CN116600720A - 超声数据中的边界检测 - Google Patents

Abstract

提供了一种用于确定解剖区域的超声图像数据内的一个或多个组织边界的方法。所述方法基于从在单个采集事件中采集的相同输入超声数据生成两幅单独的图像。在对比增强的情况下生成一幅图像，使得包含流体的区域周围的边界特别好地可见，并且在没有这种增强的情况下或在不同的增强的情况下生成第二幅图像，使得组织区域周围的边界特别好地可见。然后应用使用这两幅图像的组合作为输入并使用两者来确定成像区域内的边界的图像分割流程。

Description

超声数据中的边界检测

技术领域

本发明涉及一种用于检测超声数据内的组织边界的方法。

背景技术

超声图像数据中的组织边界描绘对于一系列医学超声应用具有广泛的适用性。通常，它可以用于分割超声数据集中描绘的任何器官或其他解剖结构的边界。

用于边界分割的一个特定示例应用是在超声心动图内。

特别地，尽管超声心动图中的图像质量不断进步，但是准确地描绘超声心动图中的心内膜边界的能力在多达20％的患者中仍然是一个挑战。为了辅助边界描绘，可以应用被称为左心室混浊(LVO)的技术。这是用于通过合适的造影剂增强超声心动图中的心内膜边界的公认方法。回波造影剂已经被开发并且在世界上的大多数地理位置上上市。造影剂极大地增强了来自血池的散射信号，使反向散射信号比红细胞增加了几个数量级。造影剂通常包括增强回波反射的微泡。

然而，即使在谐波频率下，组织信号仍然非常强，限制了可视化心脏的心内膜边界的能力。为了改善超声造影剂的功效，已经开发了具有选择性地抑制组织信号的目标的造影剂特异性技术。这些技术被称为对比增强，并且产生所谓的对比增强图像。

通过示例，这些技术可以包括在给定图像中每扫描线生成多个脉冲，并且包含可以从脉冲到脉冲改变幅度、相位或幅度和相位的组合的脉冲方案。然后以这样的方式组合每个扫描线的多个接收到的回波，以使来自组织的信号最小化，同时保持来自造影剂微泡的信号。

对于在有和没有造影剂的帮助下采集的两幅心脏超声图像，可以采用基于模型的分割来自动地使表面网格适应于图像中可见的心脏解剖结构。在适应步骤序列中，该算法检测每个网格三角形附近的边界(使用专门训练的边界检测器)，并且然后基于这些检测到的图像特征并且还基于从先验形状知识导出的内部能量来适应网格。该技术在心脏解剖结构的所有相关结构处清楚定义的图像边界的情况下最佳地工作。然后可以采用成功的分割例如来导出射血分数的测量结果，而无需进一步的用户干预。

上述对比成像技术极大地增强了心内膜边界的可视化，并且常用于应力超声心动图以帮助壁运动异常的检测。它们还用于射血分数的测量，以帮助心脏功能的评估。

然而，迄今为止，仍然缺乏用于针对利用造影剂采集的图像使体积的测量自动化的可靠技术，并且因此射血分数通常利用对应边界的手动跟踪来测量。

该技术结果为什么难以实现的一个重要原因是左心室和左心房腔中的造影剂模糊了确定心室结束和心房开始的位置的能力。在非对比图像中，二尖瓣(在左心室和左心房腔之间)可以被视为明亮的结构。然而，在对比图像中，强对比信号的模糊使薄的二尖瓣模糊(其要不然在理论上将作为明亮的对比区域的薄的、暗的中断可见)。缺乏描绘左心室和心房之间的边界的清楚定义的图像特征可以显著地阻碍基于模型的分割的成功应用。

更一般地，强对比信号的渗出或模糊的这个问题可以影响位于包含造影剂的区域的边界处的更小特征的任何被成像解剖区域中的可见性。

解决方案将是采集对比图像(在施用造影剂的情况下)和非对比图像(在没有造影剂的情况下)两者。然而，由于许多原因，这是不令人满意的。首先，可能试图使用成像测量的许多参数可能在两幅图像中不是直接可比较的(例如心脏状态、呼吸状态)，并且图像可能由于换能器位置和取向的偏移而被较差地配准。因此，将需要配准步骤，并且这可能引入误差或不一致。这进而将降低结果的质量。另外，对于必须因此采集具有最大重叠视场的两幅图像的临床医生来说，使得工作流程更复杂。

用于解剖区域的超声数据中的边界检测的改进方法将是有价值的。

发明内容

本发明由权利要求限定。

根据依据本发明的一个方面的示例，提供了一种用于确定被成像解剖区域内的组织边界的计算机实施的方法。所述方法包括从包含感兴趣物体的解剖区域接收超声数据，所述感兴趣物体包括一个或多个组织边界，并且其中，所述一个或多个组织边界环绕(border)流体接收区域。所述方法还包括将第一图像生成流程应用于所述超声数据以生成第一图像，所述第一图像生成流程适于抑制所生成的第一图像中的组织区域的可见性和/或增强所生成的第一图像中的所述流体接收区域中的流体的可见性。所述方法还包括将不同于所述第一图像生成流程的第二图像生成流程应用于所述超声数据以获得第二图像。所述方法还包括将图像分割流程应用于所述第一图像和所述第二图像两者。所述方法还包括基于所述分割流程来确定所述一个或多个组织边界，或者其中，所述分割流程的应用导致所述一个或多个组织边界的确定。所述方法还包括生成表示所确定的一个或多个组织边界的数据输出。

接收到的超声数据包括针对单个数据采集事件或会话(例如，单个扫描)的数据。单个采集事件可以是指例如从单个采集序列或采集扫描线的序列采集的数据，所述单个采集序列是指一个或多个超声脉冲和接收到的回波的单个连续或不间断序列，其中，扫描线均可以包括一个或多个超声脉冲。

