CN117916625A - 在存在仰角孔口阻塞的情况下的声学衰减系数的超声量化 - Google Patents
在存在仰角孔口阻塞的情况下的声学衰减系数的超声量化 Download PDFInfo
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Abstract
一种超声诊断成像系统和方法产生超声图像中的感兴趣区域的衰减系数图。为了检测仰角孔口阻塞的存在，所述系统通过两种不同的方法估计衰减系数。由所述两种不同的方法产生的估计被组合以产生度量，其作为深度的函数被评价。如果所述度量满足一个或多个测量偏差准则，则识别仰角孔口堵塞，并且为用户产生所述阻塞的警报。
Description
技术领域
本发明涉及医学诊断超声系统，并且特别地涉及产生组织对通过的超声的声学衰减的量化测量结果的超声系统。
背景技术
医学诊断超声的长期寻求目标之一是组织表征，即利用超声无创地确定原位组织是恶性还是良性的能力。涉及组织表征的努力通常涉及试图定量测量组织与超声能量的相互作用，如由返回回波信号的特性所证明的。一种这样的努力是声学衰减测量，其试图量化组织对通过的超声的阻力。声学衰减是通过在介质中沿着传播路径的声音传播的能量损失来测量的。其在组织表征中发挥重要作用，因为其是组织特异性物理参数。声学衰减也根据组织病理学、组成和治疗处置而变化。由于该性质，声学衰减已被探索作为用于组织表征和诊断的可量化组织参数。由于脂肪比正常肝组织更具衰减性，声学衰减系数评估能够潜在地被用于量化肝细胞内积累的脂肪，并且随后分期脂肪肝病。非酒精性脂肪肝病和非酒精性脂肪肝炎的广泛发生已推动了用于使用超声量化声学衰减的基础研究、临床验证和商业化。与肝活检的黄金标准和MRI质子密度脂肪分数评估的参考诊断标准相比较，基于超声脉冲回波模式的方法为肝脂肪变性评估提供了无创、实时和成本有效的优点，并且因此更适合于普通人群筛查和针对处置监测的频繁随访。
当临床决策制定基于诊断量化测量结果时，准确地做出测量以使得临床决策不基于不准确的数据是很重要的。在超声中，这意味着从测量结果中消除外部影响和变量。一个这样的外部影响源是超声系统操作和控制参数对系统的声学回波数据的产生的效应。通过对系统操作的效应进行建模并在最终产生声学数据时将其考虑在内，或者通过测量由系统从已知性质的体模产生的回波数据并在最终产生数据时考虑差异，这些效应通常被量化并作为声学量化的可能误差源被消除。必须考虑的其他效应是诸如皮下脂肪层的身体解剖结构的像差效应，其能够改变声速，使其与在其他情况下下层组织中预期的声速不同，并且能够导致波束形成和依赖于准确飞行时间测量的其他操作的变化。
第三类数据不准确度是数据处理算法和电路关于声能到身体中的发射及其在回波信号中的完全返回的特点的假设。通过本发明的实施方式解决了一个这样的这类问题，当将超声瞄准肋骨之间时当试图诊断下层器官和组织时出现的对声能的发射和接收的影响的问题。能够存在该问题的两个器官是肝脏和心脏，其中，超声医师经常被迫用两根肋骨之间的声学孔口来访问感兴趣器官。当使用肋骨孔口时，超声医师可以假设良好质量的超声图像的产生意味着探头被适当地定位在肋骨之间。然而，本发明人已经发现，当试图通过肋间空间进行声学衰减测量时可能出现特定的问题。即使探头的方位角孔口与肋骨间距适当对准，也可能发生仰角方向上的波束发射的一些阻塞。该阻塞将导致发射和接收的声能图案相对于标准衰减测量算法基于的声能图案的改变。结果是标准算法的声学衰减量化的高估或低估偏差，以及因此感兴趣解剖结构中的声学衰减的不准确映射，使临床决策制定复杂化并损害临床决策制定。
发明内容
根据本发明的原理，描述了一种诊断超声系统，其能够在通过肋骨或其他有问题的解剖声学孔口进行声学衰减测量时检测仰角孔口的阻塞。这是通过以下操作来完成的：通过使用两种不同的声学衰减估计方法来估计感兴趣区域中的声学衰减，根据两个结果来产生度量，然后基于所述度量来评价一个或多个准则。当满足所述准则时，指示所述仰角孔口的阻塞，并且向超声医师警报所述问题。所述超声系统可以额外地被调节为向所述超声医师提出关于改善情况的方法的建议，诸如在肋间空间处倾斜或重新定位所述探头。
