CN116018096A - 对空化活动的映射 - Google Patents

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肖恩·芬恩
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Abstract

一种用于对在对象的对象体积中的空化进行成像的设备，包括多个换能器元件和控制装置。所述控制装置被配置成：控制所述换能器元件中的至少第一换能器元件以生成具有聚焦区域的超声；接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据无源检测信号生成聚焦区域中的空化的空化图像；控制换能器元件中的至少第二换能器元件以生成反射成像超声；接收来自第二组换能器元件的反射成像检测信号，并根据反射成像检测信号生成反射图像；将反射图像与对象体积的3D图像配准，以获得第一组换能器元件的坐标系与3D图像的坐标系之间的变换；并将变换应用于空化图像以使空化图像与3D图像对齐。

Description

对空化活动的映射
技术领域
本发明涉及治疗超声系统，具体是涉及使用声学(超声诱导的)空化的医疗的映射和监测。
背景技术
与其他更成熟的治疗方式相比，使用聚焦超声(FUS)进行癌症医疗具有几个主要优势：它便宜、非侵入性且副作用最小。然而，由于缺乏可靠的实时监测系统，FUS的广泛接受受到阻碍。
超过一定的压力阈值，通过组织传播的高振幅声波可以自发成核并激发纳米或微米大小的小气泡，这种现象被称为声空化(acoustic cavitation)。添加或注入作为空化核的外源气泡，无论它们是固体颗粒表面的壳状气泡还是稳定气泡[Stride,E.P.,&Coussios,C.C.(2010)的Cavitation and contrast:The use of bubbles in ultrasoundimaging and therapy.Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers，H部分：Journal of Engineering in Medicine，224(2),171至191页]，低振幅的声波会在核中引起声学空化，从而降低压力阈值。根据所需的应用，空化气泡可以用于产生所需的生物效应。在组织消融的情况下，这些生物效应可能导致组织的热坏死或机械分离。在药物输送中，这可能是空化诱导的微流或微泵送、脉管系统渗透和细胞穿孔，它们都有助于或增强未修饰的药物跨组织膜的输送，或者直接作用于破坏载药载体用于靶向给药。
气泡还可以在不同于FUS激发频率的频率范围内重新发射部分入射超声，这里有用的原因有两个。首先，与这种声空化相关的宽带声发射可以作为消融和药物输送的医疗效果的指示器或替代标记。其次，具有比原始FUS源更高频率成分的辐射，并且更容易被周围组织吸收，从而增强热消融中的热沉积[Coussios CC、Farny CH、Haar GT、Roy RA的“Role of acoustic cavitation in the delivery and monitoring of cancertreatment by high-intensity focused ultrasound(HIFU)”，International Journalof Hyperthermia，卷23，105至120页，2007]。虽然FUS领域广泛涵盖与聚焦超声相关的所有生物医学应用和系统配置，但当入射超声的振幅或强度高于诊断超声成像系统可以实现的幅度或强度时，通常使用更具体的术语：高强度聚焦超声(HIFU)。
WO20100052494公开了一种用于在FUS医疗期间对声空化区域成像的系统。然而，尽管该系统可以有效地实时成像空化，但它没有描述确定空化在患者的参照系(即相对于患者的解剖结构)中的位置的任何方式。由于空化活动是药物递送效果和机械或热消融情况下安全性的预测指标，因此以3D成像和可视化空化的能力在改进的医疗决策和治疗后评估方面具有潜在益处，特别是当患者的3D体积图像(如X射线或MR图像)通常比超声成像具有更高的分辨率和更高的对比度时，允许以高质量的3D图像示出空化。
发明内容