一般概念是基于从在单个采集事件中采集的相同超声数据生成的两幅图像来执行图像分割。图像之一被生成为对比增强图像，其中，组织被抑制和/或流体被增强，并且另一图像在没有这种相同的组织抑制或流体增强的情况下被生成。因此，两者提供了组织和流体的不同相对对比度表示，组织和流体之间的界面限定了组织边界。

如上所述，已知的对比增强成像的问题是增强的可见性区域的强对比度信号导致其边缘处的模糊或向外渗出。这可能会模糊更小的解剖特征或边界区域的视图，所述更小的解剖特征或边界区域特别薄，诸如心脏的心房腔和心室腔之间的二尖瓣。因此，通过根据相同的超声数据集生成两幅图像(一幅图像是对比增强的，并且一幅图像不是)并且基于两者执行分割，在分割中利用互补信息，这实现了对比增强图像的益处(即，允许准确地识别组织-流体界面边界(例如心内膜))，并且同时还允许识别更小的解剖结构或薄壁区段(例如二尖瓣)。

使用相同的超声数据生成两幅图像。因此，它们之间存在固有的空间配准。

图像分割可以单独地应用于两幅图像，但是更优选地包括利用两幅图像的组合分割。换句话说，优选地，分割被同时应用于第一图像和第二图像两者。

所述第一图像生成流程包括被设计为产生第一图像的图像生成步骤，在所述第一图像中，与从超声数据生成的并且没有那些相同步骤的图像相比，并且更具体地与第二图像相比，组织区域的可见性被抑制和/或流体接收区域中的流体的可见性被增强。

所述第一图像生成流程可以包括在然后从经后处理的数据生成图像之前被应用于接收到的超声数据的一个或多个后处理步骤，其中，与缺少所述后处理步骤但是在其他方面相同的图像生成流程相比，所述后处理步骤在所得到的所生成的第一图像中具有抑制组织的可见性和/或增强流体接收区域中的流体的可见性的效果。

所述第二图像生成流程优选地不被配置为抑制所生成的第二图像中的组织区域的可见性或增强所生成的第一图像中的流体接收区域中的流体的可见性。因此，它适于产生第二图像，其中，组织区域的可见性与第一图像相比更大，并且其中，流体的可见性与第一图像相比更低。

任选地，所述第二图像生成流程还可以包括用于在重建图像中实现组织增强和/或流体抑制效果的一个或多个超声数据处理步骤。然而，这不是必需的。

所述流体接收区域优选地包含包括造影剂的流体。

因此，第一图像中的流体的可见性的增强对应于图像中的造影剂的可见性的增强。通过一个示例，流体接收区域可以是心脏腔室，并且流体可以是血液。

造影剂可以包括微泡。这些会产生强超声反射。

在至少一组实施例中，所述超声数据包括从至少三个连续超声脉冲中的每个超声脉冲采集的相应超声信号，所述三个脉冲中的两个脉冲具有第一功率水平，并且所述三个脉冲中的第三脉冲具有不同于所述第一功率水平的第二功率水平。特别地，在该示例中，接收到的超声数据可以包括与多个发射线或扫描线相对应的数据。对于每个发射线，数据可以包括从至少三个连续超声脉冲中的每个超声脉冲采集的一组相应超声信号。

通常，流体区域中的造影剂可以具有根据超声脉冲的功率的非线性响应。如果流体包含基于微泡的造影剂，则尤其如此。通过改变脉冲之间的功率水平并且由于组织和造影剂的不同功率响应，这意味着源超声数据包括允许在超声数据中的组织和流体区域之间进行区分的信息。

在至少一组示例中，所述第二功率水平可以是所述第一功率水平的两倍；并且其中，所述第一图像生成流程包括基于来自具有所述第二功率水平的所述第三脉冲的所述信号和来自具有所述第一功率水平的所述两个脉冲的所述信号中的至少一个的组合来生成所述第一图像。

通过基于利用两个不同功率水平获得的数据的组合来生成第一图像，可能选择性地增强流体并抑制组织。

通过使用来自相同采集时段或事件的三个连续脉冲，这确保了来自三个脉冲的超声信号之间的固有空间配准。

在至少一组示例中，所述第二图像生成流程包括基于来自所述三个脉冲中的仅一个脉冲的所述超声信号来生成所述第二图像。以这种方式，第二图像实际上是根据来自脉冲中的单个脉冲的超声数据生成的线性图像或基本图像，而不与任何其他接收到的脉冲信号组合。

在至少一组示例中，所述第二图像生成流程可以包括基于来自具有所述第二功率水平的所述第三脉冲的所述超声信号来生成所述第二图像。这最大化了第三信号的功率，这最大化了第二图像中描绘的特征的整体可见性。

在至少一组示例中，所述第一图像生成流程包括：通过对来自具有所述第一功率水平的所述两个脉冲的所述超声信号进行求和来生成求和信号；基于确定所述求和信号与来自所述第三脉冲的所述信号之间的差异来确定差异信号；并且基于所述差异信号来生成所述第一图像。

由于组织和含有造影剂的流体的不同的功率相关响应，求和信号将提供与来自第三脉冲的信号不同的对比度响应。差异信号表示响应中的这种差异，并且因此提供组织和流体之间的最大对比度。

可以通过调节所发射的超声脉冲的幅度来配置不同脉冲的功率水平。

根据一个或多个实施例，所述感兴趣物体包括对象的心脏的至少一部分。在某些示例中，所述一个或多个组织边界可以包括心内膜，并且包含流体的区域包括心室腔和/或心房腔。

根据一个或多个实施例，所述方法还可以包括生成显示输出，所述显示输出用于使得在显示设备上显示所述第一图像和所述第二图像两者，并且优选地用于还使得显示所确定的一个或多个组织边界的表示。这有助于临床医生使用该系统评估心脏结构并做出诊断结论。

根据本发明的另一方面的示例提供了一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括代码模块，所述代码模块被配置为当在处理器上运行时使处理器执行根据上面概述或下面描述的任何示例或实施例或根据本申请的任何权利要求的方法。

根据本发明的另一方面的示例提供了一种包括代码模块的计算机程序产品，所述代码模块被配置为当在处理器上运行时使得所述处理器执行根据上面概述或下面描述的任何示例或实施例或根据本申请的任何权利要求的方法。