附图说明
在附图中：
图1以框图形式图示了根据本发明的原理构造的超声诊断成像系统。
图2图示了图1的衰减系数处理器和仰角阻塞检测器处理器的第一实施方式。
图3图示了图1的衰减系数处理器和仰角阻塞检测器处理器的第二实施方式。
图4图示了图1的衰减系数处理器和仰角阻塞检测器处理器的第三实施方式。
图5a-5c图示了具有衰减系数图的体模的超声图像，该衰减系数图是在没有仰角孔口阻塞、有少量阻塞和有大量阻塞的情况下产生的。
图6a-6c图示了具有衰减系数图的体模的超声图像，该衰减系数图是由两种不同的衰减系数估计算法和由两种估计方法的组合产生的。
图7a-7c针对三种不同声学路径条件图示了针对不同的估计方法的衰减系数偏差作为深度的函数的三个曲线图。
图8a图示了具有覆盖感兴趣区域的置信度图和对已检测到仰角阻塞的警报的超声图像。
图8b图示了具有覆盖感兴趣区域的衰减系数图和对已检测到仰角阻塞的警报的B模式图像。
图9是根据本发明的原理的用于检测仰角孔口阻塞的方法的流程图。
具体实施方式
当声波在软组织中行进时，由于吸收和散射，声学强度作为传播距离和组织衰减系数α(f)(以dB/cm为单位)的函数而减小，该系数是频率相关的。在单向传播中，给定位置z处的声学强度I(f,z)可以相对于原点z0处的声学强度表达为：
其中
α(f)＝α0fn (2)
此处，α0是对数尺度中以dB/cm/MHz为单位的声学衰减系数斜率。对于低频，假设与频率的线性或几乎线性关系，即在α与α0之间的n＝1。
在双向脉冲回波模式中，反向散射的超声信号是组织性质(即衰减和反向散射)以及换能器和扫描器的系统成像设置的函数。它的功率谱可以通过以下表达式概括为f和z的函数。根据脉冲回波估计α或α0常常基于等式(3)：
Is(f,z)＝P(f)Ds(f,z)As(f,z0)Bs(f,z)exp[-4αs(f)(z-z0)] (3)
其中，下标s指代(组织)样本，f指代频率，z指代脉冲回波模式中的深度，I(f,z)指代来自以z为中心的感兴趣区域(ROI)的测量功率谱，P(f)指代与发射脉冲的频谱组合的换能器响应，D(f,z)指代衍射效应(包括双向波束图案)，z0指代ROI的起始深度，A(f,z0)指代从换能器表面到z0的累积衰减效应，并且B(f,z)指代组织反向散射的效应。
如等式(3)所图示，在原始RF(射频)或I、Q(同相和正交)数据水平处观察到的声学信号强度呈现比等式(1)中的线性衰减趋势更复杂的空间轮廓。信号强度变化不仅取决于组织特异性衰减系数，而且取决于若干系统因子，包括双向发射/接收波束图案、换能器透镜效应、内部增益(诸如TGC(时间增益补偿)和模拟增益)以及其他波束形成操作。必须从信号轮廓中移除这些系统相关性效应，以便重建针对研究中的组织的声学衰减系数。
在过去二十年中，已经开发了两种主要的校准方法来校正系统依赖性。第一种方法被称为基于参考体模的方法。它依赖于具有均匀反向散射强度和已知声学衰减系数的物理体模。作为深度的函数的系统依赖性引起的信号变化将根据在这样的体模上采集的数据来估计，并且随后从检查中的组织信号样本中移除。在体内扫描与建立参考库的体模扫描之间维持精确的声学设置是必不可少的。如果系统采集设置经历显著变化，则必须对参考体模执行新的测量，以更新参考库。第二种校准方法被称为基于建模的模拟方法。在该方法中，模拟了从换能器发射到加和的RF/I、Q信号的整个系统信号路径。
在定量超声的早期，学术研究人员采用了第一种方法，因为他们无法完全访问针对扫描器和换能器两者的系统级信息。即使制造商据称知道整个系统声学设计和信号路径的每一个细节，但是其仍要求声学物理、系统信号路径设计、超声建模和换能器声学测量方面的卓越专业知识，以忠实地对超声系统信号路径进行建模。由于对建模的这样的高要求，对于用于声学衰减成像的系统校准，物理体模仍然优于系统建模。
对于具有已知声学衰减系数的均质参考体模(物理或模拟)的声透射，超声信号的功率谱可以表达为：
Ir(f,z)＝P(f)Dr(f,z)Ar(f,z0)Br(f,z)exp[-4αr(f)(z-z0)],(4)
其中，下标r指代参考体模。
