扫描线，这些换能器元件以生成待提供的扫描线的方式被激活(并非所有换能器元件104都将被激活，因此换能器元件104的这些未使用的实例将被停用)。超声换能器接口106是被配置为促进由超声换能器102发射和/或接收的超声能量的电子控制聚焦的设备。
通常，空间传感器108被配置为：(A)检测超声换能器102的空间移动；以及(B)当超声换能器102将超声信息发射到超声换能器接口106时，提供指示超声换能器102的空间移动的空间信息。空间传感器108可附接到超声换能器102。或者，空间传感器108可与超声换能器102集成。
服务器110也被称为计算机等。通常，服务器110被配置为：(A)与超声换能器接口106相连接；(B)与空间传感器108相连接；以及(C)具有有形地存储可执行代码114(也称为处理器可执行代码，以下称为程序114)的存储器112。程序114是将由服务器110执行的操作任务的组合。服务器110是由软件和适当的计算机硬件组合的系统。服务器110可包括专用计算机或计算机的组合。服务器110可被配置用于客户端-服务器架构(如果需要的话)。
存储器112可指用于在临时基础或永久基础上存储计算机可执行程序或处理器可执行程序(指令或操作的序列)和/或数据(例如程序状态信息)以便在服务器110中使用的物理设备及其任何等同物。与辅助存储器不同，主存储器用于高速运行的物理系统(例如RAM或随机存取存储器)中的信息，而辅助存储器是用于程序和数据存储的物理设备，其访问速度慢，但存储器容量更大。存储在辅助存储器上的主存储器称为“虚拟存储器”。举例来说，存储器112可包括易失性存储器和/或非易失性存储器。举例来说，存储器112可包括辅助存储器，例如磁带、磁盘和光盘(CD-ROM或紧凑光盘ROM，以及DVD-ROM或数字视频光盘ROM)等。
程序114是使用本领域技术人员已知的知名软件工具构建的；计算机程序指令以高级计算机编程语言进行汇编，并且使用编译器和其他工具将计算机程序指令转换为可执行代码。应当理解，程序114提供了将由处理器组件120执行的方法或操作序列。存储器112包括(有形地存储)可执行代码114(也称为程序114)。可执行代码114包括将由处理器组件120执行的操作任务的组合。例如，可执行代码114被配置为指示服务器110接收与扫描线组相关联的超声信息，该扫描线组具有超声换能器102的有限数量的可选扫描线。举例来说(并且不限于此)，扫描线组可具有有限数量的扫描线，这些扫描线与超声换能器102的有限组换能器元件104映射(用于生成扫描线组的选定扫描线)，如果需要的话。
应当理解，鉴于以上所述，一般而言，提供了一种操作具有超声换能器接口106的医学成像系统100的方法；超声换能器接口106被配置为与超声换能器102可操作地连接；超声换能器102包括换能器元件104；医学成像系统100还具有空间传感器108，该空间传感器被配置为提供指示超声换能器102的空间移动的空间信息；该方法包括接收与扫描线组相关联的超声信息，该扫描线组具有超声换能器102的有限数量的可选扫描线。此外，服务器110被配置(编程)为接收与扫描线组相关联的超声信息，该扫描线组具有超声换能器102的有限数量的可选扫描线。此外，非暂时性计算机可读介质112包括有形地存储在非暂时性计算机可读介质112中的可执行代码114；该可执行代码114包括可由服务器110执行的操作任务的组合)；可执行代码114被配置(编程)为指示服务器110接收与扫描线组相关联的超声信息，该扫描线组具有超声换能器102的有限数量的可选扫描线。
服务器110还包括显示组件116；输入/输出接口模块118；处理器组件120；数据库122，其有形地存储在存储器112中；超声数据123；和空间数据124。超声数据123和空间数据124存储在数据库122中或存储在存储器112中。输入/输出接口模块118被配置为将处理器组件120与显示组件116、超声换能器接口106(以及间接地与超声换能器102)和空间传感器108可操作地连接。以这种方式，处理器组件120可控制显示组件116、超声换能器接口106和空间传感器108的操作，并且还可通过对超声换能器接口106的直接控制来控制超声换能器102。输入/输出接口模块118还被配置为将处理器组件120与用户接口设备(例如键盘、鼠标、触摸屏显示组件等)连接。
处理器组件120(也称为中央处理单元或CPU或中央处理器单元)是服务器110内的硬件，其通过执行算术、逻辑和输入/输出操作来执行程序114中所述的指令。处理器组件120可具有CPU的一个或多个实例。CPU可包括微处理器(意味着CPU包含在单个硅芯片上)。一些集成电路(IC)可能在单个芯片上包含多个CPU；这些IC被称为多核处理器。包含CPU的IC还可能包含外围设备和计算机系统的其他组件；这被称为片上系统(SoC)。CPU的部件是算术逻辑单元(ALU)和控制单元(CU)，算术逻辑单元执行算术和逻辑运算，控制单元从存储器中提取指令并对其进行解码和执行，在必要时调用ALU。处理器组件120可包括具有多个并行计算元件的阵列处理器或矢量处理器，其中没有一个单元被认为是“中心”。在分布式计算模型中，问题由一组分布式互连的处理器解决。将由医学成像系统100显示的图像可实时显示和/或在采集或处理延迟之后(通过显示组件116)显示。
图2A和2B是通过消除具有非常短的去相关时间的像素进行去噪之前和之后的超声图像。这些像素通常是接收信号中随机噪声的产物，而不是真正的生物效应，这与具有可测量的中等或长去相关时间的像素不同，后者与流量或静态解剖结构有关。通过去除或减少对这些短去相关像素的放大，图像的整体信噪比得到改善。图2A显示了校正前的图像。而图2B显示了去除短去相关时间像素(校正后)的相同图像。
除了使灌注区域变亮以突出血流区域之外，可抑制周围静止组织区域的亮度信号以提供灌注组织和非灌注组织之间的对比度。
图3示出了来自血管的灌注信号与来自图像中噪声区域的信号的对比的示例。血液信号具有清晰的线性斜率。而噪声信号看起来是随机的，没有总体趋势。
图4示出了来自未对齐和对齐图像的信号的示例，其中移除了成像期间移动的异常信号。在图像收集期间也可能发生目标区域的移动或目标区域内的移动。例如，这可能是由于患者移动或身体中的组织和器官的移动而发生的。可选地，可通过匹配帧之间的局部信号模式来对齐图像以校正该移动。在一种对齐方法中，识别每个像素的邻域，并且匹配跨像素邻域的2D网格的信号的时间相关互相关以去除异常信号。更快的成像速率可能有助于减少对齐问题。
在运动期间组织中的血流量可能增加，并且在实体瘤和其他癌性生长中血流量增加也是常见的。图5A-C显示的运动诱导的血流量增加是在前臂肌肉活动之前和之后的。图5A示出了B模式微超声图像中手腕的解剖结构。图5B示出了静止的屈肌的图像。图5C示出了在活动1分钟后静止的屈肌的图像。