根据本发明的另一方面的示例提供了一种处理装置，包括：输入端/输出端；以及至少一个处理器。所述至少一个处理器适于在所述输入端/输出端处接收表示包含感兴趣物体的解剖区域的超声数据，所述感兴趣物体包括一个或多个组织边界，并且其中，所述一个或多个组织边界环绕流体接收区域。所述超声数据由针对单个采集事件的数据组成。所述至少一个处理器还适于将第一图像生成流程应用于所述超声数据以生成第一图像，所述第一图像生成流程适于抑制所得到的所生成的第一图像中的组织区域的可见性和/或增强所生成的第一图像中的所述流体接收区域中的流体的可见性。所述处理装置还适于将第二图像生成流程应用于所述超声数据以获得第二图像，所述第二图像生成流程不同于所述第一图像生成流程。所述处理装置还适于将图像分割流程应用于所述第一图像和所述第二图像两者。所述处理装置还适于基于所述分割流程来确定所述一个或多个组织边界。所述处理装置还适于生成表示所确定的一个或多个组织边界的数据输出。

所述流体接收区域优选地包含包括造影剂的流体。优选地，所述方法不包括施用造影剂。

在至少一组实施例中，所述超声数据可以包括从至少三个连续超声脉冲中的每个超声脉冲采集的相应超声信号，所述三个脉冲中的两个脉冲具有第一功率水平，并且所述三个脉冲中的第三脉冲具有不同于所述第一功率水平的第二功率水平。

在至少一组示例中，所述第二功率水平可以是所述第一功率水平的两倍，并且其中，第一图像生成流程包括基于来自具有所述第二功率水平的所述第三脉冲的所述信号和来自具有所述第一功率水平的所述两个脉冲的所述信号中的至少一个的组合来生成所述第一图像。

本发明的另一方面提供了一种超声系统，包括：超声探头，其包括用于采集超声数据的换能器阵列；显示设备；以及根据上面概述或下面描述的任何示例或实施例或根据本申请的任何权利要求的处理装置。

参考下文描述的(一个或多个)实施例，本发明的这些和其他方面将显而易见并得到阐述。

附图说明

为了更好地理解本发明并且为了更清楚地示出它可以如何被实施，现在将会仅通过示例参考附图，其中：

图1概述了根据一个或多个实施例的示例方法的步骤；

图2以框图形式示出了示例实施例的工作流程；

图3示出了根据一个或多个实施例的示例系统；并且

图4示出了用于进一步帮助理解本发明的示例超声系统。

具体实施方式

将会参考附图来描述本发明。

应当理解，详细描述和具体示例在指示装置、系统和方法的示例性实施例的同时，仅旨在用于图示的目的，而不旨在限制本发明的范围。根据以下描述、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，附图仅仅是示意性的，并未按比例绘制。还应当理解，贯穿附图使用相同的附图标记来表示相同或相似的部件。

本发明提供了一种用于确定解剖区域的超声数据内的一个或多个组织边界的方法。该方法基于从在单个采集会话中采集的相同输入超声数据生成两幅单独的图像。在对比增强的情况下生成一幅图像，使得包含流体的区域周围的边界特别好地可见，并且在没有这种增强的情况下或在不同的增强的情况下生成第二幅图像，使得组织区域周围的边界特别好地可见。然后应用使用两幅图像的组合作为输入并确定被成像区域内的边界的图像分割流程。

换句话说，本发明的实施例提出了通过将分割同时应用于根据在单次扫描中采集的数据生成的两幅不同图像来改进相关解剖结构的确定。在最大化来自包含造影剂的区域的信号并且例如同时抑制组织信号的目的的情况下构建第一图像。在提供组织信号的更大的相对可见性的目的情况下并且在特别是关于二尖瓣环的可见性的LVO的背景下(参见上面的讨论)从超声数据导出第二图像。

通过在网格适应过程期间搜索两幅图像中的边界特征，两幅图像的互补信息可以用于改进的分割，并且因此用于心脏测量结果(诸如射血分数)的更准确确定。

在图1中示出了根据一个或多个实施例的示例计算机实施的方法10的步骤。

方法10包括从包含感兴趣物体的解剖区域接收12超声数据，所述感兴趣物体包括一个或多个组织边界，并且其中，所述组织边界环绕流体接收区域。

方法10还包括将第一图像生成流程应用14于所述超声数据以生成第一图像，所述第一图像生成流程适于抑制所生成的第一图像中的组织区域的可见性和/或增强所生成的第一图像中的所述流体接收区域中的流体的可见性。

方法10还包括将不同于所述第一图像生成流程的第二图像生成流程应用16于所述超声数据以获得第二图像。

方法10还包括将图像分割流程应用18于所述第一图像和所述第二图像两者。所述一个或多个组织边界基于所述分割流程来确定，或所述分割流程可以导致所述一个或多个组织边界的确定。优选地，所述图像分割流程是组合使用两幅图像来实现分割的组合分割。如稍后将更详细地解释的，图像分割可以基于从两幅图像导出的信息来自动地适应网格形状。

方法10还包括生成20表示所确定的一个或多个组织边界的数据输出。

接收到的超声数据包括针对单个采集事件或会话(例如，单个扫描)的数据。单个采集事件可以是指例如从单个采集序列或采集扫描线的序列采集的数据，所述单个采集序列是指一个或多个超声脉冲和接收到的回波的单个连续或不间断序列，其中，扫描线均可以包括一个或多个超声脉冲。

所述流体接收区域优选地包含包括造影剂的流体。该方法可以在已施用造影剂之后进行。在优选实施例中，该方法不包括施用造影剂。

可以从超声成像装置或从超声换能器单元实时接收超声数据。替代地，它可以从在先前的数据采集会话中已经记录了数据的数据存储设备接收。超声数据可以是超声回波数据，例如，RF回波数据。替代地，它可以是已经被部分后处理的数据，例如波束形成RF数据。数据还不是重建图像的形式。