如果我们采取等式(3)与等式(4)的比率，则可以抑制系统因子P(f)和D(f,z)(假设相等声速)。还假设Br(f,z)＝Br(f)也是有效的，因为参考体模具有空间均匀的反向散射系数。然后，组织信号与参考信号SR(f,z)的功率谱比率被简化为：
在移除系统依赖性之后，两种标准算法方法中的任一种可以应用于等式(5)，以凭经验估计声学衰减系数αs(f)。下文解释了频谱强度差异方法和频谱频移方法。
频谱强度差异方法可以被用于根据以下等式(假设Bs(f,z)＝Bs(f))估计声学衰减系数：
其中
如果假设n＝1，那么α0s可以简单地从等式(7)中的ROI的深度范围内的ln[SR(f,z)]斜率的线性最小二乘拟合恢复。
频谱频移方法如下估计声学衰减系数。给定以频率ft为中心的高斯包络发射脉冲P(f)，其中，具有功率谱方差并且在衰减软组织中的脉冲传播期间频谱保持高斯形状，根据等式(8)，反向散射的信号的中心频率fp将作为深度的函数朝向较低频率降频：
其中
为了移除衍射效应，首先导出SR(f,z)，并且然后通过应用类高斯加权函数在通带中整形。对于高斯频谱，峰值(或中心)频率可以根据质心频率进行估计，其由于带宽受限的频谱而进行校正；或者通过直接高斯函数拟合进行估计。最后，可以根据中心频率相对于深度的导数来计算组织的声学衰减系数，如等式(9)所指示的。
这两种声学衰减系数估计方法具有针对体内声学衰减量化的优点和缺点。频谱强度差异方法不假设任何频谱特性，因此它关于发射脉冲类型不太严格。然而，如果ROI中的组织展现出反向散射系数的空间不连续性(例如，肝组织中的暗血管或低回声或高回声局灶性病变)，则该方法容易出现估计误差。另一方面，频谱频移方法对反向散射的空间变化是更鲁棒的，但如果高斯形状发射脉冲的假设变得无效，则其将失败。因此，已经提出了混合方法，其涉及这两种方法的元素。例如，参见H.Kim等人的“Hybrid Spectral DomainMethod for Attenuation Slope Estimation”(Ult.In Medicine and Biol.，第34卷，第11期，第1808-1819页(2008年))。
图1图示了一种超声系统，该系统使用频谱强度方法和频谱频移方法两者来估计声学衰减系数，并且因此根据本发明的原理检测仰角孔口阻塞的存在。在附图中，以框图形式示出了根据本发明的原理构造的超声系统。换能器阵列12被提供在超声探头10中，以用于发射超声波和接收回波信息。该实施方式中的换能器阵列12是换能器元件的一维(1D)阵列，其能够通过在平面中转向和聚焦波束来扫描元件行前面的方位角平面。作为仅单个元件宽，1D换能器探头的阵列不具有在正交仰角方向上转向或聚焦波束的能力。然而，大多数1D阵列探头被构造有固定仰角焦点，该固定仰角焦点通过使用换能器元件的透镜或整形将仰角维度上的发射超声整形为一般沙漏形状。沙漏形状的最窄点是仰角维度上的固定焦点。仰角聚焦也可以通过在元件的中心行的任一侧使用几个换能器元件来实现，这些元件被连接以与中心行固定同步地操作，从而通过相位发射产生固定仰角聚焦，即所谓的1.5D(或1.xD)阵列换能器。换能器阵列的元件通过探头线缆耦合到发射/接收(T/R)开关16，该开关在发射与接收之间切换并保护波束形成器18免受高能发射信号影响。在波束形成器的控制下，来自换能器阵列12的超声波束的发射由耦合到T/R开关和波束形成器的波束形成器控制器17引导，该波束形成器接收来自用户接口或控制面板38的用户的操作的输入。在由控制器控制的发射特性中间是发射波形的方向、数目、间隔、幅度、相位、频率、极性和分集。在脉冲发射的方向上形成的波束可以转向为从换能器阵列径直向前，或者转向于不同的角度以用于更宽的扇形视场。波束形成器可以处理其接收的模拟形式的回波信号，或者可以数字化信号样本并且以数字方式处理回波信号。
由阵列的元件接收的回波由波束形成器18通过适当地延迟它们并且然后将它们组合以产生相干回波信号来波束形成。例如，波束形成器18可以具有128个信道，其中的每个通过128元件阵列换能器的特定元件来控制发射并延迟从该特定元件接收的信号。