图6是示出了用于组织成像灌注的超声成像模式的示例方法的流程图。首先，使用高频超声来收集多个B模式超声图像数据。在另一实施例中，处理来自存储器112的多个B模式高频超声图像数据(帧)202。然后，计算自相关图像数据的去相关趋势，以确定图像帧中每个像素的选定图像帧之间的流量和灌注水平204。然后，可进行三个步骤中的一个。在一个实施例中，通过使用去相关趋势降低图像数据中的噪声含量206。或者，基于去相关趋势形成灌注水平的可视化表示208。或者，通过使用去相关趋势降低图像数据中的噪声含量，并且基于去相关趋势形成灌注水平的可视化表示(如210和212所示)。步骤210与206相同，并且步骤212与208相同。步骤210和212可以以任何顺序发生。此外，可在自相关之前在所有图像的每个像素处将图像数据标准化(未示出)。
提供以下条款作为装置示例的进一步描述。以下条款中的任何一个或多个可与以下条款中的任何另一个或多个和/或与任何其他条款的任何分段或一个或多个部分和/或条款的组合和排列组合。以下条款中的任何一个条款都可根据其本身的优点成立，而不必与任何其他条款或任何其他条款的任何部分组合。
条款1：一种成像处理方法，所述成像处理方法包括：处理包含连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像；计算自相关数据的去相关趋势以确定流量和灌注水平。条款2：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，进一步包括：使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量。条款3：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，进一步包括：基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。条款4：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，进一步包括：使用所述去相关趋势降低所述自相关数据中的噪声含量；以及基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。条款5：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述方法具有20帧/秒或更高的图像捕获速率。条款6：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述图像数据在自相关之前被标准化。条款7：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述自相关数据被归一化。条款8：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述自相关数据的所述去相关趋势由线性回归、平均差或总体幅度变化确定。条款9：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中处理具有非线性趋势的所述自相关数据以确定去相关的周期、指数衰减率、到局部最小值的时间或其他量度中的一个或多个。条款10：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中使用斯皮尔曼相关、皮尔逊相关或傅里叶变换来计算所述自相关。条款11：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，进一步包括在信号的可视化表示之前的平滑步骤。条款12：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，进一步包括在可视化表示之前对所述去相关趋势应用阈值和重新缩放。条款13：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，进一步包括所述去相关趋势的对数变换。条款14：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述去相关趋势被映射为不同的颜色或灰度值以在图像中表示。条款15：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，进一步包括对齐所述多个数字图像以通过匹配帧之间的局部信号模式来校正移动。条款16：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述方法包括至少5帧连续的B模式超声反射率数据。条款17：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中从每个图像中处理图像场的子集以减少处理时间。条款18：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述图像被下采样到较低的分辨率以减少处理时间。条款19：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的方法，其中所述超声数据是频率范围大于15兆赫兹的高频超声。条款20：一种灌注成像系统，所述灌注成像系统包括：高频超声换能器，其用于捕获收集包含连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像；信号处理单元，其可操作地连接到所述换能器，所述信号处理单元被配置为计算自相关数据的去相关趋势以确定流量和灌注水平。条款21：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的系统，其中所述信号处理单元被进一步配置为使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量。条款22：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的系统，其中所述信号处理单元被进一步配置为基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。条款23：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的系统，其中所述信号处理单元被进一步配置为使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量，以及基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。条款24：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的系统，其中所述系统具有20帧/秒或更高的图像捕获速率。条款25：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的系统，其中所述信号处理单元被配置为在自相关之前将所述图像数据标准化。条款26：一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质包括可执行指令，所述可执行指令在由进程执行时使处理器：处理包含使用微超声获得的连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像；计算自相关数据的去相关趋势以确定流量和灌注水平。