本发明提供了用于对在对象的成像体积中的空化进行成像的设备。该装置包括多个换能器元件和控制装置。所述控制装置被配置成：控制所述换能器元件中的至少第一换能器元件以生成具有聚焦区域的超声，所述超声可以是治疗超声；接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据所述无源检测信号生成所述聚焦区域中的空化的空化图像；控制所述换能器元件中的至少第二换能器元件以生成反射成像超声；接收来自第二组所述换能器元件的反射成像检测信号，并根据所述反射成像检测信号生成反射图像；将对象体积的反射图像与3D图像配准，以获得第一组换能器元件的坐标系与3D图像的坐标系之间的变换；并将所述变换应用于空化图像以使空化图像与3D图像对齐。
反射成像可以是脉冲回波成像，例如B型超声成像、对比增强超声、脉冲反转超声或谐波超声成像。
换能器元件中的至少第一换能器元件被配置成生成聚焦超声，可以是几何聚焦换能器，例如具有固定焦点的几何聚焦换能器阵列、具有可以电子移动或操纵的静态焦点的几何聚焦换能器阵列，或线性或平面换能器阵列，其可能不是完全直的或平坦的，但是其中聚焦了全部或大致全部的电子。因此，聚焦可以几何地、或电子地、或通过两者的组合来提供。
第一换能器元件可以是第一组换能器元件中的一个，或者第二组换能器元件中的一个，或者不是任一组中的一个。类似地，第二换能器元件可以是第一组换能器元件中的一个，或者第二组换能器元件中的一个，或者不是任一组中的一个。
第一组换能器元件可以相对于第二组换能器元件处于固定位置。
所述系统可以进一步包括探头，所述探头可以是手持的或机器人操纵的。第一组换能器元件和第二组换能器元件可以包括探头的一部分，例如安装在探头内或探头上。
第一组换能器元件和/或第二组换能器元件可以是换能器元件的线性阵列，具体是直的或凸线性阵列。第一组换能器元件和/或第二组换能器元件可以是换能器元件的平面，具体是平坦或凸平面阵列。也可以使用凹线性或凹平面换能器阵列，或诸如环形阵列的其他配置。
第一组换能器元件中的至少一个也可以是第二组换能器元件中的一个。实际上，第一组换能器元件也可以是，即，包括与第二组换能器元件相同的换能器元件。
例如，如果第一组换能器和第二组换能器的相对位置是已知的，或者如果第一组换能器和第二组换能器是相同的，则可以直接根据配准过程获得变换。可替换地，如果第一组换能器和第二组换能器可相对于彼此移动，则也可以基于两组换能器元件的相对位置的测量，根据配准过程间接地获得变换。
本发明进一步包括用于对在对象的成像体积中的空化成像的方法。该方法可以包括：生成具有聚焦区域的超声；接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据所述无源检测信号生成所述聚焦区域中的空化的空化图像；生成反射成像超声；接收来自第二组换能器元件的反射成像检测信号，并根据所述反射成像检测信号生成反射图像；
将成像体积的反射图像与3D图像配准，以获得第一组换能器元件的坐标系与3D图像的坐标系之间的变换；并将所述变换应用于空化图像以使空化图像与3D图像对齐。
本发明还提供了用于对在对象的成像体积中的空化进行成像的设备，该设备包括多个换能器元件和控制装置，其中，控制装置被配置成：控制至少第一换能器元件以生成具有聚焦区域的聚焦超声；接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据所述无源检测信号生成所述聚焦区域中的空化的空化图像；控制所述换能器元件中的至少第二换能器元件以生成反射成像超声；接收来自所述第二组换能器元件的反射成像检测信号，并从所述反射成像检测信号生成反射解剖图像；组合空化图像和反射解剖图像，以生成成像体积中空化的3D图像。
如现在将描述的，该系统可以进一步以任何可行的组合包括附图中所示的本发明实施例的任何一个或多个特征。
附图说明
图1是根据本发明实施例的超声系统的示意图；
图2是图1的发射用于解剖成像的超声波的系统的示意图；
图3是图1的发射用于治疗医疗的超声波的系统的示意图；
图4是图1的超声系统的示意性功能框图；
图5是示出根据本发明实施例的系统操作的时序图；
图6是示出在图1的系统上执行的成像方法的流程图；
图7是根据本发明的又一实施例的超声系统的示意图；