相干回波信号经历信号处理器20的信号处理，其包括通过数字滤波器的滤波和如通过空间或频率复合的噪声(散斑)减少。信号处理器20的数字滤波器可以是例如美国专利US 5833613(Averkiou等人)中公开的类型的滤波器。然后将回波信号耦合到正交带通滤波器(QBP)22。QBP执行三个功能：对RF回波信号数据进行频带限制，从而产生回波信号数据的同相和正交对(I和Q)，并且抽取数字采样率。QBP包括两个单独的滤波器，一个产生同相样本，并且另一个产生正交样本，其中，每个滤波器由实施FIR滤波器的多个乘法器-累加器(MAC)以数字实施方式来形成。
波束形成和处理的相干回波信号被耦合到一对图像数据处理器。B模式处理器26产生针对身体中的结构(诸如组织)的B模式图像的图像数据。B模式处理器通过计算(I2+Q2)1/2形式的回波信号幅度来执行正交解调的I和Q信号分量的幅度(包络)检测。正交回波信号分量也被耦合到多普勒处理器24。多普勒处理器24存储来自图像场中的离散点的回波信号的系综，其然后被用于利用快速傅里叶变换(FFT)处理器来估计图像中的点处的多普勒频移。采集系综的速率确定了系统可以准确测量并在图像中描绘的运动的速度范围。多普勒频移与图像场中的点处的运动成比例，例如血流和组织运动。对于彩色多普勒图像数据，对血管中的每个点处的估计多普勒流量值进行壁滤波，并且使用查找表将其转换为颜色值。壁滤波器具有可调节的截止频率，高于或低于该截止频率的运动将被抑制，诸如当对流动血液成像时血管的壁的低频运动。B模式图像数据和多普勒流量值被耦合到扫描转换器28，其将B模式和多普勒样本从其采集的R-θ坐标转换为笛卡尔(x,y)坐标，从而以期望的显示格式显示，例如，直线显示格式或扇形显示格式。可以单独显示要么B模式图像要么多普勒图像，或者在解剖配准中一起显示这两者，其中，彩色多普勒覆盖物示出图像中的B模式处理的组织和血管中的血流。另一种显示可能性是并排显示已不同地处理的相同解剖结构的图像。该显示格式在比较图像时很有用。经扫描转换的图像数据(B模式和多普勒数据两者)被耦合到图像数据存储器30并存储在图像数据存储器30中，其中，其被存储在根据从其采集图像数据值的空间位置可寻址的存储器位置中。由换能器探头扫描的平面的二维图像由存储在图像数据存储器中的图像数据来组装，并且耦合到显示处理器34以用于进一步增强、缓冲和临时存储以显示在图像显示器36上。
根据本发明，由QBP滤波器22产生的I、Q数据也耦合到衰减系数处理器40。衰减系数处理器使用来自QBP滤波器的相位敏感I、Q回波信号数据执行频谱强度差异和频谱频移算法。对于ROI中的每个点，衰减系数处理器通过频谱强度差异方法产生衰减系数估计α1，并且通过频谱频移方法产生衰减系数估计α2。衰减系数被耦合到置信度处理器42、仰角阻塞检测器处理器44和映射处理器46。置信度处理器利用衰减估计来产生针对ROI中的每个点的置信度因子值，其被转发到映射处理器46以用于产生ROI的置信度图。针对ROI中的点的置信度因子值可以通过多种已知技术来确定。例如，为了衰减系数估计的频谱强度差异方法对准确的系数斜率估计有效，需要以下表达式独立于f：
其将是是否：
可以通过计算以下等式来确定情况是否如此：
衰减系数估计的置信度在u较小时较大，并且在u较大时较低。以这种方式为通过频谱差异方法计算的衰减系数图的每个像素计算的u值的图因此将向用户通知衰减系数图的可信度和在整个衰减系数图中的点的系数估计的准确度。
置信度因子值也被耦合到仰角阻塞检测器处理器44。映射处理器46还接收针对ROI中的每个点的衰减系数值，以用于ROI的衰减系数图的组装。仰角阻塞检测器处理器接收由这两种方法产生的衰减系数估计和针对ROI中的每个点的置信度因子值，以用于仰角阻塞的可能检测，如下文更充分地描述的。如果检测到仰角阻塞，则向用户警报处理器48发送信号以用于向系统操作者产生检测到的状况的警报。由映射处理器46产生的图和由用户警报处理器48产生的用户警报被耦合到图形生成器49，以用于结合超声图像由显示处理器34显示在显示器36上。如果衰减图不是在期望的显示坐标中产生的，例如在笛卡尔坐标而不是径向坐标中，则图值可以耦合到扫描转换器28以用于坐标转换。另一备选方案是用于映射处理器46以执行坐标转换。用户控制面板38还耦合到图形生成器，以用于接收和显示由用户在用户控件上输入的字母数字数据，诸如患者姓名。用户警报也可以通过超声系统的扬声器(未示出)可听地再现。
