CN116437860A - 用于在超声系统中跟踪探头的运动的方法和系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种生成表示从对象采集的超声数据的跟踪成像区域的方法。所述方法包括通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据。通过被耦合到超声探头的图像传感器获得在超声数据采集期间采集的表面的第一图像和第二图像。比较第一图像和第二图像，并且基于所述比较来计算超声探头的第一运动分量。然后通过被耦合到图像传感器的惯性测量单元获得在超声数据采集期间采集的超声探头的第二运动分量。组合第一运动分量和第二运动分量，从而生成超声探头的运动，然后将超声探头的运动与来自成像区域的超声数据相组合，从而生成跟踪成像区域。

Description

用于在超声系统中跟踪探头的运动的方法和系统

技术领域

本发明涉及超声成像领域，并且更具体地，涉及超声成像中的探头跟踪领域。

背景技术

超声成像被用于许多介入和诊断应用中。通常，对于介入或诊断用例，发现和识别相关的器官是至关重要的。

例如，一种具体的使用情况可以包括找到颈动脉和颈动脉内的正确位置，以获得血流测量值。在另一个范例中，用例可以包括定位用于应用区域麻醉的针进入的期望区域。在另一个范例中，用例可以包括将导管插管到对象的静脉中。然而，在上述用例中解释超声图像是具有挑战性的，并且需要熟练的专业人员来准确地解释图像。

超声系统从高端推车式或静态机器到便携式、低成本的解决方案。有一种趋势是开发移动超声成像解决方案，其允许手持超声设备连接到移动设备，如智能手机。

目前，使用超声探头，特别是在低成本的便携式超声系统中，找到和识别血管通路是困难的。放射科医生必须在以试错方式移动(平移和旋转二者)探头的同时，心里在3D心理图像(mental picture)中构建和绘制感兴趣的血管。根据应用的不同，这可能有彩色多普勒数据，也可能没有彩色多普勒数据。在找到血管后，放射科医生随后必须沿着血管移动超声探头，同时以试错方式移动(平移和旋转二者)探头，以找到所需的位置，例如血管的分叉点。放射科医生随后移动探头，直到被调查的血管与探头的转向角平行，并且手动测量和输入血管直径的值，以获得估计的血流测量值。

上述方法容易出错、耗时、不直观，并且需要训练有素且经验丰富的专业人员，才能获得准确的结果。即使经过充分的训练，探头角度的很小误差也可能导致血流测量值的显著误差。

因此，需要一种在成像方法中使用的精确跟踪探头运动的手段。

发明内容

本发明由权利要求限定。

根据本发明的一个方面的范例，提供了一种用于生成表示从对象采集的超声数据的跟踪成像区域的方法，所述方法包括：

通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据；

通过被耦合到超声探头的图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第一图像；

通过图像传感器获得在超声数据采集期间采集的表面的第二图像；

比较第一图像和第二图像；

基于比较来计算超声探头的第一运动分量；

通过被耦合到图像传感器的惯性测量单元获得在超声数据的采集期间采集的超声探头的第二运动分量；

组合第一运动分量和第二运动分量，从而生成超声探头的运动；并且

组合来自成像区域的超声数据和超声探头的运动，从而生成跟踪成像区域。

所述方法提供了一种使用从图像传感器导出的运动信号和从惯性测量单元获得的运动信号的组合来精确跟踪超声探头的运动和由超声探头的视场定义的成像区域的手段，从而提高对超声探头的运动跟踪的精确度。

通过基于超声探头的组合运动信号来对齐传入的超声数据，可以在3D坐标系内精确地跟踪由超声探头成像的区域。

在实施例中，所述方法还包括通过组合跟踪成像区域的超声数据和超声探头的运动，基于跟踪成像区域生成3D超声体积。

以这种方式，可以基于导出的超声探头的运动通过将获得的超声数据布置在3D坐标系内来生成3D超声体积。

在实施例中，所述方法还包括：

基于从跟踪成像区域获得的超声数据来生成超声图像；并且

基于超声图像、3D超声体积和超声探头的运动的组合，实时生成3D超声体积内的跟踪成像区域的实况表示。

以这种方式，可以在3D超声体积的背景中显示超声探头的当前视图(即，跟踪成像区域)的实况可视化，从而提供用于引导用户对期望区域进行成像的直观的可视化系统。

在其他实施例中，超声数据包括多普勒超声数据，并且其中，生成3D超声体积包括基于多普勒超声数据和超声探头的运动来生成3D多普勒血管图。

通过基于多普勒超声数据和超声探头的运动来分割3D多普勒血管图，可以提高血管图的精度，并且可以考虑在捕获多普勒超声数据时超声探头的位置。

在其他实施例中，所述方法还包括从3D多普勒血管图导出血流度量，其中，导出血流度量包括以下中的一个或多个：

基于超声探头的运动来计算超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并基于所计算出的角度来调整多普勒超声数据；并且

基于3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并基于所计算出的横截面面积来调整多普勒超声数据。

以这种方式，可以从血管图导出血流信息。例如，可以在多普勒超声数据中考虑超声探头在采集超声数据时的角度，从而提高任何导出的血流度量的准确性。此外，在多普勒数据的校正中也可以考虑血管的形状，从而提高导出的血流度量的准确性。

在实施例中，所述方法还包括：

基于3D超声图像来生成用于定位介入设备的引导信息；并且

将引导信息提供给用户。

以这种方式，用户可以接收用于将介入设备定位在3D超声图像的视场内或视场外的引导。

根据本发明一个方面的范例，提供了一种包括计算机程序代码装置的计算机程序，当在计算机上运行所述计算机程序时，所述计算机程序代码适于实施以下步骤：

通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据；

通过被耦合到超声探头的图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第一图像；

通过图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第二图像；

比较第一图像和第二图像；

基于比较来计算超声探头的第一运动分量；

通过被耦合到图像传感器的惯性测量单元获得在超声数据的采集期间采集的超声探头的第二运动分量；

组合第一运动分量和第二运动分量，从而生成超声探头的运动；并且

组合来自成像区域的超声数据和超声探头的运动，从而生成跟踪成像区域。

在实施例中，超声数据包括多普勒超声数据，并且其中，当在计算机上运行计算机程序时，所述计算机程序适于实施通过基于多普勒超声数据和超声探头的运动生成3D多普勒血管图来生成3D超声体积的步骤，其中，超声数据包括多普勒超声数据，并且其中，当在计算机上运行计算机程序时，所述计算机程序还适于实施通过基于多普勒超声数据和超声探头的运动生成3D多普勒血管图来生成3D超声体积的步骤。