图8是根据本发明的又一实施例的外部超声探头的示意图；
图9是根据本发明的又一实施例的内部超声探头的示意图；以及
图10是根据本发明的另一实施例的超声系统的示意图，该超声系统包括用于发射和接收用于超声成像的超声波、发射用于治疗超声的超声波以及接收用于空化成像的无源检测信号的独立阵列。
具体实施方式
参考图1，超声系统200可以包括几何聚焦超声换能器201，超声换能器元件202的阵列位于换能器201中心的孔203中。每个换能器元件202可以操作以生成超声并且还可检测超声。因此，它们可以在有源模式下使用，在有源模式下，它们生成并检测超声以生成反射(例如B模式)超声图像，或者在无源模式下，它们仅检测超声。阵列可以是线性或凸线性阵列，主要在图2中所示的将被称为x方向的方向上延伸。沿着换能器轴线垂直于x方向的方向将被称为z方向。因此，阵列的成像平面是x-z平面。垂直于x和z方向两者的方向将被称为y方向。
控制单元204被配置成控制每个换能器元件202的超声信号的生成，并且接收来自每个换能器元件202的检测信号。控制单元204可以包括前置放大器和滤波器块206以及振荡器208。控制单元204还被配置成控制换能器201以控制由换能器201生成的超声的功率和频率，例如使用来自振荡器208的信号来控制超声的频率。应当理解，尽管在功能上描述了控制单元204，但控制单元204可以由单个处理器或在系统内执行不同功能(例如控制和分析功能)的两个以上分立处理器组成。控制单元连接到显示屏210，从检测信号导出的数据可以以合适的格式显示在显示屏210上。在这种情况下，治疗换能器201在聚焦区域214中具有聚焦，在该聚焦区域中，治疗换能器201将生成最高强度的超声。
虽然图1的配置可以使用各种组件和系统来实现，但在一个实施例中，可以使用超声数据采集系统，该系统同时允许来自多个单独元件202的跨宽超声带宽(例如，1至15MHz)的原始射频(RF)数据或同相正交(I/Q)数据(可以解调为RF)。如果阵列要在无源模式下使用，可以关闭脉冲传输，使得阵列仅作用于接收。在一些模式中，在有源模式中使用一组换能器元件202，而在无源模式中使用另一组换能器元件202，使得可以同时使用有源和无源检测。为了使该系统在临床上适用，可以使用治疗超声换能器换能器201，该换能器具有用于线性(直的或凸的)检测器阵列202的中心孔203。
现在将简要描述无源声学映射操作背后的理论，尽管在WO2010/052494中有更详细的描述。包括脉冲回波(例如，B模式)成像的有源检测需要超声发生器和检测器或接收器，所述超声发生器被配置成典型地以脉冲形式生成超声，并且所述检测器或接收器检测来自空化区域的反射超声或再发射超声，以及处理系统，所述处理系统使用超声的生成和超声的检测之间的时间间隔来确定检测到的空化的位置。相反，在无源定位和映射中，没有关于从源到接收器的传播时间的直接信息。相反，来自一对接收器的检测信号的互关联(cross-correlation)可以提供差分到达时间(DTOA)的估计，即，来自源的信号在接收器处的到达时间的差。这使得能够估计接收器和源之间的距离差。通过使用一组互关联对，单个源定位和扩展源映射是可能的。由此可以理解，根据对传感器信号执行的处理，单个检测器可以在有源检测和无源检测中操作。无源定位和成像的进一步解释如下。
典型地，在有扩展的空化区域的地方，空化的空间映射是必要的。通常采用的方法是一种无源波束形成，Coviello等人描述了一种方法，“Passive acoustic mappingutilizing optimal beamforming in ultrasound therapy monitoring”，J.Acoust.Soc.Am，137(5)，2015年5月。如果在创建空间映射的成像平面中限定了规则的像素网格，则每个像素由3D坐标x＝[x,y,z]T限定的中心限定,每个维度的间距由[dx,dy,dz]T给出。通过以下等式限定从像素位置x到位置xj处的接收器j的距离：
Figure BDA0004113258800000061
对于每个像素，接收器处的数据被预先控制，时间延迟应用于每个接收器信号，以补偿从被成像的像素到接收器的传播时间。如果我们假设总共有N个接收器，则像素位置处的声场强度为：