第一图像生成流程可以包括应用于接收到的超声数据的一组后处理步骤和用于然后根据经处理的数据创建图像的一组图像重建步骤。后处理步骤具有以下效果：在所得到的所生成的(第一)图像中，与在没有那些后处理步骤的情况下从接收到的超声数据生成的图像相比，流体接收区域中的流体的可见性被增强和/或组织的可见性被抑制。与将由第二图像生成流程生成的第二图像相比，这些区域的可见性被增强/抑制。

第二图像生成流程包括根据接收到的超声数据生成第二图像。第二图像生成流程可以包括或可以不包括在然后重建图像之前应用于接收到的超声数据的后处理步骤。如果它确实包括这样的步骤，则这些步骤可以被配置为在所得到的(第二)图像中具有如下效果：与在没有这些步骤的情况下对接收到的超声数据执行的图像重建相比并且与第一图像相比，组织区域被增强和/或流体接收区域中的流体被抑制。

应注意，为了避免疑问，尽管图像被称为第一图像和第二图像，但这并不约束它们被生成的顺序。例如，可以在第一图像之前生成第二图像。

下面将更详细地描述分割流程。它可以包括生成表示接收到的超声数据内的一个或多个边界的位置的3D网格。

现在将概述根据一组优选实施例的特征。

根据实施例的至少该子集，一般目的是借助于双路径处理方法根据在单个采集过程期间发射和接收的一组接收超声脉冲来生成两幅图像，并且使用它们两者作为用于基于模型的分割的输入。第一图像(其在下文中可以被称为对比增强图像)可以基于用于造影剂成像的典型脉冲方案。它被设计为增强来自造影剂(例如造影剂微泡)的信号，但最小化组织信号。第二图像(其可以被称为线性图像)是以实现强组织信号为目的构建的。两幅图像的使用产生互补信息。线性图像可以用于检测更小尺寸(例如，更薄)的组织区段的边界，所述组织区段要不然可能由于强对比增强信号的边界的模糊或向外渗出而变得模糊。

通过示例，在超声心动描记术(例如上面讨论的左心室浑浊(LVO))的特定背景下，对比增强(第一)图像将使得能够清楚地描绘心内膜边界，而线性图像(第二图像)可以用于确定限定左心室与左心房之间的边界的二尖瓣环的位置。

在分割流程中，可以并行地使用这两幅图像用于检测边界。

这在图2中示意性地图示，图2示出了适于执行根据本发明的实施例的计算机实施的方法的处理装置32。将第一图像生成流程和第二图像生成流程应用于接收到的超声数据导致第一图像42和第二图像44的生成。图2图示了针对表示左心室(在图像中指代为LV)和左心房(LA)的接收到的数据的这两幅图像的示例。第一图像是对比增强图像，并且可以看出心脏腔室(包含携带造影剂的血液)是明亮可见的，而组织区域46是暗的。第二图像44是线性(第二)图像，并且可以看出，组织46是更明亮可见的，而流体区域看起来更暗。灰色实线示意性地指示相邻结构之间的强烈可见的描绘，而灰色虚线对应于更弱的描绘。可以看出，左心室(LV)和左心房(LA)之间的边界在第一图像42中根本不可见。

图2还示出了通过分割生成的示例边界表面网格54，所述分割被一起应用于第一图像42和第二图像44两者。

通过使用两幅图像42、44作为输入，可以实现受益于造影剂微泡固有的清晰心内膜图像特征同时仍然能够正确地识别左心室和心房之间的边界的分割。这有助于更准确地自动导出心脏测量结果，诸如射血分数。

现在将概述生成第一图像和第二图像的一种示例方法。

在该方法中，假设对象的血液包含造影剂，例如含微泡的造影剂。

通常，对比成像技术基于对超声波表现出比造影剂的微泡更线性的响应的组织的特性。对比成像中的一种这样的技术被称为功率调制，并且当机械指数或输出声幅度改变时利用组织的相对线性响应。功率调制由都沿着相同声学路径的三个或更多个发射脉冲(作为单个发射序列的一部分)组成。

特别地，在该示例中，接收到的超声数据包括对应于多个发射线或扫描线的数据。对于每个发射线，所述超声数据包括从至少三个连续超声脉冲中的每个采集的一组超声信号。所述三个脉冲中的两个具有第一功率水平。所述三个脉冲中的第三个具有不同于所述第一功率水平的第二功率水平。可以通过改变信号的声幅度来改变功率水平。尽管脉冲被标记为第一、第二和第三，但这并不限制它们被生成的顺序。在每个超声脉冲之后，接收对应的回波信号，使得针对每个发射线的接收到的超声数据包括一组三个连续回波信号。

通过在脉冲之间改变功率水平，并且由于组织和流体的不同功率响应，这意味着源超声数据包括允许在超声数据中的组织和流体之间进行区分的信息。

在至少一组实施例中，所述第二功率水平可以被设置在所述第一功率水平的两倍。它可以是大约两倍，例如，+/-5％或+/-10％的两倍。所述第一图像生成流程可以包括基于来自具有所述第二功率水平的所述第三脉冲的信号和来自具有所述第一功率水平的所述两个脉冲的信号中的至少一个的组合来生成所述第一图像(对比增强图像)。

通过基于利用两个不同功率水平获得的数据的组合来生成第一图像，可以选择性地增强流体并抑制组织。此外，通过使用来自相同采集时段或事件的三个连续脉冲，这确保了来自三个脉冲的超声信号之间的固有空间配准。

第一脉冲和第二脉冲实际上是半幅度，并且第三脉冲是全幅度。该组实施例提出了通过以双路径方法处理该组脉冲来构建两幅不同的图像。

关于第一图像(对比增强图像)，这可以通过将每个扫描线的第一和第二脉冲加在一起并从第三脉冲中减去该结果来构建。

换句话说，所述第一图像生成流程可以包括通过对来自具有所述第一功率水平的所述两个脉冲的所述超声信号进行求和来针对每个扫描线生成求和信号；基于确定所述求和信号与来自所述第三脉冲的所述信号之间的差异来针对每个扫描线确定差异信号；并且基于针对所述多个扫描线的差异信号生成所述第一图像。