在实施例中，当在计算机上运行计算机程序时，所述计算机程序还适于实施从3D多普勒血管图导出血流度量的步骤，其中，导出血流度量包括以下中的一个或多个：

基于超声探头的运动计算超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并且基于所计算出的角度调整多普勒超声数据；并且

基于3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并且基于所计算出的横截面面积来调整多普勒超声数据。

根据本发明一个方面的范例，提供一种包括指令的计算机可读存储介质，当由计算机执行时，所述指令使计算机执行以下步骤：

通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据；

通过被耦合到超声探头的图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第一图像；

通过图像传感器获得在超声数据的采集期间采集的表面的第二图像；

比较第一图像和第二图像；

基于比较来计算超声探头的第一运动分量；

通过被耦合到图像传感器的惯性测量单元获得在超声数据的采集期间采集的超声探头的第二运动分量；

组合第一运动分量和第二运动分量，从而生成超声探头的运动；并且

组合来自成像区域的超声数据和超声探头的运动，从而生成跟踪成像区域。

在实施例中，计算机可读存储介质还包括指令，当由计算机执行时，所述指令使计算机执行通过组合跟踪成像区域的超声数据和超声探头的运动来基于跟踪成像区域生成3D超声体积的步骤，其中，超声数据包括多普勒超声数据，并且其中，计算机可读存储介质还包括信息，当由计算机执行时，所述信息使计算机执行通过基于多普勒超声数据和超声探头的运动生成3D多普勒血管图来生成3D超声体积的步骤。

在实施例中，计算机可读存储介质还包括指令，当由计算机执行时，所述指令使计算机执行从3D多普勒血管图导出血流度量的其他步骤，其中，导出血流度量包括以下中的一个或多个：

基于超声探头的运动来计算超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并且基于计算出的角度来调整多普勒超声数据；并且

基于3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并且基于计算出的横截面面积来调整多普勒超声数据。

根据本发明一个方面的范例，提供一种处理系统，其用于在超声系统中使用，并且用于生成表示从成像区域采集的超声数据的跟踪成像区域，所述处理系统包括：

输入部，用于接收第一图像、第二图像、第二运动分量和超声数据；以及

处理器，其被耦合到所述输入部，以：

比较第一图像和第二图像；

基于比较计算超声探头的第一运动分量；

组合第一运动分量和第二运动分量，从而生成超声探头的运动；并且

组合来自成像区域的超声数据和超声探头的运动，从而生成跟踪成像区域。

根据本发明一个方面的范例，提供一种超声成像系统，包括：

上述处理系统；

超声探头，其适于采集超声数据；

图像传感器，其被耦合到超声探头并且适于采集表面的图像；以及

惯性测量单元，其被耦合到图像传感器并适于采集第二运动分量。

在实施例中，处理器还适于通过组合跟踪成像区域的超声数据和超声探头的运动来基于跟踪成像区域生成3D超声体积。

在实施例中，处理器还适于：

基于从跟踪成像区域获得的超声数据来生成超声图像；并且

基于超声图像、3D超声体积和超声探头的运动的组合来实时生成3D超声体积内的跟踪成像区域的实况表示。

在实施例中，超声数据包括多普勒超声数据，并且其中，处理器适于，当生成3D超声体积时，基于多普勒超声数据和超声探头的运动生成3D多普勒血管图，并且可选地，其中，所述系统还包括用户接口，所述用户接口适于接收用户输入，并且其中，处理器适于响应于在用户接口处接收用户输入而从3D多普勒血管图导出血流度量，其中，导出血流度量包括以下中的一个或多个：

基于超声探头的运动来计算超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并且基于计算出的角度来调整多普勒超声数据；并且

基于3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并且基于计算出的横截面面积来调整多普勒超声数据。

在实施例中，所述系统还包括显示单元，并且其中，处理器还适于指示显示单元显示以下中的一个或多个：

3D超声体积；以及

3D多普勒血管图。

在实施例中，图像传感器包括以下中的一个或多个：

相机；

3D相机；以及

激光雷达传感器。

在实施例中，惯性测量单元包括以下中的一个或多个：

加速度计；以及

陀螺仪。

本发明的这些和其他方面将从下文所述的实施例中显而易见并参照下文所述实施例进行阐述。

附图说明

为了更好地理解本发明，以及更清楚地示出如何实施本发明，现在仅以范例的方式参考附图，其中：

图1示出了用于解释通用操作的超声诊断成像系统；

图2示出了根据本发明一个方面的超声成像系统的示意图；

图3示出了一种用于确定超声成像探头相对于表面的位置的方法；以及

图4示出了一种用于生成3D超声图像的方法。

具体实施方式

将参考附图对本发明进行描述。

应当理解，详细的描述和具体范例在指示装置、系统和方法的范例性实施例的同时，仅旨在用于说明的目的，而不用于限制本发明的范围。通过以下描述、所附权利要求和附图，将更好地理解本发明的装置、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点。应当理解，这些附图仅仅是示意性的，并未按比例绘制。还应当理解，在所有附图中使用相同的附图标记来指示相同或相似的部件。

本发明提供了一种生成表示从对象采集的超声数据的跟踪成像区域的方法。所述方法包括通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据。在超声数据的采集期间采集的表面的第一图像和第二图像通过被耦合到超声探头的图像传感器获得。比较第一图像和第二图像，并且基于比较来计算超声探头的第一运动分量。