Figure BDA0004113258800000071
其中，Sj(t)是接收器(传感器)j处记录的信号，τj(x)＝dj(x)/c从位置x到传感器j的传播时间，a是作为每个接收器(传感器)元件特性的压电系数，并且c是传播速度。上述与dj(x)的乘积补偿了波前的球面扩散导致的源信号强度的降低。像素处的源能量的图像是通过在长度T的收集周期内对源强度的平方进行积分生成的，假设均匀的检测器加权为：
Figure BDA0004113258800000072
其中，ρo是介质的密度，c是传播速度。然后对图像中期望的每个像素位置计算该能量。
参照图2和图3，控制单元204可以被配置成控制作为相控阵的换能器元件202。例如，控制单元可以被配置成为每个换能器元件202生成发射信号，以控制振动的频率和时间(即相对相位)，从而控制每个换能器元件产生的超声。典型地，每个换能器元件的振动频率被控制为相同，并且每个元件的相位或时序被改变，以便操纵由阵列作为整体生成的超声。换能器元件可以被配置成彼此同相振动，这产生具有所有沿相同方向传播的直线平行波前220的超声，如图2所示。这适用于解剖超声(B模式或其他反射)成像。如果元件202的振动相位偏移，使得阵列外端的元件的振动彼此同相，并且延迟朝着阵列的中心增加，如图3所示，则这生成具有在聚焦区域224会聚的弯曲波前222的超声。
应当理解，与具有用于聚焦超声传输的独立换能器201不同，通过在两个不同相位配置之间快速切换，超声元件阵列204可以用于生成用于解剖成像和治疗FUS两者的超声。此外，由于上述解剖超声成像和无源声学映射都需要检测由被成像的组织反射或生成的超声，在本发明的一些实施例中，该检测也可以由用于发射超声的相同换能器元件202来完成。然而，这需要进一步的时间划分，并且在许多情况下，优选具有独立的换能器阵列来检测或接收超声。因此，在下面涉及发射和接收阵列的描述中，这些阵列通常是独立的阵列，但也可以是相同的阵列。
参考图4，在图1的系统的实际实现中，换能器元件202被分成两组，每组换能器元件被布置成阵列，发射阵列202a和接收阵列202b，并且它们都被安装在探头230中，探头230也包括位置传感器232。这些阵列202a、202b中的每个阵列可以是如上所述的线性阵列。因此省略了图1的独立的几何FUS换能器201。在对该布置的修改中，在治疗组和成像组中提供换能器元件。然后，治疗组换能器元件可以被配置成生成聚焦超声，而成像组换能器元件被配置成发射和接收反射成像超声，以及接收无源空化映射信号。成像组可以被配置成发射平坦的超声波或聚焦超声，例如，换能器元件的子组被控制以在公共焦深处提供不同的相应聚焦，从而在该深度处给出高质量的图像。
位置传感器可以适用于许多已知的位置和取向感测系统中的任何一者。例如，它可以是电磁运动跟踪系统的传感器，它可以包括一个或多个标记，使得能够用立体光学相机、红外相机或激光跟踪器跟踪探头的位置。
控制单元204包括主处理器204a和超声前端处理器204b。超声前端204b包括发射侧和接收侧。在发射侧，它包括被配置成生成要由发射阵列202a发射的每个超声信号的发生器。例如，这些可以包括治疗信号发生器240和成像信号发生器242。这些信号发生器240、242中的每个发生器被配置成输出要输入到发射阵列202a的各个换能器元件的发射信号，使得它们分别以用于治疗FUS和用于B模式超声成像的所需形式发射超声信号，例如如图2和图3所示。超声前端204b进一步包括两个放大器244、246，每个放大器被配置成放大来自信号发生器240、242中的相应一个的发射信号，以及多路复用器248，多路复用器248被配置成接收这两个放大的发射信号，并在适当的时间以分时多路复用的方式将它们中的每个信号发送到正确的发射阵列202a。时序控制器264发出触发或同步信号以布置信号发生器和多路复用器的时序，这将在下面更详细地描述。
超声前端204b的接收侧包括多路复用器250，该多路复用器250被配置成接收来自接收阵列202b的所有检测信号，并将解剖超声成像信号(例如，B模式)从无源声学映射信号分离出来到解剖超声成像通道和PAM通道上。这种分离是基于时序进行的，因为接收的解剖成像信号是发射的解剖成像信号的反射，并且接收的PAM信号是由发射的FUS信号引起的空化生成的。解剖成像信号由TGC模块252进行时间增益补偿，由ADC254数字化并由数字滤波器256滤波。PAM信号由模拟滤波器258滤波以隔离用于PAM的高频宽带信号，并在由ADC 262数字化之前由低噪声放大器260放大。