由于组织比造影剂更线性，因此组织信号大部分被抑制，仅留下更非线性的造影剂信号。

关于第二图像(线性图像)，所述第二图像生成流程包括基于来自针对每个扫描线的所述三个脉冲中的仅一个脉冲的所述超声信号(例如基于来自具有所述第二功率水平的所述第三脉冲的所述超声信号)来生成所述第二图像。换句话说，线性图像简单地从针对每个扫描线的单个脉冲(例如，具有全幅度的第三脉冲)导出，并且因此产生未抑制的组织信号。

由于两幅图像是从针对每个扫描线的同一组脉冲构建的，因此它们在空间上对准，并且因此不需要额外的配准步骤。这例如与需要在两个采集会话中生成数据的方法形成对比，一个采集会话在施用造影剂之前，并且一个采集会话在施用造影剂之后。此处，由于第一和第二采集会话之间的延迟时段，将预期两个视场之间的失配。

尽管在上述实施例中，第二图像是根据仅单个超声脉冲的数据生成的，但这不是必需的。在另外的变型中，第二图像生成流程可以包括应用于接收到的超声数据以便选择性地增强组织的可见性和/或选择性地抑制流体的可见性的处理程序。

一旦已经生成了第一图像和第二图像，该方法还包括将图像分割流程应用于两幅图像。其优选地是集成的或组合的分割流程，其中，从第一图像和第二图像两者的组合导出单个分割。

通过示例，可以使用基于解剖模型的分割。本领域技术人员将意识到本领域中的大量不同的基于模型的分割算法。

在一些示例中，可以使用已知的多模态分割方法(例如，用于CT图像和MRI图像的组合分析的那些方法)来实现对第一图像和第二图像两者的分割的组合应用。例如在以下出版物中概述了一个示例：Buerger C.,Peters J.等人(2014)Multi-modal VertebraSegmentation from MR Dixon for Hybrid Whole-Body PET/MR.In:Yao J.,Klinder T.,Li S.(eds)Computational Methods and Clinical Applications for SpineImaging.Lecture Notes in Computational Vision and Biomechanics,第17卷，Springer,Cham.

示例多模态分割方法的细节也可以在文献WO2015/189160中找到。

总之，分割流程包括基于寻找边界特征来拟合图像数据内的边界网格，并且适应网格形状以与边界特征一致。当搜索给定网格三角形的边界特征时，可以在第一图像和第二图像两者中沿着三角形的法线对强度分布进行采样。当在两幅图像中的任一幅中发现足够强的特征时，它可以用于朝向该点吸引网格。任选地，可以确定两幅图像中的边界特征的相对权重，并且这被用作分割流程内的另一参数(超参数)。例如。

根据一个或多个实施例，在成像区域是心脏并且特别是左心室和心房的情况下，该方法还可以包括基于所确定的组织边界来确定一个或多个血液动力学参数。例如，可以基于跟踪单个心动周期内左心室体积的变化来确定心输出量。左心室体积的变化可以通过跟踪左心室的外周边的变化来确定，左心室的外周边的变化可以根据分割来确定。接收到的超声数据可以包括至少一个心动周期内的一系列时间点的数据。如本公开中描述的方法可以循环地应用于不同时间点中的每个的数据。

该方法还包括生成表示所确定的一个或多个组织边界的数据输出。这可以简单地是携带所导出的边界的数据表示的数据包，例如网格的三角形的一组坐标。另外地或替代地，它可以是用于提供所标识的一个或多个边界的视觉表示的输出。

例如，根据至少一组实施例，该方法可以包括生成用于引起在显示设备上显示所确定的一个或多个边界的显示输出。例如，这可以叠加或覆盖在第一图像和第二图像之一或两者之上。第一图像和第二图像中的每幅更清楚地示出了不同的边界特征：第一图像更清楚地示出了心脏腔室的内部边界，并且第二图像更清楚地示出了二尖瓣。通过在显示器上呈现第一图像和第二图像两者(其中，所生成的边界网格叠加在每幅图像之上)，这允许用户在相关图像内识别/定位两种不同类型的边界特征。

显示设备可以是具有显示单元和任选地用户输入模块的用户接口。

用户接口可以包括允许用户手动调节导出的分割的功能。例如，在超声心动图的情况下，可以存在允许用户调节二尖瓣平面的位置的功能，该二尖瓣平面可以(主要)在具有未抑制的组织信号的线性图像中可见。

如上所述，优选应用是用于分割心脏腔室和结构的边界。因此，此处，在超声数据中表示的感兴趣物体包括对象的心脏的至少一部分。

所述一个或多个组织边界可以包括心内膜，并且包含流体的区域可以包括心室腔和/或心房腔。

然而，另外的应用也是可能的。通常，包括由组织边界包围的流体接收室或管腔的任何区域可以是本发明实施例的有价值应用领域。示例可以包括结肠或小肠、胃或任何其他流体接收器官。

根据本发明的另一方面的示例提供了一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括代码模块，该代码模块被配置为当在处理器上运行时使处理器执行根据上面概述或下面描述的任何示例或实施例或根据本申请的任何权利要求的方法。

根据本发明的另一方面的示例提供了一种处理装置，包括：输入端/输出端；以及至少一个处理器，所述至少一个处理器适于：

在所述输入端/输出端处接收表示包含感兴趣物体的解剖区域的超声数据，所述感兴趣物体包括一个或多个组织边界，并且其中，所述组织边界环绕流体接收区域，并且其中，所述超声数据由针对单个采集事件的数据组成；

将第一图像生成流程应用于所述超声数据以生成第一图像，所述第一图像生成流程适于抑制所得到的所生成的第一图像中的组织区域的可见性和/或增强所生成的第一图像中的所述流体接收区域中的流体的可见性；