根据本发明的另外的方面，由仰角阻塞检测器处理器44使用由两种估计方法产生的声学衰减系数值，以以若干不同方式之一检测仰角孔口阻塞。一种方式通过图2的流程图图示，其利用了两种衰减系数估计技术的平均值。在步骤50中，由衰减系数处理器通过频谱强度差异方法来估计针对ROI中的特定点的声学衰减系数。在步骤52中，由衰减系数处理器通过频谱频移方法来估计针对ROI中的相同点的声学衰减系数。两个估计α1和α2被耦合到仰角阻塞检测器处理器，其中，它们在步骤54中被用于计算两个衰减系数值的平均值(α1+α2)/2。两个衰减系数值的这种组合在步骤56中由仰角阻塞检测器处理器使用，以检查阻塞准则，并且从而检测仰角阻塞的存在，如下文详细描述的。如果检测到阻塞，则在步骤58中发出警报。
图3图示了用于使用衰减系数估计α1和α2的不同组合来检测仰角阻塞的存在的过程，该组合是绝对差异，表达为在步骤60中，由衰减系数处理器通过频谱强度差异方法来估计针对ROI中的特定点的声学衰减系数。在步骤62中，通过频谱频移方法来估计针对相同点的声学衰减系数。然后在步骤64中，使用两个估计α1和α2来计算它们的绝对差异。然后在步骤66中，由仰角阻塞检测器处理器使用绝对差异值来检测仰角阻塞的存在。如果检测到阻塞，则在步骤68中发出警报。
图4图示了用于使用衰减系数估计α1和α2的第三组合来检测仰角阻塞的存在的过程，该组合是相对差异，表达为在步骤70中，由衰减系数处理器通过频谱强度差异方法来估计针对ROI中的特定点的声学衰减系数。在步骤72中，通过频谱频移方法来估计针对相同点的声学衰减系数。然后在步骤74中，使用两个估计α1和α2来计算它们的相对差异。在步骤76中，由仰角阻塞检测器处理器使用相对差异值来检测仰角阻塞的存在。如果检测到阻塞，则在步骤78中发出警报。
图5a-5c图示了体模的超声图像，其示出了仰角孔口阻塞的效应。在每个图的左侧是体模的无限制的B模式图像82。在图5a的右侧，在没有孔口阻塞的情况下对体模进行成像，并且计算针对体模的ROI的衰减系数图80。这些图示的衰减系数图是通过采取来自频谱强度差异方法和频谱频移方法的估计的平均值并将图叠加在图像中的ROI上来生成的。图5a的衰减系数图被视为具有均匀的阴影，并且与体模的已知衰减系数(其是大约0.50dB/MHz/cm)一致。然后将一块包含肋骨的猪组织放置在体模的顶部，然后通过肋骨的肋间空间对其进行成像。图5b和5c呈现了在由肋骨的两个水平的仰角孔口阻塞的影响下的B模式图像和衰减图。在图5b中，肋骨呈现相对低的阻塞量，并且在图5c中，肋骨呈现较大的阻塞量。图5b中的衰减系数图的较浅阴影证明衰减的低程度的初级高估，具有～0.7dB/MHz/cm的平均衰减系数。在图5c中的较大孔口阻塞的情况下，在声学系数图80中衰减的甚至更大高估明显，具有～0.9dB/MHz/cm的平均衰减系数。在肝脏诊断的情况下，归因于声学衰减的高估或低估的声学衰减中的测量偏差将导致不准确的肝脏脂肪定量和受损的诊断决策制定。
图6a和6b图示了B模式图像，其中，衰减系数图不是通过多种衰减系数估计方法产生的，而是分别通过单独的频谱频移方法和单独的频谱强度差异方法产生的。对于这些测量结果，使用具有0.50dB/MHz/cm的声学衰减系数的体模，其中，将仰角孔口的30％阻塞直接应用于探头。从图6a右侧的彩色条的阴影看出，衰减系数图80在近场中呈深色阴影，、在远场中具有浅色阴影贴片，这证明了从0.50dB/MHz/cm的标称值对近场中的衰减的低估和对远场中的衰减的高估。在图6b中，其中，衰减系数估计是通过频谱强度差异方法产生的，衰减图80的阴影证明近场中的显著高估。可以将这些衰减图与图6c中的衰减图80进行比较，其是通过对由两种方法产生的估计进行平均来产生的，并且在衰减图的中间部分证明了仅小程度的高估。