主处理器204a包括时序控制器264，其被配置为向超声信号发生器240、242、多路复用器248、250和ADC 254、262提供时序输入。超声信号发生器240、242的时序输入被配置成以交替的方式触发治疗FUS信号和解剖超声成像信号的生成，每个信号持续相应的一系列短暂时间段。多路复用器248使用其从时序控制器264接收的时序信号将两种类型的超声生成信号多路复用到发射器阵列202a的控制输入上，使得发射器阵列202a将生成治疗FUS和聚焦或未聚焦成像超声的交替脉冲。接收多路复用器250由时序控制器264控制，以基于两种不同类型的超声的发送时间和相关超声信号的发送和接收之间的已知或假定的延迟，在B模式信道和PAM信道之间切换来自接收阵列202b的信号。时序控制器264还向ADC254、262提供时序输入，以控制ADC对模拟信号的采样率。
参见图5，作为不同的发射和接收超声信号的时序的示例，可能希望每1s发射频率为1MHz、长度为1000个周期的治疗FUS脉冲。还可能希望在深度至d＝20cm之前保持足够的成像帧速率(>30帧/s)，但也希望发射几个脉冲回波成像脉冲以构成单个图像帧，从而提高成像信噪比(假设50脉冲/帧)。给定1s治疗脉冲率，则有必要将所有脉冲发射时间、传播时间和处理时间拟合到该1s中。
示例：
治疗超声频率＝1MHz，
治疗脉冲PRF＝1Hz或1s时段，
每个治疗脉冲的周期数N＝1000个周期，
每个脉冲治疗发射时间Ttrans＝1ms，
治疗传播时间加传播时间Ttrans+prop～2ms，
在每个脉冲之后加入无源声学映射(PAM)处理时间Ttrans+prop+PAM proc＝502ms，
因此，发射一个治疗脉冲、检测空化生成的US以及处理成PAM的时间需要1s时段的一半。
剩余时间＝498ms。
如果系统是同步的，则剩余时间可以用于B模式成像。如果系统是异步的，则B模式成像脉冲发射可以紧接在Ttrans+prop之后。为了简单起见，本示例仅涵盖同步情况。
假设传播速度c＝1500m/s，并且将所有成像脉冲重建成图像需要10ms，以及
成像US频率＝5MHz，
每个成像脉冲的周期数N＝2个周期，
成像发射时间Ttrans＝0.4μs，
加入传播时间Ttrans+prop＝26.4μs，
对于每个图像帧50个脉冲，Tframe＝50*26.4μs＝1.3ms，
加上图像帧重建和处理时间：
Tframe+Trecon＝1.3ms+10ms＝11.3ms，
帧速率＝498ms/11.3ms＝44帧/s。主处理器204a进一步包括切趾法单元(apodization unit)266和图像重建单元268，它们被配置成从超声前端204b的B模式通道接收滤波后的数字信号，并从它们生成解剖超声图像，例如以2D B模式超声成像流的形式，其可以包括时间戳2D图像帧的序列。主处理器204a进一步包括PAM成像单元270，其被配置成接收来自超声前端204b的PAM通道的数字信号并从它们生成PAM图像，例如在2D PAM成像流的形式中，还可以包括时间戳PAM图像帧的序列。
主处理器204a进一步包括定位单元272，定位单元272被配置成从探头230上的位置传感器232接收位置和取向数据(例如平移和旋转)，并对该数据加时间戳，并输出位置/取向数据流，使得可以确定与图像流的每种形式相关联的探头的位置和取向。这允许移动探头以扫描成像体积，并且从探头的接收阵列生成的2D图像位于3D坐标系中。
主处理器204a进一步包括本地存储器274和数据处理器276。本地存储器274被配置成接收和存储来自解剖和PAM成像通道的图像流以及来自定位单元272的位置/取向数据流。它还被配置成接收和存储从患者的先前扫描获得的3D解剖图像数据，例如以通过CT或MRI扫描获得的一组2D图像切片的形式，其例如可以是DICOM格式。数据处理器276被配置成处理存储在本地存储器中的数据，以便生成组合图像或图像流，其中FUS诱导空化的PAM图像被叠加在患者的3D解剖图像上，该3D解剖图像可以是预扫描的3D图像，或者可以是从组合的2D B模式超声图像切片生成的3D超声图像。现在将描述可以通过其获得组合图像的处理方法。