将第二图像生成流程应用于所述超声数据以获得第二图像，所述第二图像生成流程不同于所述第一图像生成流程；

将图像分割流程应用于所述第一图像和所述第二图像两者；

基于所述分割程序确定所述一个或多个组织边界；并且

生成表示所确定的一个或多个组织边界的数据输出。

可以根据上面关于本发明的方法方面提供的解释和描述来理解和解读上述处理装置的特征中每个的实施选项和细节。上面关于该方法描述的示例、选项或实施例特征或细节中的任何可以加以必要的变更被应用或组合或并入本发明的当前处理装置方面中。

图3示意性地图示了可以根据本发明的另一方面提供的一个示例系统的部件。该系统包括根据上面概述或下面描述的任何示例或实施例或根据本申请的任何权利要求的处理装置32。处理装置32包括输入端/输出端34和与输入端/输出端操作地耦合的处理器36。处理装置被布置为从超声换能器单元62接收超声数据，超声换能器单元62与输入端/输出端34操作地耦合。超声换能器单元可以包括例如超声探头。超声换能器单元包括用于采集超声数据的一个或多个超声换能器，例如换能器阵列。还提供了与输入端/输出端操作地耦合的显示设备64。

根据本发明的上述方面和实施例中的任一个，超声数据可以从超声成像装置实时接收，或可以例如从已经记录了所采集的超声数据的数据存储设备采集后接收。在前一种情况下，该方法可以包括采集超声数据的步骤。为了进一步帮助理解本发明(例如数据采集和/或图像重建)，现在将参考图4描述示例性超声系统的总体操作。

该系统包括阵列换能器探头104，其具有用于发射超声波和接收回波信息的换能器阵列106。换能器阵列106可以包括CMUT换能器；由诸如PZT或PVDF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106是能够扫描感兴趣区域的2D平面或三维体积的换能器108的二维阵列。在另一范例中，换能器阵列可以是1D阵列。

换能器阵列106耦合到微波束形成器112，微波束形成器112控制由换能器元件对信号的接收。微波束形成器能够对由换能器的子阵列(通常称为“组”或“片块”)接收的信号进行至少部分波束形成，如美国专利US 5997479(Savord等人)、US 6013032(Savord)和US6623432(Powers等)中所描述的。

应当注意，微波束形成器通常是完全任选的。另外，该系统包括发射/接收(T/R)开关116，微波束形成器112可以耦合到该开关，并且该开关在发射模式和接收模式之间切换阵列，并且在不使用微波束形成器且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下保护主波束形成器120免受高能量发射信号影响。来自换能器阵列106的超声波束的发射由通过T/R开关116耦合到微波束形成器并且耦合到主发射波束形成器(未示出)的换能器控制器118引导，所述主发射波束形成器可以从用户对用户接口或控制面板138的操作接收输入。控制器118可以包括发射电路，所述发射电路被布置为在发射模式期间(直接或经由微波束形成器)驱动阵列106的换能器元件。

根据本发明的实施例，可以通过超声控制器单元来促进该示例系统中的控制面板138的功能。

在典型的逐行成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下操作。在发射期间，波束形成器(其根据实施方式而可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔。子孔可以是较大阵列内的换能器的一维线或换能器的二维片块。在发射模式中，控制由阵列或阵列的子孔生成的超声波束的聚焦和转向，如下所述。

在接收到来自对象的反向散射的回波信号后，接收到的信号经历接收波束形成(如下所述)，以便将接收到的信号对准，并且在正在使用子孔的情况下，然后例如由一个换能器元件对子孔进行移位。经移位的子孔然后激活，并且该过程重复，直到换能器阵列的所有换能器元件已经激活。

对于每个线(或子孔)，用于形成最终超声图像的相关联线的总接收信号将是在接收时段期间由给定子孔的换能器元件所测量的电压信号的总和。在下面的波束形成过程之后，得到的线信号通常称为射频(RF)数据。由各个子孔生成的每条线信号(RF数据集)然后经历额外的处理以生成最终超声图像的线。线信号的幅度随时间的变化将贡献于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高幅度峰将对应于最终图像中的亮像素(或像素的集合)。出现在线信号的开始附近的峰将表示来自浅结构的回波，而逐渐出现在线信号后期的峰将表示来自对象内增加深度处的结构的回波。

由换能器控制器118控制的功能之一是波束转向和聚焦的方向。波束可以转向为从换能器阵列笔直向前(正交于其)，或者在不同角度处以用于更宽视场。可以根据换能器元件致动时间来控制发射波束的转向和聚焦。

在一般的超声数据采集中可以区分两种方法：平面波成像和“波束转向”成像。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)中波束形成的存在来区分。

首先看一下聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，该平面波在其行进通过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持未聚焦。通过向换能器的激活引入位置相关时间延迟，能够使波束的波前会聚在期望的点处，该点称为聚焦区。聚焦区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，改进了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从最外面的元件开始并在换能器阵列的(一个或多个)中心元件处结束在系列中激活，则将在距探头给定距离处形成聚焦区，与(一个或多个)中心元件一致。聚焦区距探头的距离将根据换能器元件激活的每个后续轮之间的时间延迟而变化。在波束经过聚焦区后，其将开始发散，从而形成远场成像区域。应当注意，对于定位靠近于换能器阵列的聚焦区，超声波束将在远场中迅速发散，从而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交叠，位于换能器阵列和聚焦区之间的近场示出很少细节。因此，改变聚焦区的位置会导致最终图像的质量的显著变化。

应当注意，在发射模式中，除非将超声图像划分为多个聚焦区(其中每个可能具有不同的发射焦点)，否则可以定义仅一个焦点。

此外，在从对象内接收到回波信号后，能够执行上述过程的逆过程以便执行接收聚焦。换句话说，传入信号可以由换能器元件接收并且在被传递到系统中以进行信号处理之前经历电子时间延迟。这一点的最简单范例称为延迟求和波束形成。能够根据时间动态调节换能器阵列的接收聚焦。