条款27：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的计算机可读存储介质，进一步包括以下指令：使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量。条款28：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的计算机可读存储介质，进一步包括以下指令：基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。条款29：根据本段中提到的任何条款或任何条款的任何部分所述的计算机可读存储介质，进一步包括以下指令：使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量；以及基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。
本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请均表明本发明所属领域的技术人员的技术水平，并且通过引用并入本文。如此描述的本发明显然可以以多种方式进行变化。此类变化不应被视为脱离本发明的范围，并且对于本领域技术人员显而易见的是，所有此类修改都旨在包括在所附权利要求的范围内。

Claims (29)

1.一种成像处理方法，所述成像处理方法包括：
处理包含连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像；
计算自相关数据的去相关趋势以确定流量和灌注水平。
2.根据权利要求1所述的方法，进一步包括：
使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量。
3.根据权利要求1所述的方法，进一步包括：
基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。
4.根据权利要求1所述的方法，进一步包括：
使用所述去相关趋势降低所述自相关数据中的噪声含量；以及
基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其中所述方法具有20帧/秒或更高的图像捕获速率。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其中所述图像数据在自相关之前被标准化。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其中所述自相关数据被归一化。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其中所述自相关数据的所述去相关趋势由线性回归、平均差或总体幅度变化确定。
9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其中处理具有非线性趋势的所述自相关数据以确定去相关的周期、指数衰减率、到局部最小值的时间或其他量度中的一个或多个。
10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其中使用斯皮尔曼相关、皮尔逊相关或傅里叶变换来计算所述自相关。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，进一步包括在信号的可视化表示之前的平滑步骤。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的方法，进一步包括在可视化表示之前对所述去相关趋势应用阈值和重新缩放。
13.根据权利要求12所述的方法，进一步包括所述去相关趋势的对数变换。
14.根据权利要求1至13中任一项所述的方法，其中所述去相关趋势被映射为不同的颜色或灰度值以在图像中表示。
15.根据权利要求1至14中任一项所述的方法，进一步包括对齐所述多个数字图像以通过匹配帧之间的局部信号模式来校正移动。
16.根据权利要求1至15中任一项所述的方法，其中所述方法包括至少5帧连续的B模式超声反射率数据。
17.根据权利要求1至16中任一项所述的方法，其中从每个图像中处理图像场的子集以减少处理时间。
18.根据权利要求1至17中任一项所述的方法，其中所述图像被下采样到较低的分辨率以减少处理时间。
19.根据权利要求1至18中任一项所述的方法，其中所述超声数据是频率范围大于15兆赫的高频超声。
20.一种灌注成像系统，所述灌注成像系统包括：
高频超声换能器，其用于捕获收集包含连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像；
信号处理单元，其可操作地连接到所述换能器，所述信号处理单元被配置为计算自相关数据的去相关趋势以确定流量和灌注水平。
21.根据权利要求19所述的系统，其中所述信号处理单元被进一步配置为使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量。
22.根据权利要求19所述的系统，其中所述信号处理单元被进一步配置为基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。
23.根据权利要求19所述的系统，其中所述信号处理单元被进一步配置为使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量，以及基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。
24.根据权利要求19至22中任一项所述的系统，其中所述系统具有20帧/秒或更高的图像捕获速率。
25.根据权利要求19至23中任一项所述的系统，其中所述信号处理单元被配置为在自相关之前将所述图像数据标准化。
26.一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质包括可执行指令，所述可执行指令在由进程执行时使处理器：
处理包含使用微超声获得的连续的B模式超声反射率数据的多个数字图像；
计算自相关数据的去相关趋势以确定流量和灌注水平。
27.根据权利要求25所述的存储介质，进一步包括以下指令：
使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量。
28.根据权利要求25所述的存储介质，进一步包括以下指令：
基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。
29.根据权利要求25所述的存储介质，进一步包括以下指令：
使用所述去相关趋势降低所述超声数据中的噪声含量；以及
基于所述去相关趋势形成所述灌注水平的可视化表示。
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