然后，通过被耦合到图像传感器的惯性测量单元获得在超声数据的采集期间采集的超声探头的第二运动分量。

第一运动分量和第二运动分量被组合，从而生成超声探头的运动，然后，组合超声探头的运动与来自成像区域的超声数据，从而生成跟踪成像区域。

首先将参考图1描述范例性超声系统的通用操作，其中强调系统的信号处理功能，因为本发明涉及由换能器阵列测量的信号的处理。

系统包括阵列换能器探头4，所述阵列换能器探头4具有用于发射超声波和接收回波信息的换能器阵列6。换能器阵列6可以包括CMUT换能器；由诸如PZT或PVDF之类的材料形成的压电换能器；或任何其他合适的换能器技术。在该范例中，换能器阵列6是能够扫描感兴趣区域的2D平面或三维体积的换能器8的二维阵列。在另一个范例中，换能器阵列可以是1D阵列。

换能器阵列6被耦合到微波束成形器12，微波束成形器12控制换能器元件对信号的接收。如美国专利US5997479(Savord等人)、US6013032(Savord)和US6623432(Powers等人)所述，微波束成形器能够对由换能器的子阵列(总体上称为“组”或“贴片”)接收的信号进行至少部分波束成形。

应当注意，微波束成形器仅仅是可选的。此外，系统包括发射/接收(T/R)开关16，微波束成形器12能够被耦合到所述开关，并且所述开关在发射和接收模式之间切换阵列，并且在不使用微波束成形器并且换能器阵列由主系统波束成形器直接操作的情况下保护主波束成形器20免受高能发射信号的影响。来自换能器阵列6的超声波束的发射由换能器控制器18引导，所述换能器控制器18通过T/R开关16和主发射波束成形器(未示出)被耦合到微波束成形器，所述主发射波束成形器能够接收来自对用户接口或控制面板38的用户操作的输入。控制器18能够包括发射电路，所述发射电路被布置为在发射模式期间(直接地或经由微波束成形器)驱动阵列6的换能器元件。

在典型的逐行成像序列中，探头内的波束成形系统可以进行如下操作。在发射期间，波束成形器(根据实施方式可以是微波束成形器或主系统波束成形器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔径。子孔径可以是较大阵列内的一维换能器线或二维换能器贴片。在发射模式下，如下所述控制由阵列或阵列的子孔径生成的超声波束的聚焦和转向。

一旦接收到来自对象的反向散射回波信号，接收到的信号进行接收波束成形(如下所述)，以便对准接收到的信息，并且，在使用子孔径的情况下，随后将子孔径偏移，例如偏移一个换能器元件。然后激活偏移后的子孔径，并且重复该过程，直到换能器阵列的所有换能器元件都已被激活。

对于每条线(或子孔径)，用于形成最终超声图像的相关联的线的总接收信号将是在接收周期期间由给定子孔径的换能器元件测量的电压信号的总和。在下面的波束成形过程之后产生的线信号通常被称为射频(RF)数据。由各个子孔径生成的每个线信号(RF数据集)随后经历额外处理，以生成最终超声图像的线。线信号的振幅随时间的变化将有助于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高振幅峰值将对应于最终图像中的明亮像素(或像素集合)。出现在线信号的开始附近的峰值将表示来自浅结构的回波，而在线信号中逐渐出现的较晚的峰值将表示来自对象内增加深度的结构的回波。

由换能器控制器18控制的功能之一是波束被转向和聚焦的方向。波束可以从换能器阵列直接向前(垂直于换能器阵列)转向，或者以不同的角度转向更宽的视场。发射波束的转向和聚焦可以作为换能器元件致动时间的函数来控制。

在通用的超声数据采集中，能够区分两种方法：平面波成像和“波束转向”成像。这两种方法通过在发射模式(“波束转向”成像)和/或接收模式(平面波成像和“波束转向”成像)中存在波束成形来区别。

首先看聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，所述平面波在穿过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持不聚焦。通过向换能器的激活引入位置相关的时间延迟，能够使波束的波前会聚在被称为聚焦带(focal zone)的期望的点上。聚焦带被定义为横向波束宽度小于发射波束宽度一半的点。以这种方式，提高最终超声图像的横向分辨率。

例如，如果时间延迟使换能器元件以串联的方式激活，从最外面的元件开始，到换能器阵列的中心元件结束，则将在与中心元件一致的距离探头给定的距离处形成聚焦带。聚焦带与探头的距离将根据后续的每一轮换能器元件激活之间的时间延迟而变化。波束通过聚焦带之后，将开始发散，形成远场成像区域。应当注意，对于位于换能器阵列附近的聚焦带，超声波束将在远场中快速发散，导致最终图像中的波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的大重叠，位于换能器阵列和聚焦带之间的近场显示出很少的细节。因此，改变聚焦带的位置能够导致最终图像质量的显著变化。

应当注意，在发射模式下，除非超声图像被划分为多个聚焦带(每个聚焦带可以具有不同的发射焦点)，否则可以仅定义一个焦点。

此外，一旦接收到来自对象内部的回波信号，能够执行与上述过程相反的过程，以便执行接收聚焦。换言之，入射信号可以由换能器元件接收，并且在被传递到用于信号处理的系统之前经受电子时间延迟。这方面最简单的范例被称为延迟即求和波束成形。能够根据时间动态调整换能器阵列的接收聚焦。

现在来看波束转向的功能，通过将时间延迟正确地应用于换能器元件，能够在超声波束离开换能器阵列时在超声波束上施加所期望的角度。例如，通过激活换能器阵列第一侧上的换能器，然后激活在阵列的相对侧结束的序列中的剩余换能器，波束的波前将朝向第二侧倾斜。相对于换能器阵列的法线的转向角度的大小取决于后续换能器元件激活之间的时间延迟的大小。

此外，能够聚焦转向后的波束，其中，施加到每个换能器元件的总时间延迟是聚焦和转向时间延迟的总和。在这种情况下，换能器阵列被称为相控阵列。

在CMUT换能器的情况下，其需要DC偏置电压用于其激活，换能器控制器18能够被耦合以控制用于换能器阵列的DC偏置控制器45。DC偏置控制45设置施加到CMUT换能器元件的DC偏置电压。

对于换能器阵列的每个换能器元件，通常被称为信道数据的模拟超声信号通过接收信道进入系统。在接收信道中，部分波束成形信号由微波束成形器12从信道数据产生，然后被传递到主接收波束成形器20，其中，来自换能器的各个贴片的部分波束成形的信号被组合成完全波束成形的信号，称为射频(RF)数据。在每个阶段执行的波束成形可以如上所述进行，或者可以包括附加功能。例如，主波束成形器20可以具有128个信道，每个信道从几十个或数百个换能器元件的贴片接收部分波束成形的信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收的信号能够有效地对单个波束成形信号做出贡献。

波束成形的接收信号被耦合到信号处理器22。信号处理器22能够以各种方式处理接收到的回波信号，例如：带通滤波；抽取；I和Q分量分离；以及谐波信号分离，所述谐波信号分离用于分离线性和非线性信号，从而能够识别从组织和微气泡返回的非线性(基频的高次谐波)回波信号。信号处理器还可以执行额外的信号增强，例如散斑减少、信号复合和噪声消除。信号处理器中的带通滤波器能够是跟踪滤波器，其通带随着从增加的深度接收回波信号而从较高的频带滑动到较低的频带，从而从通常缺乏解剖信息的较大深度拒绝较高频率上的噪声。

用于发送和用于接收的波束成形器实施在不同的硬件中，并且能够具有不同的功能。当然，接收器波束成形器被设计为考虑发射波束成形器的特性。为了简单起见，在图1中只示出了接收器波束成形器12、20。在整个系统中，还将存在具有发射微波束成形器和主发射波束成形器的发射链。

微波束成形器12的功能是提供信号的初始组合，以便减少模拟信号路径的数量。这通常在模拟域中执行。

最终波束成形在主波束成形器20中完成，并且通常在数字化之后完成。

发射和接收信道使用具有固定频带的相同换能器阵列6。然而，发射脉冲占用的带宽能够根据所使用的发射波束成形而变化。接收信道能够捕获整个换能器带宽(这是经典的方法)，或者，通过使用带通处理，它能够仅提取包含所需信息的带宽(例如，主谐波的谐波)。

RF信号随后可以被耦合到B模式(即，亮度模式或2D成像模式)处理器26和多普勒处理器28。B模式处理器26对接收到的超声信号执行振幅检测，用于对身体中的结构(例如器官组织和血管)进行成像。在逐行成像的情况下，每条线(波束)由相关联的RF信号表示，所述RF信号的振幅用于生成要分配给B模式图像中的像素的亮度值。图像内的像素的确切位置由沿RF信号的相关联的振幅测量值的位置和RF信号的线(波束)数量来确定。这种结构的B模式图像可以以谐波或基波图像模式，或者以二者组合的模式形成，如在美国专利US6283919(Roundhill等人)和美国专利US6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理由组织运动和血流产生的时间上不同的信号，以检测运动物质，例如图像场中的血细胞流。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，其中，参数设置为通过或拒绝从在身体中选定类型的材料返回的回波。

由B模式和多普勒处理器产生的结构和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以所需的图像格式以从其中接收回波信号的空间关系来排列回波信号。换言之，扫描转换器用于将RF数据从圆柱坐标系转换为笛卡尔坐标系，所述笛卡尔坐标系适合于在图像显示器40上显示超声图像。在B模式成像的情况下，给定坐标处的像素的亮度与从该位置接收的RF信号的振幅成比例。例如，扫描转换器可以将回波信号布置为二维(2D)扇形格式或金字塔形三维(3D)图像。扫描转换器能够用与图像场中的点处的运动相对应的颜色覆盖B模式结构图像，其中，多普勒估计的速度产生给定的颜色。组合的B模式结构图像和彩色多普勒图像描绘结构图像场内的组织和血流的运动。多平面重新格式化器将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收的回波转换为该平面的超声图像，如在美国专利US6443896(Detmer)中所描述的。体积呈现器42将3D数据集的回波信号转换为从给定参考点观看的投影3D图像，如在美国专利US6530885(Entrekin等人)中所描述的。

2D或3D图像从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体积呈现器42被耦合到图像处理器30，用于进一步增强、缓冲和临时存储，以在图像显示器40上进行显示。成像处理器可以适于从最终超声图像中去除例如由强衰减器或折射引起的某些成像伪影，如：声阴影；例如由弱衰减器引起的后部增强；例如其中高反射组织界面位于很近的位置的混响伪影；等等。此外，图像处理器可以适于处理某些散斑减少功能，以便提高最终超声图像的对比度。

除了用于成像之外，由多普勒处理器28产生的血流值和由B模式处理器26产生的组织结构信息被被耦合到量化处理器34。量化处理器除了产生诸如器官大小和胎龄之类的结构测量值之外，还产生诸如血流量的体积速率之类的不同流动条件的度量。量化处理器可以接收来自用户控制面板38的输入，例如要进行测量的图像的解剖结构中的点。

来自量化处理器的输出数据被耦合到图形处理器36，用于在显示器40上再现具有图像的测量值图形和值，以及用于从显示设备40输出音频。图形处理器36还能够生成用于与超声图像一起显示的图形叠加。这些图形叠加能够包含标准识别信息，如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。为了这些目的，图形处理器接收来自用户接口38的输入，如患者姓名。用户接口还被耦合到发射控制器18，以控制来自换能器阵列6的超声信号的生成，因而控制由换能器阵列和超声系统产生的图像的生成。控制器18的发射控制功能仅仅是所执行的功能之一。控制器18还考虑了(由用户给出的)操作模式以及在接收器模数转换器中的相应的所需发射器配置和带通配置。控制器18能够是具有固定状态的状态机。

用户接口还被耦合到多平面重新格式化器44，用于选择和控制多个多平面重新格式化(MPR)图像的平面，其可以用于在MPR图像的图像场中执行量化的度量。

图2示出了根据本发明一个方面的超声成像系统50的示意图。

系统包括超声探头55，所述超声探头55适于采集与正在经历调查的对象的感兴趣区域的表面60相邻的超声数据。例如，表面可以是对象的皮肤。超声探头可以是适合于从对象的表面获得超声数据的任何基于超声换能器的系统。例如，超声探头可以具有1D超声换能器阵列、2D超声换能器阵列或3D矩阵超声探头，并且包括静态或便携式超声系统的一部分。US系统可以是参考图1所解释的系统。

系统还包括图像传感器65，所述图像传感器65永久地或可释放地被耦合到超声探头55，并且适于采集视场70内的表面60的图像。图像传感器可以是任何合适的图像传感器，如可见光谱相机、3D相机、飞行时间相机、激光雷达相机或红外相机。此外，系统包括惯性测量单元75，所述惯性测量单元永久地或可释放地被耦合到探头和/或图像传感器65，并且适于采集图像传感器的运动信号。惯性测量单元可以是任何合适的运动传感器，如加速度计或陀螺仪。

在范例中，超声探头可以连接到智能设备，如智能手机，所述智能设备包括图像传感器和惯性测量单元。

图像传感器和惯性测量单元适合于或者甚至适于超声探头的同时定位和映射(SLAM)。SLAM能够实施为处理器，所述处理器也是系统的一部分，例如智能手机的处理器。备选地或额外地，这种SLAM可以实施在超声探头的处理器中，或者可以采用混合解决方案。在智能手机的情况下，智能手机处理器可以执行SLAM处理。备选地，手机上的专用SLAM硬件也可以实施SLAM处理。在SLAM功能实施在探头中的情况下，专用SLAM硬件可以被集成到探头中用于SLAM处理。

在使用期间，图像传感器捕获表面的图像，所述图像可以相互比较以确定超声探头的第一运动分量。这是因为图像传感器以及惯性单元具有相对于超声探头的固定的方向。从图像之间的比较导出的超声探头的第一运动分量可以包括六个自由度，所述六个自由度包括三个平移自由度和三个角自由度。同时，惯性测量单元测量第二运动分量，其可以包括3个角自由度。第一运动分量和第二运动分量可以在采集时立即组合，但它们也可以在稍后的阶段进行组合。由于由探头记录的超声图像具有相对于探头的已知方向，因此知道探头的位置和方向也提供了关于在具体时间戳上记录的超声图像的位置和方向的信息。第一运动分量和第二运动分量因此可以在相关时间戳处被耦合到所记录的US图像或与所记录的US图像相关联。

因此，通过组合第一和第二运动分量以便导出超声探头的运动，可以提高整体运动信号的稳定性和准确性。例如，可以通过包括被耦合到图像传感器的独立惯性测量单元75来补偿由图像传感器捕获的图像中存在的运动伪影，所述运动伪影继而可能导致对超声探头的估计运动中的误差。

系统50还包括与图像传感器65和惯性测量单元75通信的处理器80。下面将参考图3进一步描述处理器的操作。处理器可以可选地与超声探头通信；但是，对于本文所描述的方法和操作而言，这不是必需的。相反，图像传感器与惯性测量传感器，以及在某些情况下与处理器的组合，可以只需要与超声探头的物理连接来导出超声探头的运动，这意味着该系统的组件可以结合到任何现有的超声探头或系统中。应当注意，尽管在图2中处理器80示意性示出为连接到系统50，但处理器可以可选地是与系统50有线或无线通信的远程处理器。下面将进一步描述可以使用的处理器。

图像传感器65、惯性测量单元75和处理器80可以形成集成单元(例如智能手机或SLAM单元)的部分，所述集成单元可以以任何合适的方式安装到超声探头。在图像传感器65、惯性测量单元75和处理器80形成集成单元的部分的范例中，集成单元可以包括用于集成单元的操作的任何其他合适的组件，如电池和/或Wi-Fi通信单元。

图像传感器65、惯性测量单元75和处理器80提供超声探头的运动数据(例如，以描述来自由图像传感器捕获的图像的六个运动自由度和由惯性测量单元捕获的三个运动自由程度的组合的一组坐标的形式)，并且超声探头55提供超声数据流，以形成超声图像。运动数据和超声数据二者都可以例如以异步方式提供给单独的可视化单元，所述可视化单元组合超声数据和运动数据。可以使用任何合适的有线或无线连接(例如Wi-Fi连接)将超声数据和运动数据提供给可视化单元。超声数据和运动数据可以在被组合之前进行同步。

图3示出了用于生成表示从对象采集的超声数据的跟踪成像区域的方法200，所述方法可以由如上所述的处理器80执行。

方法在步骤110中开始，通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据。超声数据可以包括任何超声数据类型，例如B-模式超声数据、M-模式超声数据和多普勒超声数据，例如彩色多普勒超声数据。这大致取决于要执行的诊断类型。因此，解剖成像可以只需要有规律的强度数据，而流量测量值备选地或额外地可以需要对多普勒数据的记录。

在步骤120中，通过被耦合到超声探头的图像传感器获得表面的第一图像，并且，在步骤130中，通过图像传感器获得表面的第二图像。第一图像和第二图像是在超声数据的采集期间采集的。可以采集指示记录的相对时间的参数并将其与一个或多个图像相关联。

在步骤140中，将第一图像和第二图像相互比较，并且，在步骤150中，基于比较来计算超声探头的第一运动分量。例如，第一图像和第二图像内的对应特征以及所述特征在每个图像内的位置可以形成比较的部分。可以从比较中导出两个图像之间的位置之间的差异。

步骤120至150可以与步骤110同时发生。换言之，当正在采集超声数据时，可以获得第一和第二图像，并导出第一运动分量。

特征可以包括图像传感器的视场内的任何可识别特征。例如，在表面是对象的皮肤的情况下，特征可以包括以下中的一个或多个：皮肤颜色；皮肤颜色的变化；纹理；自然标记；人为标记；疤痕；头发；孔隙等。可以通过任何合适的图像处理方法来识别特征。可以执行分割。可以经由用户输入手动地或自动地进行识别。

在步骤160中，通过被耦合到图像传感器的惯性测量单元获得图像传感器的第二运动分量，并且，在步骤170中，组合第一运动分量和第二运动分量，以生成超声探头的运动。

步骤160和170可以与步骤110和120至150同时发生。换言之，当采集超声数据时，运动传感器可以获得第二运动分量，然后可以与第一运动分量组合。之前在本文中关于获得第一图像和第二图像所提及的时间戳因此可以是用于相应惯性测量值的时间戳，并且因此也可以是用于第二运动分量的时间戳。

换言之，当采集超声数据时，图像传感器和惯性运动传感器二者可以分别采集第一运动分量和第二运动分量。然后，将第一运动分量和第二运动分量组合以获得超声探头的运动，所述超声探头的运动随后可以用于在3D坐标系内定位和跟踪由探头获得的超声数据。

在步骤180中，基于超声探头的运动数据来组合来自成像区域的超声数据，从而生成跟踪成像区域。可选地，在步骤190中，可以基于如此组合的超声数据来生成3D超声体积。下面将参考图4进一步详细讨论这些步骤。

在图3中未示出的其他步骤中，经由适当的输出接口(如显示设备)将跟踪成像区域或3D超声体积输出给用户。

应当注意，尽管出于清楚的目的被示出为独立的步骤，但是可以同时或几乎同时执行获得超声数据、获得第一图像和第二图像以及计算第一运动分量、获得第二运动分量以及组合第一运动分量和第二运动分量的步骤。

例如参考图3描述的方法还可以包括基于从跟踪成像区域获得的超声数据生成超声图像，以及基于超声图像、3D超声体积和超声探头的运动的组合实时生成3D超声体积内的跟踪成像区域的实况表示。

换言之，可以在3D超声体积的背景下向用户呈现和显示超声探头的当前视场。当前视场相对于3D超声体积的定位可以基于如上所述导出的超声探头的运动来确定。上述可视化手段对用户来说是直观的，因为在用户移动超声探头的方式与当前视场(即成像区域)如何在3D超声体积的背景下进行移动之间存在直接相关性。因此，用户可以更容易地在感兴趣区域中定位或被引导定位超声探头。

方法是有利的，因为它可以使用仅包括一个相机和惯性单元的相对简单的US系统来提供跟踪US成像区域的实时高质量可视化。因此，有利地是，方法和系统使得具有相对简单组件的便携式US系统能够用于体积US测量。范例的简单系统可以是配备有仅一个相机和惯性单元的2D超声探头，其包括在例如被耦合到探头的便携式设备(如手机或平板电脑)内。

图4示出了使用图3中获得的超声探头的运动来生成3D超声图像的方法200。

方法在步骤210中开始，通过超声探头从成像区域获得超声数据。例如，如参考图3所述。图4示出了多个成像平面215形式的多个成像区域的示意图，例如，当超声探头在对象表面上移动时，可以已经在不同的时间点采集了所述多个成像平面215。如从图中能够看到的，成像平面没有正确地相互对准。

在步骤220中，基于超声探头的组合运动对超声数据进行空间配准，并且，在步骤230中，基于空间配准的超声数据生成体积的3D超声图像。3D超声图像可以通过空间配准的超声数据之间的插值来生成，但这可以不是必需的。

以这种方式，最终3D超声图像的质量不取决于用户或其专业水平。相反，上面和下面描述的系统和方法可以提供由任何技能水平的用户获得高质量3D超声图像的手段。

超声数据可以包括任何超声数据类型，如B-模式超声数据、M-模式超声数据和多普勒超声数据，例如彩色多普勒超声数据。

在超声数据包括多普勒超声数据的情况下，3D超声图像可以包括3D多普勒血管图。3D多普勒血管图可以通过从描绘血管内的血流和超声探头运动的多普勒超声数据中分割血管结构来获得。可以通过本领域已知的方法来完成分割。

例如，如参考图3和图4所解释的，可以在全局坐标系中跟踪血管的每个多普勒切片，然后可以使用所述多普勒切片来累积3D血管图。血管图可以是跟踪US区域的一部分，并且血管图可以显示在跟踪体积中。

在范例中，系统可以适于在3D血管图内定位血管的分裂点，如血管的分叉点。例如，轮廓检测可以被应用于每个成像平面中的超声数据，以识别血管周边。作为基于像素强度的图像像素的加权平均值，图像矩随后可以用于找到图像中的血管的轮廓的中心。可以随时间跟踪每个图像切片中的每个轮廓的中心，以识别向量，所述向量被称为例如全局坐标系内的中心向量。时间滤波也可以应用于中心向量，以去除噪声，但可以并非总是必要的。

当中心计数，即，检测到的中心(或相关联的中心向量)的数量改变时，可以检测到血管分裂点。因此，例如，当中心的数量从1切换到大于1(如2)，或从大于1(如从2)切换到1时，在例如滤波的中心向量中，能够识别血管分裂点(在分裂成两个血管的情况下是分叉点)。当然，在分割点中，具有一个轮廓的血管分裂成两个或多个轮廓，反之亦然，多个轮廓合并为一个轮廓。

可以从3D多普勒血管图中导出血流度量。由于3D多普勒血管图是基于运动校正后的超声数据，因此所导出的血流度量的准确性得到提高，并且误差数量减少。

在范例中，导出血流度量包括基于超声探头的运动来计算超声探头的成像平面与血管的中心轴(例如，平行于血管)之间的角度，以及基于计算出的角度来调整多普勒超声数据。以这种方式，即使以不正确的角度收集超声数据，也可以在导出血流度量之前校正多普勒超声数据，从而将错误的采集角度考虑在内。

在具体范例中，可以如下计算血流度量。可以如上所述计算中心向量，并且计算表示所有图像上的中心向量的主特征向量。然后将特征向量处理为血管向量，所述血管向量定义血管的中心轴。例如，可以在对于血流确定所必需的具体感兴趣区域处计算特征向量。因此，可以使用所记录的和运动校正过的超声数据的一部分来执行特征向量计算，以恢复对于血流计算所需要的区域最具代表性的血管向量。

给定血管矢量和表示超声成像平面的矢量，可以计算超声探头的扫描角度。取决于用户的扫描角度可以用于基于每个像素校正给定成像平面中的多普勒颜色速度。轮廓中像素的校正后的速度之和随后可以形成最终的血流测量值。

多普勒颜色速度的校正可以使用以下公式来执行：

校正后的多普勒值＝原始多普勒值/角度的余弦值

其中：

角度的余弦值＝dot(标准化的平面向量，血管向量)/振幅(血管向量)

在另一范例中，可以基于从3D多普勒血管图测量的血管的测量横截面面积来调整多普勒超声数据。

例如，可以在视觉上估计或者在超声图像上测量血管横截面的直径或半径。通常，测量出的半径被转换为横截面面积，假设血管横截面是一个理想的圆。然而，在现实中，血管横截面通常不是圆形的，并且可能因斑块、组织等而变形。

如从上述公式导出的、从多普勒超声数据中的像素导出的调整后的速度的总和可以形成最终的血流测量值。从像素掩模计算像素的总和，所述像素掩模是从超声成像平面中的血管切片或3D多普勒血管图中分割的。该掩模包含物理上精确的血管横截面，这可以考虑到血管变形，并产生基于真实血管横截面而不是使用估计的圆的更精确的流量测量值。

3D多普勒血管图还可以用于在介入过程中引导用户。例如，用户可能需要在血管中的某个点处插入针头。基于3D血管图，系统可以确定最佳插入点和最佳插入角度，然后可以将其提供给执行介入程序的用户。引导信息可以例如通过以下一种或多种方式提供给用户：视觉手段，如表面上的视觉投影；听觉手段；触觉手段；等等。引导信息可以通过显示器或增强现实头戴式耳机以视觉方式提供给用户。

此外，介入设备可以包括位置检测系统，所述位置检测系统可以向处理器通知介入设备的位置，所述介入设备的位置随后可以形成引导信息的基础。备选地，介入设备可以位于超声探头的视场内，在这种情况下，用于生成引导信息的介入设备的位置可以从超声数据导出。

在另一范例中，引导信息可以包括关于如何移动探头的引导，例如为了重新访问先前研究过的对象脉管系统的区域。换言之，3D多普勒血管图可以用作生成引导信息的基础，以便引导用户重新访问先前测量过的对象的部分。由于3D多普勒血管图是基于超声探头的运动生成的，因此血管结构和相关联的引导的表示是准确的。

上述方法可以由任何合适的计算机或计算系统的任何合适的处理器执行，如智能手机、笔记本电脑、个人计算机、处理服务器或基于云的处理系统。

通过对附图、公开内容和所附权利要求的研究，本领域技术人员在实践所要求保护的发明时能够理解和实现对所公开的实施例的变化。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元素或步骤，不定冠词“一”或“一个”不排除多个。

单个处理器或其他单元可以实现权利要求中列举的若干项目的功能。

仅在相互不同的从属权利要求中列举了某些措施这一事实并不表明这些措施的组合不能被用于有利的目的。

计算机程序可以存储/分发在合适的介质上，例如与其他硬件一起提供或作为其他硬件的一部分提供的光学存储介质或固态介质，但也可以以其他形式分发，例如经由互联网或其他有线或无线电信系统。

如果在权利要求或说明书中使用术语“适于”，应当注意，术语“适于”旨在等同于术语“配置为”。

权利要求中的任何附图标记都不应被解释为限制保护范围。

Claims (16)

1.一种用于生成表示从对象采集的超声数据的跟踪成像区域的方法(100)，所述方法包括：

通过超声探头获得(110)从成像区域采集的超声数据，其中，所述超声数据包括多普勒超声数据；

通过被耦合到所述超声探头的图像传感器获得(120)在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第一图像；

通过所述图像传感器获得(130)在所述超声数据的所述采集期间采集的所述表面的第二图像；

比较(140)所述第一图像和所述第二图像；

基于所述比较来计算(150)所述超声探头的第一运动分量；

通过被耦合到所述图像传感器的惯性测量单元获得(160)在所述超声数据的所述采集期间采集的所述超声探头的第二运动分量；

组合(170)所述第一运动分量和所述第二运动分量，从而生成所述超声探头的运动；

基于所述超声探头的所述运动来组合(180)来自所述成像区域的所述超声数据，从而生成跟踪成像区域；

基于所述多普勒超声数据和所述超声探头的所述运动来生成3D多普勒血管图；并且

从所述3D多普勒血管图导出血流度量，其中，导出所述血流度量包括以下中的一个或多个：

基于所述超声探头的所述运动来计算所述超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并且基于所计算出的角度来调整所述多普勒超声数据；以及

基于所述3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并且基于所计算出的横截面面积来调整所述多普勒超声数据。

2.如权利要求1所述的方法，其中，所述方法还包括通过基于所述超声探头的所述运动组合所述跟踪成像区域的所述超声数据来生成(190)包括所述跟踪成像区域的3D超声体积。

3.如权利要求1或2所述的方法(100)，其中，所述方法还包括：

基于从跟踪成像区域获得的所述超声数据生成超声图像；并且

基于所述超声图像、所述3D超声体积和所述超声探头的所述运动的组合来实时生成所述3D超声体积内的所述跟踪成像区域的表示。

4.如权利要求2至3中的任一项所述的方法(100)，其中，所述方法还包括：

基于所述3D超声体积来生成用于定位介入设备的引导信息；并且

将所述引导信息提供给用户。

5.一种包括计算机程序代码装置的计算机程序，当在计算机上运行所述计算机程序时，所述计算机代码装置适于实施以下步骤：

通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据，其中，所述超声数据包括多普勒超声数据；

通过被耦合到所述超声探头的图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第一图像；

通过所述图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的所述表面的第二图像；

比较所述第一图像和所述第二图像；

基于所述比较来计算所述超声探头的第一运动分量；

通过被耦合到所述图像传感器的惯性测量单元获得在所述超声数据的所述采集期间采集的所述超声探头的第二运动分量；

组合所述第一运动分量和所述第二运动分量，从而生成所述超声探头的运动；

组合来自所述成像区域的所述超声数据和所述超声探头的所述运动，从而生成跟踪成像区域；

基于所述多普勒超声数据和所述超声探头的所述运动来生成3D多普勒血管图；并且

从所述3D多普勒血管图导出血流度量，其中，导出所述血流度量包括以下中的一个或多个：

基于所述超声探头的所述运动来计算所述超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并且基于所计算出的角度来调整所述多普勒超声数据；以及

基于所述3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并且基于所计算出的横截面面积来调整所述多普勒超声数据。

6.如权利要求5所述的计算机程序，其中，当在计算机上运行所述计算机程序时，所述计算机程序适于通过组合所述跟踪成像区域的所述超声数据和所述超声探头的所述运动来实施基于所述跟踪成像区域生成3D超声体积的步骤。

7.一种包括指令的计算机可读存储介质，当由计算机执行所述指令时，使所述计算机执行以下步骤：

通过超声探头获得从成像区域采集的超声数据，其中，所述超声数据包括多普勒超声数据；

通过被耦合到所述超声探头的图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第一图像；

通过所述图像传感器获得在所述超声数据的所述采集期间采集的所述表面的第二图像；

比较所述第一图像和所述第二图像；

基于所述比较计算所述超声探头的第一运动分量；

通过被耦合到所述图像传感器的惯性测量单元获得在所述超声数据的所述采集期间采集的所述超声探头的第二运动分量；

组合所述第一运动分量和所述第二运动分量，从而生成所述超声探头的运动；

组合来自所述成像区域的所述超声数据和所述超声探头的所述运动，从而生成跟踪成像区域；

基于所述多普勒超声数据和所述超声探头的所述运动来生成3D多普勒血管图；并且

从所述3D多普勒血管图导出血流度量，其中，导出所述血流度量包括以下中的一个或多个：

基于所述超声探头的所述运动来计算所述超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并且基于所计算出的角度来调整所述多普勒超声数据；以及

基于所述3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并且基于所计算出的横截面面积来调整所述多普勒超声数据。

8.如权利要求7所述的计算机可读存储介质，其中，所述计算机可读存储介质还包括指令，当由计算机执行时，所述指令使所述计算机执行通过组合所述跟踪成像区域的所述超声数据和所述超声探头的所述运动来基于所述跟踪成像区域生成3D超声体积的步骤。

9.一种处理系统(80)，其用于在超声系统中使用并且用于生成表示从成像区域采集的超声数据的跟踪成像区域，所述处理系统包括：

输入部，其用于接收(i)通过超声探头从成像区域采集的超声数据，其中，所述超声数据包括多普勒超声数据，(ii)通过被耦合到所述超声探头的图像传感器在所述超声数据的所述采集期间采集的表面的第一图像，以及(iii)通过所述图像传感器在所述超声数据的所述采集期间采集的所述表面的第二图像；以及

处理器，其被耦合到所述输入部以：

比较所述第一图像和所述第二图像；

基于所述比较来计算所述超声探头的第一运动分量；

组合所述第一运动分量和第二运动分量，从而生成所述超声探头的运动；

组合来自所述成像区域的所述超声数据和所述超声探头的所述运动，从而生成跟踪成像区域；

从所述3D多普勒血管图导出血流度量，其中，导出所述血流度量包括以下中的一个或多个：

基于所述超声探头的所述运动来计算所述超声探头的成像区域与血管的中心轴之间的角度，并且基于所计算出的角度来调整所述多普勒超声数据；以及

基于所述3D多普勒血管图来计算血管的横截面面积，并且基于所计算出的横截面面积来调整所述多普勒超声数据。

10.一种超声成像系统(50)，包括：

如权利要求9所述的处理系统(80)；

超声探头(55)，其适于采集超声数据；

图像传感器(65)，其被耦合到所述超声探头并且适于采集表面的图像；以及

惯性测量单元(75)，其被耦合到所述图像传感器并且适于采集所述第二运动分量。

11.如权利要求10所述的超声成像系统(50)，其中，所述处理器还适于通过组合所述跟踪成像区域的所述超声数据和所述超声探头的运动来基于所述跟踪成像区域生成3D超声体积。

12.如权利要求11所述的超声成像系统(50)，其中，所述处理器还适于：

基于从跟踪成像区域获得的所述超声数据来生成超声图像；并且

基于所述超声图像、所述3D超声体积和所述超声探头的所述运动的组合来实时生成所述3D超声体积内的所述跟踪成像区域的实况表示。

13.如权利要求10至12中所述的超声成像系统(50)，其中，所述处理器还适于基于所述3D超声体积来生成用于定位介入设备的引导信息。

14.如权利要求10至13所述的超声成像系统(50)，其中，所述系统还包括显示单元，并且其中，所述处理器还适于指示所述显示单元显示以下中的一个或多个：

所述3D超声体积；

所述3D多普勒血管图；以及

所述引导信息。

15.如权利要求10至14中任一项所述的超声成像系统(50)，其中，所述图像传感器(65)包括以下中的一个或多个：

相机；

3D相机；以及

激光雷达传感器。

16.如权利要求10至15中的任一项所述的超声成像系统(50)，其中，所述惯性测量单元(75)包括以下中的一个或多个：

加速度计；以及

陀螺仪。

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