图6a-6c的衰减图图示了由本发明人得出的两个结论。一个是两种衰减系数估计方法的估计的组合通常比单独的单个方法更准确。另一个是衰减系数估计的准确度能够随着图像深度而在低估与高估之间变化。后一个特性可以通过绘制作为深度的函数的通过各种技术从通过不同组织的声学发射产生的衰减估计来说明。对于图7的曲线图，α1指代通过频谱强度差异方法估计的声学衰减系数，α2指代通过频谱频移方法估计的声学衰减系数，并且α0是真实数据(ground truth)，即检查中的组织的真实声学衰减值。测量偏差被定义为α1-α0或α2-α0；两种估计方法之间的测量差量被定义为α1-α2，测量平均值是(α1+α2)/2，并且平均偏差是(α1+α2)/2-α0。
图7的曲线图用于阵列换能器，其以4.8cm的深度处的方位角焦点、7cm的深度处的仰角焦点以及40％的仰角孔口减少进行操作。被测量的受检者是均匀的肝组织，具有0.56db/MHz/cm的声学衰减系数和1540m/sec的声速(SOS)。覆盖肝组织的是具有较低SOS的2cm脂肪层，从而呈现像差问题。图7中的每条曲线图示了衰减测量偏差相对于零偏差的标称基线的变化。图7a图示了仰角孔口阻塞的效应。在图7a中，3cm深度处的最低曲线是通过频谱频移方法估计衰减时的偏差变化。该曲线示出了大约3cm的近场中的衰减的低估，在大约5cm的深度处变为高估。该方法在7cm的仰角焦深处不产生偏差，并且在更深的深度处产生非常小的偏差。在3cm处从顶部向下的第二曲线是在通过频谱差异方法估计衰减时的偏差的变化。该曲线示出了近场中的高估，峰值大约4.2cm，并且在仰角焦深处下降到零偏差，并且此后维持最小。从底部向上3cm处的第二曲线是平均偏差的变化，并且示出低估-高估-标称曲线，类似于频谱频移方法曲线，但具有更大的适度性。3cm处的最高曲线具有两种方法的测量差量，其在近场中展现出显著的高估，跟随有在方位角焦点之后的小的低估，并且在仰角焦点及此后没有显著的偏差。不同的曲线被视为展现出对图像场中的不同深度处的真实衰减的高估和低估的不同图案。
图7b的曲线示出了由脂肪层的像差效应引起的测量偏差。在4.5cm的深度处，上曲线用于频谱频移方法，向下第二曲线是平均偏差，向下第三曲线用于频谱差异方法，并且底部曲线是测量差量曲线。这些曲线表明，针对所有测量结果的偏差在4.8cm的方位角焦深附近最大。否则，归因于像差效应的测量偏差远小于归因于仰角孔口阻塞的测量偏差。
图7c示出了针对孔口阻塞和像差两者的组合效应的测量偏差曲线。如图7a与图7c的比较所示，组合效应曲线在很大程度上由孔口阻塞曲线的图案主导，并紧密跟随孔口阻塞曲线的图案。因此，可以得出结论，仰角孔口阻塞是衰减测量偏差的主要来源，并且来自像差的效应是可忽略的。还发现，方位角焦点位置对测量偏差的发展比仰角焦点位置更不显著。还发现，更多的孔口阻塞引入更高的测量偏差。关于不同的衰减系数估计方法，频谱强度差异方法主要在仰角焦点的焦前区域中在α1中引入高估，并且然后在焦后区域中引入轻微低估。相反，频谱频移方法初始在α2中产生低估，跟随有在焦前区域中的高估。然后，曲线在焦点处再次越过零点，并且在焦后区域继续轻微低估。
根据前述内容，本发明人已开发了一种用于评价指示仰角孔口阻塞的多个准则的过程。首先，使用从多种衰减系数估计方法开发的度量，诸如通过两种方法的估计的平均值((α1+α2)/2)、绝对差异度量或相对差异度量，如上文所定义的。其次，评估组织同质性。当检查中的组织没有主要导管和血管时本发明的过程是最有效的，对频谱强度差异方法的准确度进行支撑的状况。跟随这些初步步骤，当满足以下准则中的多个准则时(焦区参考换能器的仰角焦点)，检测到仰角阻塞：
1)针对所选择的度量的近场中的平均(或峰值)测量偏差大于T1，其中，T1是正阈值。阈值T1是凭经验确定的；对于绝对差异度量，已经发现0.3dB/MHz/cm的阈值是适合的。其他度量将具有它们自己对应的T1阈值。
2)远场焦周和焦后区的平均测量偏差小于正阈值T2。再次，T2阈值是凭经验确定的，并且不同的度量将具有它们自己的阈值；针对绝对差异度量的适合的T2阈值是0.1dB/MHz/cm。
3)差量曲线(参见图7c，3cm处的顶部曲线)在焦周区中展现出一个或两个过零点。
4)在焦前区中存在低置信度因子评分。
虽然前述准则当被满足时通常都指示孔口阻塞，但是使用准则中的多个准则来识别仰角孔口阻塞更有效，并且当使用所有四个准则时，技术最为鲁棒。