现在来看波束转向的功能，通过对换能器元件正确地施加时间延迟，能够在超声波束离开换能器阵列时在超声波束上赋予期望的角度。例如，通过以在阵列的相对侧结束的顺序来激活换能器阵列的第一侧上的换能器，之后剩余的换能器，波束的波前将朝向第二侧成角度。相对于换能器阵列的法线的转向角的大小取决于随后的换能器元件激活之间的时间延迟的大小。

另外，能够聚焦转向波束，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两者的总和。在这种情况下，换能器阵列称为相控阵列。

在需要用于对其进行激活的DC偏置电压的CMUT换能器的情况下，换能器控制器118可以耦合以控制用于换能器阵列的DC偏置控制145。DC偏置控制145设置施加到CMUT换能器元件的(一个或多个)DC偏置电压。

针对换能器阵列的每个换能器元件，通常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，部分波束形成信号由微波束形成器112根据信道数据产生，并且然后传递到主接收波束形成器120，其中，来自换能器的个体片块的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号，被称为射频(RF)数据。在每个阶段处执行的波束形成可以如上所述被执行，或者可以包括额外的功能。例如，主波束形成器120可以具有128信道，其中每个从几十个或数百换能器元件的片块接收部分波束形成信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收到的信号可以有效地贡献于单个波束形成信号。

将波束形成接收信号耦合到信号处理器122。信号处理器122能够以各种方式处理接收到的回波信号，例如：带通滤波；抽选；I和Q分量分离；以及谐波信号分离，其用于分离线性信号与非线性信号，从而使得能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的较高谐波)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、信号复合以及噪声消除。在信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，当从递增的深度接收回波信号时所述带通滤波器的通带从较高的频带滑动到较低的频带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其通常缺乏解剖信息。

用于发射和用于接收的波束形成器以不同的硬件实施并且可以具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑发射波束形成器的特性。为了简化，在图4中仅示出了接收器波束形成器112、120。在整个系统中，还将存在带有发射微波束形成器和主发射波束形成器的发射链。

微波束形成器112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。

最终波束形成在主波束形成器120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106。然而，发射脉冲占用的带宽可以根据所使用的发射波束形成而变化。接收信道可以捕获整个换能器带宽(其是经典方法)，或者通过使用带通处理，其只能提取包含期望信息(例如主谐波的谐波)的带宽。

然后，可以将RF信号耦合到B模式(即，亮度模式或2D成像模式)处理器126和多普勒处理器128。B模式处理器126对接收到的超声信号执行幅度检测以对身体中的结构进行成像，例如器官组织和血管。在逐行成像的情况下，每条线(波束)由关联的RF信号表示，其幅度被用于生成要分配给B模式图像中的像素的亮度值。图像内像素的确切位置由沿RF信号的相关联幅度测量结果的位置和RF信号的线(波束)数确定。这样的结构的B模式图像可以以谐波或基波图像模式或两者的组合形成，如在美国专利US 6283919(Roundhill等人)和美国专利US 6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器128处理由组织移动和血流产生的时间上不同的信号，以检测移动物质，例如图像场中的血细胞的流。多普勒处理器128通常包括壁滤波器，该壁滤波器具有设置成通过或拒绝从体内的选定类型的材料返回的回波的参数。

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132和多平面重新格式化器144。扫描转换器132以空间关系布置回波信号，所述回波信号根据该空间关系以期望的图像格式接收。换句话说，扫描转换器用于将RF数据从圆柱坐标系转换到适于在图像显示器140上显示超声图像的笛卡尔坐标系。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信号的幅度成比例。例如，扫描转换器可以将回波信号布置成二维(2D)扇形格式或锥体三维(3D)图像。扫描转换器可以向B模式结构图像叠加与图像场中的点处的运动相对应的颜色，其中，多普勒估计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了结构图像场内的组织和血流的运动。如美国专利US6443896(Detmer)中所描述的，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成该平面的超声图像。体积绘制器142将3D数据集的回波信号转换成投影的3D图像，如从给定参考点所查看的，如美国专利US 6530885(Entrekin等人)中所描述的。

2D或3D图像从扫描转换器132、多平面重新格式化器144和体积绘制器142耦合到图像处理器130，以用于进一步增强、缓冲和临时存储以任选地显示在图像显示器140上。成像处理器可以适于从最终超声图像移除某些成像伪影，诸如：例如由强衰减器或折射引起的声学阴影；例如由弱衰减器引起的后增强；混响伪影，例如，其中，高度反射的组织界面紧密邻近定位；等等。此外，图像处理器可以适于处理某些散斑减少功能，以便改进最终超声图像的对比度。

除了用于成像，由多普勒处理器128产生的血流值和由B模式处理器126产生的组织结构信息被耦合到量化处理器134。所述量化处理器产生不同流状况的量度，例如除了诸如器官的大小和胎龄的结构测量结果外的血流的体积速率。量化处理器可以从用户控制面板138接收输入，例如图像的解剖结构中要进行测量的点。

来自量化处理器的输出数据耦合到图形处理器136，以用于在显示器140上与图像一起再现测量图形和值，并且用于从显示设备140的音频输出。图形处理器136还可以生成图形叠加，以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包含标准识别信息，例如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器从用户接口138接收输入，诸如患者姓名。用户接口还耦合到发射控制器118，以控制生成来自换能器阵列106的超声信号，并且因此由换能器阵列和超声系统产生的图像。控制器118的发射控制功能仅是所执行的功能之一。控制器118还考虑操作模式(由用户给定)以及接收器模数转换器中的对应的所需的发射器配置和带通配置。控制器118可以是具有固定状态的状态机。

用户接口还耦合到多平面重新格式化器144，以用于选择和控制多幅多平面重新格式化(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量度。

上面描述的本发明的实施例采用处理装置。处理装置通常可以包括单个处理器或多个处理器。它可以位于单个包含设备、结构或单元中，或它可以分布在多个不同的设备、结构或单元之间。因此，对适于或被配置为执行特定步骤或任务的处理装置的提及可以对应于该步骤或任务由多个处理部件中的任一个或多个单独地或组合地执行。本领域技术人员将理解可以如何实施这种分布式处理装置。处理装置包括用于接收数据并将数据输出到其他部件的通信模块或输入端/输出端。