参考图6，本地存储器274还被配置成存储位置系统校准数据，该位置系统校准数据限定了从接收器阵列信号生成的B模式图像的2D超声成像平面的位置和取向相对于由位置传感器232确定的探头的位置和取向。该校准数据可以通过对相对于探头230的已知位置和取向的已知3D结构成像，并将获得的2D超声图像与已知结构的图像数据配准以确定成像平面相对于探头的位置和取向来获得。处理器276在步骤300处被配备成将由校准数据限定的校准应用于位置/取向数据流，以生成图像位置/取向数据，该图像位置/取向数据限定3D坐标系中每个图像帧的成像平面的位置和取向，该3D坐标系可以被称为探头坐标系。
由于PAM图像是从与2D解剖成像相同的换能器元件的接收阵列202b生成的，因此可以假设2D PAM图像和2D解剖图像的成像平面是一致的，并且对于两种成像方法，可以使用相同的坐标系来确定成像平面中的位置。因此，PAM图像和2D解剖图像中的成像特征的相对位置是已知的，并且在公共探头坐标系中限定和记录每种类型的图像的位置。然而，可以包括进一步的校准步骤，在该校准步骤中用PAM和2D反射(例如，2D B模式)超声成像对在已知位置将发生空化的结构成像，并且校准这两种成像方法的成像平面的相对位置以及这些平面内的位置。
在步骤302处，2D B模式图像流的帧和2D PAM图像流的帧在时间上彼此对齐。这通常是必要的，因为两种不同成像方法的帧速率可能不同，并且由于需要复用成像方法，各个帧的时间将不相同。该时间对准与位置校准一起导致在相同的4D坐标系即3D空间坐标系和时间中，限定两个图像流中的每个帧的位置和取向以及时间。
在步骤304处，将3D解剖数据的2D切片复合成用于患者解剖结构的完整3D体积的3D图像数据集。当然，解剖数据可以已经以3D格式存储，在这种情况下，该复合步骤是不必要的。然后在步骤306处，每个2D超声解剖图像切片与3D(典型地高对比度)解剖图像配准。配准图像的各种方法是已知的，例如如Wein等人的“Automatic CT-ultrasoundregistration for diagnostic imaging and image-guided intervention”MedicalImage Analysis，卷12，577至585页，2008年。这确定了可以应用于2D解剖超声图像(和PAM图像)的坐标以在3D解剖图像的坐标系中正确定位它们的空间校正或变换。在步骤308处，对PAM图像的坐标应用空间校正或变换，从而确定它们在3D解剖图像的坐标系中的位置和取向。因此，该图像配准和坐标变换的结果是在3D解剖图像的坐标系中限定的2D解剖超声图像流和在3D解剖图像的坐标系中限定的2D PAM图像流。这允许3D高对比度解剖图像和2D解剖超声图像以及PAM图像以各种方式覆盖。
例如，在步骤310处，可以将2D PAM图像叠加到3D高对比度解剖图像上，然后在步骤312，可以对图像进行阈值化以识别活动的关键位点或参考点，例如最大、最小或中值空化的点。这提供了位于3D高对比度解剖图像中的空化参考点的图像。可选地，该图像可以在步骤313处与2DUS图像流组合，以产生包括叠加在3D解剖图像上的3D PAM参考点的图像，可选地还与2D反射US图像组合。
可替换地，在步骤314处，在覆盖步骤310处之后，可以对2D PAM图像进行复合以生成位于3D解剖图像中的空化活动的3D PAM图像。然后还可以在步骤316处对复合3D图像进行阈值化，使得在组合图像的PAM组件中仅示出具有空化活动阈值水平或以上的像素。可选地，该图像可以在步骤317处与2D US图像流组合，以产生包括叠加在3D解剖图像上的3DPAM图像的图像，可选地还与2D反射图像组合
此外，在步骤306处与3D解剖图像配准的2D超声图像可以在步骤319与该3D图像重叠，并显示为组合的2D超声和CT或MRI图像。
在另一替代实施例中，例如在患者的3D高对比度解剖图像不可以用的情况下，来自2D PAM图像流的时间对准和空间对准的图像可以在步骤318被覆盖到2D超声图像流上，在步骤320处被阈值化，并且被显示为示出叠加在2D超声图像上的3D PAM关键位点的组合图像，但是仅当共同位于2D US图像平面中时才被显示。
可选地，在步骤318处获得的重叠的2D图像可以在步骤322处进行复合，以生成在叠加在3D解剖超声图像上的PAM图像中成像的空化的3D图像。PAM图像可以是完整的3D图像，或者仅是上述参考点。
理论上，所有三种图像类型可以组合以生成增强的3D解剖图像，该增强的3D解剖图像是从3D解剖图像和复合以形成3D反射超声图像的多个解剖超声2D图像中获得的，并且3D PAM图像叠加在2D图像上。然而，这样的图像可能很难解释。
当然，应当理解，可以对图1至图5中所示的实施例进行各种修改。例如，虽然发射和接收阵列202a、202b都是1D线性或凸形阵列，但它们中的一个或两个可以是2D平面阵列。这意味着，如果全2D阵列用于解剖超声成像中的发射和接收，则解剖超声图像或超声图像流的每个图像帧可以是三维解剖图像。这也意味着，如果全2D接收阵列用于PAM成像，PAM图像可以是由FUS生成的空化活动的全3D图像。这也意味着可以使用完整的2D发射阵列来生成FUS。
参考图7至图9，图2至图6的系统可以结合在各种不同的探头配置中。例如，参考图6，探头230可以连接到电子或手动控制的运动控制系统600，例如机械臂或多轴运动系统，被配置成响应于来自电子控制系统的输入或手动输入，支撑探头并控制其在六个自由度(三个沿着正交平移运动方向，三个围绕正交旋转轴)上的运动。在这种情况下，探头230的位置和取向可以由如上所述安装在探头上的位置传感器232确定，或者可以由运动控制系统的操作确定。
参照图8，探头可以是手持式外部探头730，具有被配置成与患者皮肤接触的接触表面700，并且具有发射阵列702a和接收阵列702b安装在接触表面700中或靠近接触表面700。在这种情况下，位置传感器732安装在探头730的主体中或固定在探头730的主体上，使得如上所述可以记录探头的所有手动运动。
参照图9，探头可以是手持的内部或手术中探头830，探头830具有被配置成与患者内部接触的接触表面800，并且具有发射阵列802a和接收阵列802b安装在接触表面800中或附近。在这种情况下，位置传感器832再次安装在探头830的主体中，使得如上所述可以记录探头的所有手动运动。
参考图10，与所有的都安装在公共探头上不同，系统可以包括独立的探头，每个探头上支撑着不同组的换能器元件。例如，该系统可以包括解剖成像探头900，在探头上支撑有换能器元件的阵列902。该阵列902可以是线性或凸形阵列，并且可以被配置成发射反射成像超声，例如图2中所示的，并且接收反射超声，或者使用阵列902内的同一组换能器元件，或者使用阵列902内的不同组换能器元件，或者使用独立的换能器元件阵列。该系统可以包括FUS探头904，该FUS探头904具有换能器元件阵列906，该换能器元件阵列906被配置成例如如图3所示生成治疗FUS。所述系统可以进一步包括PAM探头908，所述PAM探头908具有换能器元件阵列910，所述换能器元件阵列910被配置用于接收。探头900、904、908中的每个探头进一步包括位置传感器912、914、916，使得探头的位置以及因此安装在探头上的换能器阵列可以被监测。然后，该系统可以以与上述系统相同的方式操作，不同之处在于用于将PAM图像与解剖超声图像在空间上对齐的校准步骤300变换所取代，所述变换被随时间变化并且是基于两个探头900、908的相对位置针对PAM图像流的每个图像帧确定的。
在另一实施例中，该系统包括安装在探头或机械臂上的FUS超声发射器，以及可移动探头，探头上具有PAM成像接收换能器元件和在探头上的解剖超声成像系统的发射元件和接收元件，或者作为独立的阵列，或者作为单个公共阵列，或者作为用于解剖超声成像的发射阵列和用于PAM成像和解剖超声成像的接收阵列。

Claims (16)

1.一种用于对在对象的对象体积中的空化进行成像的设备，所述设备包括多个换能器元件和控制装置，其中，所述控制装置被配置成：
控制所述换能器元件中的至少第一换能器元件以生成具有聚焦区域的超声；
接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据所述无源检测信号生成所述聚焦区域中的所述空化的空化图像；
控制所述换能器元件中的至少第二换能器元件以生成反射成像超声；
接收来自第二组换能器元件的反射成像检测信号，并根据所述反射成像检测信号生成反射图像；
将所述对象体积的所述反射图像与3D图像配准，以获得在所述第一组换能器元件的坐标系与所述3D图像的坐标系之间的变换；以及
将所述变换应用于所述空化图像，以将所述空化图像与所述3D图像对齐。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一组换能器元件相对于所述第二组换能器元件处于固定位置。
3.根据权利要求1或2所述的系统，进一步包括探头，其中，所述第一组换能器元件和所述第二组换能器元件安装在所述探头上。
4.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述第一组换能器元件是直的或凸线性阵列的换能器元件。
5.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述第二组换能器元件是直的或凸线性阵列的换能器元件。
6.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述第一组换能器元件中的至少一个也是所述第二组换能器元件中的一个。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述第一组换能器元件也是所述第二组换能器元件。
8.一种用于对在对象的对象体积中的空化进行成像的方法，所述方法包括：
生成具有聚焦区域的聚焦超声；
接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据所述无源检测信号生成所述聚焦区域中的所述空化的空化图像；
生成反射成像超声；
接收来自第二组换能器元件的反射成像检测信号，并根据所述反射成像检测信号生成反射图像；
将所述对象体积的所述反射图像与3D图像配准，以获得在所述第一组换能器元件的坐标系与所述3D图像的坐标系之间的变换；以及
将所述变换应用于所述空化图像，以将所述空化图像与所述3D图像对齐。
9.一种用于对在对象的对象体积中的空化进行成像的设备，所述设备包括多个换能器元件和控制装置，其中，所述控制装置被配置成：
控制所述换能器元件中的至少第一换能器元件以生成具有聚焦区域的超声；
接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据所述无源检测信号生成所述聚焦区域中的所述空化的空化图像；
控制所述换能器元件中的至少第二换能器元件以生成反射成像超声；
接收来自第二组换能器元件的反射成像检测信号，并根据所述反射成像检测信号生成反射解剖图像；
组合所述空化图像和所述反射解剖图像，以生成所述对象体积中的所述空化的3D图像。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述第一组换能器元件相对于所述第二组换能器元件处于固定位置。
11.根据权利要求9或10所述的系统，进一步包括探头，其中，所述第一组换能器元件和所述第二组换能器元件安装在所述探头上。
12.根据权利要求9至11中任一项所述的系统，其中，所述第一组换能器元件是直的或凸线性阵列的换能器元件。
13.根据权利要求9至12中任一项所述的系统，其中，所述第二组换能器元件是直的或凸线性阵列的换能器元件。
14.根据权利要求9至13中任一项所述的系统，其中，所述第一组换能器元件中的至少一个也是所述第二组换能器元件中的一个。
15.根据权利要求14所述的系统，其中，所述第一组换能器元件也是所述第二组换能器元件。
16.一种用于对在对象的对象体积中的空化进行成像的方法，所述方法包括：
生成具有聚焦区域的超声；
接收来自第一组换能器元件的无源检测信号，并根据所述无源检测信号生成所述聚焦区域中的所述空化的空化图像；
生成反射成像超声；
接收来自第二组换能器元件的反射成像检测信号，并根据所述反射成像检测信号生成反射解剖图像；
组合所述空化图像和所述反射解剖图像，以生成所述对象体积中的所述空化的3D图像。
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