一旦已经识别仰角孔口阻塞的存在，则通知用户该确定。图8a图示了具有叠加在图像中的ROI上的置信度因子图90的B模式图像82。置信度图的上(近场)部分中的较暗阴影指示针对该部分中的衰减系数估计的低置信度评分。置信度图下方是通知超声医师“检测到仰角阻塞”的用户警报。图8b类似地示出了具有叠加的衰减系数图80和“检测到仰角阻塞”警报的B模式图像。可以额外地或备选地使用音频警报。
除了利用警报通知超声医师仰角孔口阻塞问题之外，提供关于减少或最小化阻塞的方式的引导也是可能的。例如，可以向超声医师呈现消息，从而建议向换能器施加更多的压力，并且使换能器取向为更平行于肋间空间。另一消息可以建议患者姿势的调节。肝脏检查中的患者可以被要求进一步伸展右臂并将其举过头部，或者如果目前处于仰卧位，则采取左侧卧位。另一消息可以建议将声窗从肋间入路改变为肋下入路。然而，另外的消息可以建议使用具有较小占用空间的不同腹部换能器。这对具有窄肋间空间的儿科患者和成人患者特别有帮助。
图9是根据本发明的用于检测仰角孔口阻塞的方法的流程图。在步骤102中，超声探头被用于从图像场采集超声回波信号。在步骤104中，如通过波束形成对回波信号进行处理以产生相干回波信号。在步骤106中，通过诸如频谱频移方法和频谱强度差异方法的两种不同的方法来估计声学衰减系数值。在步骤108中，根据衰减系数值产生阻塞度量。例如，度量可以基于通过两种不同的方法估计的声学衰减系数的平均值、绝对差异或相对差异。在步骤110中，检查涉及度量(诸如衰减测量偏差的高估或低估)的准则，以识别仰角孔口阻塞的存在。在步骤112中，当识别仰角孔口阻塞时产生警报。
应当注意，适用于在本发明的实施方式中使用的超声系统，并且特别是图1的超声系统的部件结构，可以以硬件、软件或其组合来实施。超声系统的各种实施例和/或部件及其控制器，或其中的部件和控制器，也可以实施为一个或多个计算机或微处理器的部分。计算机或处理器可以包括计算设备、输入设备、显示单元和接口，例如，以用于访问互联网。计算机或处理器可以包括微处理器。微处理器可以连接到通信总线，例如，以访问PACS系统或用于导入训练图像的数据网络。计算机或处理器还可以包括存储器。诸如图像数据存储器30的存储器设备可以包括随机存取存储器(RAM)和/或只读存储器(ROM)。计算机或处理器还可以包括存储设备，其可以是硬盘驱动器或可移除存储驱动器，诸如软盘驱动器、光盘驱动器、固态拇指驱动器等。存储设备也可以是用于将计算机程序或其他指令加载到计算机或处理器中的其他类似单元。
如本文所使用的，术语“计算机”或“模块”或“处理器”或“工作站”可以包括任何基于处理器或基于微处理器的系统，包括使用微控制器、精简指令集计算机(RISC)、ASIC、逻辑电路和能够执行本文所描述的功能的任何其他电路或处理器的系统。上述示例仅是示例性的，并且因此不旨在以任何方式限制这些术语的定义和/或含义。
计算机或处理器执行存储在一个或多个存储元件中的指令集，以便处理输入数据。存储元件还可以根据期望或需要存储数据或其他信息。存储元件可以采取处理机内的信息源或物理存储器元件的形式。包括如上所述控制超声图像的采集、处理和显示的指令的超声系统的指令集可以包括指示作为处理机的计算机或处理器执行诸如本发明的各种实施例的方法和过程的特定操作的各种命令。指令集可以采取软件程序的形式。软件可以采取各种形式，诸如系统软件或应用软件，并且可以实现为有形和非瞬态计算机可读介质。上文给出的用于衰减系数估计和映射的不同方法的等式，以及用于产生上文所描述的置信度图的计算，通常由软件例程计算或在软件例程的指导下计算。此外，软件可以采取分离的程序或模块的集合的形式，诸如衰减系数计算模块，或较大程序或程序模块的部分内的衰减系数映射程序模块。软件还可以包括以面向对象编程的形式的模块化编程。由处理机对输入数据的处理可以响应于操作者命令，或者响应于先前处理的结果，或者响应于由另一处理机做出的请求。
此外，以下权利要求的限制不是以单元加功能的形式书写的，并且不旨在基于35U.S.C.112第六段进行解释，除非并且直到这样的权利要求限制明确使用短语“用于……的单元”跟随有没有进一步结构的功能的陈述。