处理装置的一个或多个处理器可以利用软件和/或硬件以多种方式实施，以执行所需的各种功能。处理器通常采用一个或多个微处理器，所述一个或多个微处理器可以使用软件(例如，微代码)来编程以执行所需的功能。处理器可以被实施为执行一些功能的专用硬件和执行其他功能的一个或多个编程的微处理器和相关联的电路的组合。

可以在本公开的各种实施例中采用的电路的示例包括但不限于常规微处理器、专用集成电路(ASIC)和现场可编程门阵列(FPGA)。

在各种实施方式中，处理器可以与一个或多个存储介质相关联，诸如易失性和非易失性计算机存储器，诸如RAM、PROM、EPROM和EEPROM。存储介质可以利用一个或多个程序来编码，所述一个或多个程序当在一个或多个处理器和/或控制器上运行时执行所需的功能。各种存储介质可以固定在处理器或控制器内，或可以是可运输的，使得存储在其上的一个或多个程序可以加载到处理器中。

本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求，在实践请求保护的发明时能够理解并实现对所公开的实施例的变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。

单个处理器或其他单元可以实现在权利要求中记载的若干项的功能。

尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。

计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分供应的光学存储介质或固态介质上，但是计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由因特网或其他有线或无线的电信系统分布。

如果术语“适合于”用于权利要求书或说明书中，应注意术语“适合于”旨在相当于术语“被配置为”。

权利要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。

Claims (15)

1.一种用于确定被成像解剖区域内的组织边界的计算机实施的方法(10)，所述方法包括：

从包含感兴趣物体的解剖区域接收(12)超声数据，所述感兴趣物体包括一个或多个组织边界，并且其中，所述一个或多个组织边界环绕流体接收区域，并且其中，所述超声数据包括针对单个采集事件的数据；

将第一图像生成流程应用(14)于所述超声数据以生成第一图像，所述第一图像生成流程适于抑制所得到的所生成的第一图像中的组织区域的可见性和/或增强所生成的第一图像中的所述流体接收区域中的流体的可见性；

将不同于所述第一图像生成流程的第二图像生成流程应用(16)于所述超声数据以获得第二图像；

将图像分割流程应用(18)于所述第一图像和所述第二图像两者；

基于所述分割流程来确定所述一个或多个组织边界；并且

生成(20)表示所确定的一个或多个组织边界的数据输出。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述流体接收区域包含包括造影剂的流体。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述超声数据包括从至少三个连续超声脉冲中的每个超声脉冲采集的相应超声信号，所述三个脉冲中的两个脉冲具有第一功率水平，并且所述三个脉冲中的第三脉冲具有不同于所述第一功率水平的第二功率水平。

4.根据权利要求3所述的方法，

其中，所述第二功率水平是所述第一功率水平的两倍；并且

其中，所述第一图像生成流程包括基于来自具有所述第一功率水平的所述两个脉冲的所述信号中的至少一个信号与来自具有所述第二功率水平的所述第三脉冲的所述信号的组合来生成所述第一图像。

5.根据权利要求4所述的方法，其中，所述第二图像生成流程包括基于来自所述三个脉冲中的仅一个脉冲的所述超声信号来生成所述第二图像。

6.根据权利要求5所述的方法，其中，所述第二图像生成流程包括基于来自具有所述第二功率水平的所述第三脉冲的所述超声信号来生成所述第二图像。

7.根据权利要求4-6中的任一项所述的方法，其中，所述第一图像生成流程包括：

通过对来自具有所述第一功率水平的所述两个脉冲的所述超声信号进行求和来生成求和信号；

基于确定所述求和信号与来自所述第三脉冲的所述信号之间的差异来确定差异信号；并且

基于所述差异信号来生成所述第一图像。

8.根据权利要求1-7中的任一项所述的方法，其中，所述感兴趣物体包括对象的心脏的至少一部分。

9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述一个或多个组织边界包括心内膜，并且包含流体的区域包括心室腔和/或心房腔。

10.根据权利要求1-9中的任一项所述的方法，还包括生成显示输出，所述显示输出用于使得在显示设备上显示所述第一图像和所述第二图像两者，并且优选地用于还使得显示所确定的一个或多个组织边界的表示。

11.一种包括代码模块的计算机程序产品，所述代码模块被配置为当在处理器上运行时使得所述处理器执行根据权利要求1-10中的任一项所述的方法。

12.一种处理装置(32)，包括：

输入端/输出端(34)；以及

至少一个处理器(36)，其适于：

在所述输入端/输出端处接收表示包含感兴趣物体的解剖区域的超声数据，所述感兴趣物体包括一个或多个组织边界，并且其中，所述一个或多个组织边界环绕流体接收区域，并且其中，所述超声数据包括针对单个采集事件的数据；

将第一图像生成流程应用于所述超声数据以生成第一图像，所述第一图像生成流程适于抑制所得到的所生成的第一图像中的组织区域的可见性和/或增强所生成的第一图像中的所述流体接收区域中的流体的可见性；

将第二图像生成流程应用于所述超声数据以获得第二图像，所述第二图像生成流程不同于所述第一图像生成流程；

将图像分割流程应用于所述第一图像和所述第二图像两者；

基于所述分割流程来确定所述一个或多个组织边界；并且

生成表示所确定的一个或多个组织边界的数据输出。

13.根据权利要求12所述的处理装置，其中，所述流体接收区域包含包括造影剂的流体。

14.根据权利要求12或13所述的处理装置，其中，所述超声数据包括从至少三个连续超声脉冲中的每个超声脉冲采集的相应超声信号，所述三个脉冲中的两个脉冲具有第一功率水平，并且所述三个脉冲中的第三脉冲具有不同于所述第一功率水平的第二功率水平。

15.一种超声系统，包括：

超声探头(62)，其包括用于采集超声数据的换能器阵列；

显示设备(64)；以及

根据权利要求11至14中的任一项所述的处理装置(32)。