Claims (18)
1.一种产生图像场的衰减系数图的超声诊断成像系统，包括：
超声探头，其具有适于从图像场采集超声回波信号的换能器阵列；
波束形成器，其适于处理所述超声回波信号以产生针对所述图像场的超声图像的相干回波信号；
衰减系数处理器，其被耦合到所述波束形成器，并且适于估计针对衰减系数图的衰减系数值；
仰角阻塞检测器处理器，其被耦合到所述衰减系数处理器，并且适于产生从通过两种不同的估计方法产生的衰减系数的估计所开发的度量，
其中，所述仰角阻塞检测器处理器还适于在满足基于所述度量的一个或多个准则时识别仰角孔口阻塞的存在；并且
其中，所述系统还适于响应于对所述仰角孔口阻塞的存在的识别而产生警报。
2.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述度量基于衰减系数测量偏差。
3.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述度量基于通过所述两种不同的估计方法估计的声学衰减系数的平均值、绝对差异或相对差异。
4.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述两种不同的估计方法还包括频谱频移方法和频谱强度差异方法。
5.根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述准则还包括对作为深度的函数的所述度量的评价。
6.根据权利要求5所述的超声诊断成像系统，其中，所述准则还包括对作为深度的函数的准确衰减系数值的高估或低估的评价。
7.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述系统还适于提供关于如何减少或最小化所述阻塞的引导。
8.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，还包括：置信度处理器，其适于产生置信度因子值；以及
映射处理器，其适于产生针对衰减系数的置信度因子图。
9.根据权利要求8所述的超声诊断成像系统，还包括：
显示器，其适于产生具有叠加在其上的所述置信度因子图的超声图像。
10.根据权利要求9所述的超声诊断成像系统，其中，所述显示器还适于与所叠加的置信度图的显示同时地显示所述警报。
11.根据权利要求9所述的超声诊断成像系统，其中，所述显示器还适于与衰减系数图的显示同时地显示所述警报。
12.根据权利要求5所述的超声诊断成像系统，其中，所述准则还包括对作为深度的函数的衰减系数的低估或高估的评价。
13.根据权利要求5所述的超声诊断成像系统，其中，所述准则还包括置信度评分。
14.根据权利要求5所述的超声诊断成像系统，其中，所述准则还包括对组织同质性的评估。
15.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述准则中的一个准则基于所述两种不同的估计方法之间的测量差异的曲线随深度的过零点的数目。
16.一种利用超声诊断成像系统在声学衰减系数映射期间检测仰角孔口阻塞的方法，包括：
操作超声探头以从图像场采集超声回波信号；
根据所述回波信号来产生相干回波信号；
通过两种不同的衰减系数估计方法来估计衰减系数值；
根据衰减系数的估计值来产生阻塞度量；
根据所述阻塞度量的准则来识别仰角孔口阻塞；并且
当仰角孔口阻塞被识别时产生警报。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，通过两种不同的衰减系数估计方法来估计衰减系数值还包括：通过频谱频移方法和通过频谱强度差异方法来估计衰减系数值。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，根据衰减系数的估计值来产生阻塞度量还包括：基于通过所述两种不同的估计方法估计的声学衰减系数的平均值、绝对差异或相对差异来产生度量。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication |