專利名稱：超聲成像方法和設備的制作方法
技術領域：
本發(fā)明一般涉及醫(yī)學超聲成像，且尤其涉及采用超聲造影劑確定更準確體積的方法和設備。
超聲診斷成像系統(tǒng)能夠以完全無創(chuàng)的方式進行體內生理性成像和測量。超聲波從皮膚表面發(fā)射到體內并從體內的組織和細胞反射回來。反射回波由超聲換能器接收并處理以生成圖像或進行血流測量。從而這種診斷可以無需介入患者體內。
已知作為造影劑的材料可引入體內以增強超聲診斷。造影劑是與超聲波產生較強相互作用的物質，從造影劑返回的回波可與那些從血液和組織返回的回波有顯著的區(qū)別。已發(fā)現(xiàn)作為超聲造影劑特別有用的一種物質是氣體，其呈現(xiàn)稱為微泡的小氣泡形式。
微泡在體內呈現(xiàn)顯著的聲學阻抗不匹配，且在一定聲場內呈現(xiàn)非線性特性，可通過特定超聲處理容易地檢測到這種聲場。以較小微泡形式穩(wěn)定地存在于溶液內的氣體被注入體內并且在肺部系統(tǒng)中存在和在整個脈管系統(tǒng)中循環(huán)。微泡造影劑對于體內脈管系統(tǒng)的成像是有用的，例如，造影劑可注入血流中并隨著血液供應通過身體的靜脈和動脈直到在肺、腎和肝中從血流中濾出。
超聲回波心動描記成像系統(tǒng)用于評估心臟功能。可采用這些系統(tǒng)對心臟功能進行定性評估，例如通過觀察流過血管和瓣膜的血流以及心瓣膜的工作情況。心臟性能的定量測量也可通過這類系統(tǒng)獲得。例如，可測量血流速度以及組織和內腔，如心臟腔室的尺寸。這些測量可生成心臟功能的量化值，如射血分數(shù)和心輸出量。
對于心臟，測定準確和可再現(xiàn)的左心室(LV)容積和射血分數(shù)已顯示是重要的預測指示。這種準確和可再現(xiàn)的測定長期以來一直是超聲成像系統(tǒng)的目標。隨著充血性心力衰竭的發(fā)生率的日益增高以及對受該疾病折磨的患者進行密切監(jiān)視的需要的日益增長，這種測量的重要性無疑會增加。
近來圖像質量的改善，特別是諧波成像，已顯著提高了心內膜邊界的可視性。然而，雖然有諧波成像所表明的改善，仍然存在相當數(shù)目的患者他們的心內膜邊界的可視性仍是問題。就此，F(xiàn)DA已批準采用超聲造影劑來提高這些患者的心內膜可視性。
隨著由諧波成像和造影劑提供的邊界可視性的改善，人們試圖采用單平面超聲數(shù)據(即二維)來測量整個心動周期的心臟容積。尤其重要的是舒張末期容積和收縮末期容積，因為它們分別表示LV通常處于其最大和最小容積的時候。然而，采用一個超聲平面進行準確測量有問題，因為需要假設認為心臟是對稱的。這會導致不準確計算。已證明采用多平面使計算更為穩(wěn)健，然而這些平面必須在不同時間采集。而且，為獲得正確的穿過頂點的心臟切片(例如無上述缺陷)，要十分仔細。這也常常導致計算誤差。
此外，如上所述，在二維中必須采用造影劑來通過假設LV內腔為一定的對稱形狀來估計容積。而且，要在不同時間采集兩個視圖，此時，醫(yī)生不得不移動換能器以觀察LV內腔的另一個切片。
因此，需要一種改進的采集超聲圖像的方法以克服當前技術中的這些問題。
根據本公開的實施例，一種采用造影劑生成三維(3D)全部體積超聲圖像的方法，包括通過觸發(fā)在多個心動周期上與ECG同步地采集多個子體積的超聲圖像數(shù)據。采集包括兩個采集協(xié)議中的至少一個。第一采集協(xié)議包括采用的輸出聲功率對低水平的非線性組織信號足夠低但又足以在超聲圖像數(shù)據采集期間從造影劑(例如微泡)獲得強響應。為從造影劑(例如微泡)獲得足夠強的信號，當在超聲數(shù)據采集期間以實時更新的速率(例如，15-20Hz)進行成像時，常常需要導致一定水平的微泡破壞的功率水平。第二采集協(xié)議包括采用在超聲圖像數(shù)據采集期間足以導致造影劑破壞的輸出聲功率。以一定方式選擇對多個子體積的各個超聲圖像數(shù)據采集的觸發(fā)，以使被破壞的造影劑能夠在接下來觸發(fā)隨后的子體積的超聲成像數(shù)據采集之前由新的造影劑代替。此外，合并來自多個子體積的超聲圖像數(shù)據以生成3D全部體積超聲圖像數(shù)據。


圖1是適于實施本公開一個實施例的超聲診斷成像系統(tǒng)的方框示意圖；圖2是三維圖像體積和圖像體積的體積片斷的示意表示；圖3是根據本公開一個實施例的ECG波形和雙觸發(fā)序列的例證性視圖；圖4是分成N個體積片斷的三維圖像體積的橫截面圖，其中N等于4；圖5是圖4中三維圖像體積的橫截面圖，其中每個體積片斷又分成N個子體積片斷；圖6是根據本公開一個實施例的超聲診斷成像系統(tǒng)的示意性方框圖；圖7是根據本公開一個實施例的心臟超聲成像方法實例的流程圖；圖8是采用根據本公開一個實施例的方法和設備生成的部分體積的顯示圖像視圖；以及圖9是采用根據本公開一個實施例的方法和設備生成的另一部分體積的顯示圖像視圖。
根據本公開的實施例，一種方法和設備利用矩陣探頭和活動三維(3D)以采用造影劑并通過舒張末期和收縮末期觸發(fā)采集子體積獲得更準確的左心室(LV)容積，如在此所更進一步描述的。
關于心臟超聲成像，象左心室這樣的解剖體結構本來就是三維的。為獲得左心室準確的容積測量，必須采集三維數(shù)據。三維心臟成像的目標是獲得舒張末期和收縮末期兩處的準確的左心室容積測量，從而可估計射血分數(shù)和心輸出量。因此，需要改進三維心臟超聲成像的方法和設備。
根據本公開的一個實施例，一種方法包括與患者部分心動周期同步采集表示患者體內感興趣的圖像體積的三維體積片斷的超聲圖像數(shù)據，并合并表示這些體積片斷的圖像數(shù)據以提供表示該體積的三維超聲圖像的圖像數(shù)據。在一個實施例中，圖像數(shù)據采集與患者心動周期的舒張末期和收縮末期相位同步(即在此觸發(fā))，從而相應的圖像表示各相位處的圖像體積。換句話說，給定三維子體積片斷的圖像數(shù)據與患者N個連續(xù)心動周期的每個周期中的相應舒張末期和收縮末期相位同步采集。三維圖像的相應圖像可在圖像體積的圖像數(shù)據采集完成之后進行顯示。
已發(fā)現(xiàn)造影劑能提供第二諧波響應以在相應的激發(fā)基頻處撞擊超聲能量。該第二諧波響應能量可用于提供關于在造影劑給定鄰近區(qū)域內周圍組織的增加的診斷信息。除基頻外，第二諧波響應出現(xiàn)于造影劑在增加的超聲壓力下將能量“映射”到基頻的諧波中時。然而，當基于微泡的造影劑受足夠高的能量驅動而產生共振時，它們可能遭到破壞。如果聲功率足夠高，微泡可能在一個脈沖后遭到破壞。然而如果微泡受到多脈沖成像，在低聲功率情況下仍可能出現(xiàn)微泡破壞。
此外，在超聲場下的造影劑共振和產生的回波信號可由任何合適的超聲掃描器接收和檢測。較高的發(fā)射功率增加微泡的反向散射橫截面，特別是在諧波模式中。因此，微泡散射較大部分撞擊超聲信號。然而，由于微泡破壞增加且產生較低濃度的微泡，造影效應的持續(xù)時間在高功率水平時較短。因此，在此所公開的成像序列可用于幫助通過采用微泡提供的總造影效應最佳化。
此外，與上述討論相關，造影劑可能在低MI’s(0.1)處以正常幀速率(即，15-20Hz)受到破壞。在相同MI下的單幀超聲不一定會破壞微泡，也就是說，更多幀才會破壞微泡。因此，在一個實施例中，雙觸發(fā)無需那種只通過沖擊微泡一次就可有效使其破壞的聲學輸出功率。微泡具有較小超聲曝光量這一事實使增強效果持續(xù)得更久。本公開的實施例尋求通過使超聲曝光量最小化同時使信噪比最大化來產生最小破壞。在0.1MI時沖擊氣泡三十(30)次可使其破壞，但在0.2MI(猛烈程度為兩倍)時沖擊同一氣泡兩(2)次可能不會使其破壞。0.2MI由于至少兩個原因而具有更高的信噪比——更多的成像氣泡以及由于更強的發(fā)射信號而導致從氣泡返回更強的信號。這些實施例還包括輸出聲學能量提供足夠高的MI(例如，在0.7數(shù)量級或基于特定應用的特定造影劑的更高MI)以致通過沖擊氣泡一次就可使其破壞的情形。在這種情形下，觸發(fā)之間的額外時間允許被破壞的微泡由新的微泡補充。
根據本公開的一個實施例，成像序列與患者ECG同步，允許獲得所需的幀系列，在此進一步進行描述。對一系列心動周期，成像序列使用每個心動周期的雙觸發(fā)。一系列采集的子體積允許合并在一起以由多個心臟周期形成部分心臟周期的完整體積圖像。選擇在此所述的成像序列以控制微泡破壞量(即使總微泡破壞量最小化)，從而允許延長造影效應。結果，改善了確定射血分數(shù)和容積計算所需要的心內膜邊界檢測，從而使該確定更容易。
圖1是適于實施本公開各實施例的超聲診斷成像系統(tǒng)10的方框示意圖。超聲發(fā)射器12通過發(fā)射/接收(T/R)開關14與換能器陣列16耦合。換能器陣列16包括用于進行三維掃描的換能器元件二維陣列。換能器陣列16向待成像區(qū)域發(fā)射超聲能量并接收從患者體內各結構和組織反射的超聲能量或回波。發(fā)射器12包括發(fā)射波束形成器。通過適當延遲由發(fā)射器12施加到每個換能器元件的脈沖，發(fā)射器沿所需要的發(fā)射掃描線發(fā)射聚焦的超聲波束。
根據一個實施例，陣列換能器16包括如在授予本公開受讓人的美國專利US 6,428,477中公開的二維陣列，該專利的內容在此引入作為參考。US 6,428,477公開了治療超聲的傳遞和采用二維超聲陣列進行超聲診斷成像。該二維超聲陣列包括換能器元件矩陣或“柵格”。具有換能器元件柵格或矩陣能夠采集三維(3D)圖像。也就是說，換能器元件矩陣使超聲能量向任何方向轉向和電子聚焦成為可能。不象二維超聲陣列，典型的單列換能器元件只能在一個平面內進行轉向和電子聚焦。
換能器陣列16通過T/R開關14與超聲接收器18耦合。從患者體內給定點反射的超聲能量由換能器元件在不同時間進行接收。換能器元件將接收的超聲能量轉換成接收電信號，其由接收器18放大并提供到接收波束形成器20。來自每個換能器元件的信號被分別延遲，而后由波束形成器20合計以提供波束形成器信號，該信號表示沿給定接收掃描線上的反射超聲能量水平。如現(xiàn)有技術所公知的，施加到接收信號上的延遲可在超聲能量接收期間改變以產生動態(tài)聚焦。對多個掃描線重復該過程以提供用于生成患者體內感興趣區(qū)域的圖像的信號。由于換能器陣列是二維的，可在方位角和仰角上操控接收掃描線以形成三維掃描圖案。波束形成器例如可以是在任何合適的商用醫(yī)學診斷超聲儀器中所采用的數(shù)字波束形成器。
波束形成器信號存儲在圖像數(shù)據緩沖器22中，該緩沖器22，如下所述，存儲圖像體積的不同體積片斷的圖像數(shù)據和心動周期不同點處的圖像數(shù)據，如在此進一步所描述的。圖像數(shù)據從圖像數(shù)據緩沖器22輸出到顯示系統(tǒng)24，該顯示系統(tǒng)24由該圖像數(shù)據生成感興趣區(qū)域的三維圖像。顯示系統(tǒng)24可包括將來自波束形成器20的扇形掃描信號轉換成常規(guī)光柵掃描顯示信號的掃描轉換器。
系統(tǒng)控制器26提供超聲診斷成像系統(tǒng)的總控制。系統(tǒng)控制器26執(zhí)行定時和控制功能并通常包括微處理器和相關存儲器。此外，ECG設備28包括連接到對象或患者上的ECG電極。ECG設備28向系統(tǒng)控制器26提供ECG波形以使成像與患者心動周期同步，如下面所進一步描述的。
在操作中，將造影劑例如通過上腔靜脈注入患者血流中。造影劑提高血池相對于患者組織的反向散射。在由顯示系統(tǒng)24顯示的超聲圖像顯示中，血液呈現(xiàn)黑色，組織呈現(xiàn)白色，其中造影劑的采用提高了血液和組織之間的對比度。如在此所述的，在一個實例中，超聲能量通過超聲探頭16施加到心臟30上，并產生回波。超聲回波通過超聲探頭16由接收器18接收，并由超聲診斷成像系統(tǒng)10的顯示系統(tǒng)24生成結果圖像。這些圖像而后可用于診斷分析。例如，所生成的圖像可用于確定包含在其內的各種邊界并表征患者心臟的射血分數(shù)和進行容積計算。
圖2示出可根據本發(fā)明對其采集圖像的三維圖像體積50的實例。圖像體積50可具有圓錐形狀，其頂點52在換能器陣列16的中心處。圖像體積50的圖像數(shù)據可由三維超聲成像采集。圖像體積50還具有參考標記54所指示的角度特征。體積50例如可以成像為多個二維扇形切片。錐形圖像體積50的直徑可用所需接收線的數(shù)目限定以達到所需的分辨率。采集體積50的完整圖像所需接收線的數(shù)目由πL2/4給定。其中L是以接收線數(shù)為單位的錐形圖像體積50的直徑。因此，例如，當圖像體積50具有120條接收線的直徑時，采集體積50的圖像數(shù)據需要11,304條接收線。
在本公開的一個實施例中，超聲診斷成像涉及心臟成像。為有利于心臟成像，圖像體積50可被分成用于患者心臟成像的三維體積片斷。圖4提供體積片斷的一個實例。體積片斷60是由第一邊62至第二邊64的錐形圖像體積50的三維切片，且可成像為一系列二維扇形切片70，72，74和76。全部圖像體積50被分成體積片斷，如在此所進一步描述的。
構成圖像體積50的體積片斷可具有任何所需尺寸和形狀。因此，例如，體積片斷的橫截面可以是方形、矩形、圓形或不規(guī)則形狀。此外，在單個圖像體積中不同體積片斷可具有不同尺寸和形狀。此外，體積片斷無需成像為一系列二維切片。采用足夠數(shù)目的發(fā)射和接收線來獲得所需的圖像分辨率，其采用適合于所需模式的成像協(xié)議。對于給定圖像體積，對體積片斷的尺寸、形狀和數(shù)目的選擇可部分基于在如下所述的特定心臟相位期間圖像數(shù)據采集的可用時間。對應于不同體積片斷的圖像數(shù)據可用不同孔徑的換能器陣列16采集。
應當懂得，圖像體積自身不限于錐形，且可具有各種不同形狀和尺寸。例如，圖像體積可以是金字塔形或截去尖端的金字塔形?？苫趹煤退捎玫膿Q能器的類型選擇圖像體積的尺寸和形狀。
根據本公開的一個實施例，本發(fā)明的一個特點是基于與患者心動周期的舒張末期和收縮末期相位同步對各種體積片斷圖像數(shù)據的雙觸發(fā)采集。圖3示出ECG波形的實例。在圖3的實例中，ECG波形100顯示心跳大約為每830毫秒一次。根據本公開的一個實施例，超聲圖像數(shù)據采集觸發(fā)點選擇在出現(xiàn)于采集信號點(102)之后處，如下所述。觸發(fā)點出現(xiàn)在ECG波形100相應心動周期(124，126，128和130)的舒張末期(104，106，108和110)和收縮末期(114，116，118和120)處。也就是說，在本公開的雙觸發(fā)實施例中，心臟相位的第一觸發(fā)對應于舒張末期，第二觸發(fā)對應于心臟相位的收縮末期，對每個心臟相位進行采集直到對兩個相位都獲得了全部體積。
通過在連續(xù)心臟相位的每個觸發(fā)點處累積獲得表示心臟的三維全部體積圖像，可獲得定量信息?？娠@示在心臟相位各連續(xù)觸發(fā)點處的心臟三維圖像。而后可分析舒張末期和收縮末期圖像并進行診斷。心臟相位選定部分的圖像可旋轉到能改善分析的方位。可采用圖像分析技術量化左心室的最大值和最小體積。根據該信息，可采用現(xiàn)有技術已知的方法計算射血量和射血分數(shù)。
根據本發(fā)明的一個方面，在連續(xù)的心動周期期間采集圖像體積的三維體積片斷的圖像數(shù)據直到采集到完整的圖像。采用患者的ECG波形觸發(fā)圖像數(shù)據采集，從而使數(shù)據采集與患者的心動周期同步。更具體地，圖像數(shù)據采集與心動周期內的第一和第二觸發(fā)點同步。換句話說，在心動周期內，在由各心動周期的舒張末期和收縮末期觸發(fā)的相應相位處采集圖像數(shù)據。在每個心臟相位期間采集的圖像數(shù)據量是該心臟相位持續(xù)時間和圖像數(shù)據采集速度的函數(shù)。
根據本公開的一個實施例，圖像體積的完整三維圖像的圖像數(shù)據可在四個心跳中采集?？稍谙鄳膯蝹€心動周期期間響應第一和第二觸發(fā)采集每個體積片斷的圖像數(shù)據。也就是說，在每個心動相位重復對特定體積片斷的圖像數(shù)據進行采集。這樣，在四個心跳中，可對四個心動周期的每兩個觸發(fā)點采集完整三維圖像。來自每兩個觸發(fā)點的四個三維子體積的圖像數(shù)據可存儲在圖像數(shù)據緩沖器22(圖1)中并在數(shù)據采集后合并成圖像。本實例的總采集時間小于3.5秒，從而使運動問題最小化，且使圖像數(shù)據能在一次屏息(breathhold)中采集。
不同的成像協(xié)議可用于采集體積片斷圖像數(shù)據。圖4示出采用相鄰體積片斷的成像協(xié)議實例。其示出錐形圖像體積50的橫截面。體積片斷140，142，144和146包括錐形圖像體積的相鄰三維切片。每個體積片斷140，142，144和146可成像為一系列二維扇形切片。在該實例中，四個體積片斷構成圖像體積50。體積片斷可以任何所需的順序成像。在一個實施例中，相鄰體積片斷順序成像，即，體積片斷140，接下來是體積片斷142，再接下來是體積片斷144等。通過按順序對相鄰片斷進行成像，可從同一心動周期或相鄰的心動周期采集毗鄰的圖像數(shù)據。這樣就使圖像數(shù)據中的間斷性最小化。在圖4的成像協(xié)議中，在四個心跳后，可獲得圖像體積的高分辨率三維圖像。
本公開的實施例中還包括其它使微泡破壞效應最小化的采集方案。一個替換方案要求將如圖5所示的每個子體積分成多個子體積。例如，圖5中四個子體積每個可另外被分成4個子體積。而后采集序列可由每個心動周期期間的采集“交錯”子體積構成。例如，第一心動周期可從VS1采集子體積1，從VS2采集子體積1，從VS3采集子體積1以及最后從VS4采集子體積1。第二心動周期可由從VS1采集的子體積2，從VS2采集的子體積2，從VS3采集的子體積2以及最后從VS4采集的子體積2的序列構成。第三心動周期可由從VS1采集的子體積3，從VS2采集的子體積3，從VS3采集的子體積3以及最后從VS4采集的子體積3的序列構成。第四心動周期可由從VS1采集的子體積4，從VS2采集的子體積4，從VS3采集的子體積4以及最后從VS4采集的子體積4的序列構成。這些子體積可合并得到高分辨率全部體積圖像。該技術的潛在優(yōu)勢在于在子體積數(shù)據采集期間只消耗較小區(qū)域的微泡，從而所消耗微泡區(qū)域將由新的微泡更快速補充。
另一個可替換采集方案要求對于不同觸發(fā)點使用不同子體積。再一次采用圖5中的實例，在第一心動周期中，可在第一心動周期的舒張末期(ED)采集VS1并在收縮末期(ES)采集VS3。第二心動周期可由在第二心動周期的ED期間采集VS2和在ES期間采集VS4構成。第三心動周期可由ED處采集VS3和在ES處采集VS1構成。第四心動周期可由在ED處采集VS4和在ES處采集VS2構成。該技術相對于在相同心動周期內采集相同子體積兩次的技術的優(yōu)點在于增加了射中相同子體積之間的間隔時間，從而有更多的時間來替換受破壞的造影劑。
另一種可能的采集方案可由每心動周期僅采集一個子體積構成。然而，在這種情形下，采集全部體積會花費兩倍長的時間。
對于具有活動3D成像能力的超聲系統(tǒng)，可能以較高幀速率采集體積數(shù)據。因此，3D成像提供了能夠獲得比2D成像更準確的LV容積計算的可能性。然而，仍存在其它問題。為采集包括整個心臟的體積數(shù)據集，需要從不同心動周期采集子體積且將這些子體積“拼湊在一起”。而且，三維(3D)中的圖像質量證明比二維(2D)中更難于保證。因此，在3D中常常比2D中更難于觀察心內膜邊界。
已證明二維中的造影劑實時成像在較低聲學輸出就破壞造影劑。MI為輸出聲功率的標準測量。FDA界限為1.9且由等式MI＝峰值負壓(MPa)/頻率(MHz)表示。常常需要低至0.1數(shù)量級的機械系數(shù)(MI)來完全消除正常幀速率(15-20Hz)下的這種破壞。然而，為進一步使曝露于超聲下的微泡以及其破壞最小化，需要降低幀速率(例如，低于15-20Hz)。
造影劑破壞的主要征兆是在心動周期期間從舒張末期到收縮末期造影信號相應衰減。這種造影信號的衰減會導致由于低估收縮末期血量而過高估計射血分數(shù)。造影劑破壞的第二個征兆是LV內腔的不均勻充血，其中該第二征兆也導致不正確容積計算。
當MI低至0.1時，已設計出多脈沖造影特定檢測技術來減少或減去“線性”組織信號，從而能夠增加造影劑與組織之比。這些技術通過減少甚至消除造影劑破壞而顯著增加整個心動周期中心內膜的可視性。然而，這些技術也導致了幀速率的顯著減少，從而更難應用于全部體積3D成像。
根據本公開的實施例，該超聲方法和設備利用觸發(fā)的具有造影劑的子體積序列，以便進行準確的舒張末期和收縮末期容積評估。通過采用子體積的雙觸發(fā)，其甚至可能將MI提高到0.1左右以上，或達到可得到更佳信噪比的水平，而不會產生如在實時成像速率情況下的較大微泡破壞。通過在幾個心動周期上采集超聲成像數(shù)據，可獲得全部體積，其額外的好處是具有使受破壞的微泡能夠由新的微泡代替的時間。這使得更易于觀察心內膜邊界并為采用超聲準確估計舒張末期和收縮末期容積以及射血分數(shù)鋪平道路。換句話說，考慮到微泡的破壞，存在能夠加強利用超聲進行超聲診斷成像測量的特定觸發(fā)序列。本公開提供了這種觸發(fā)序列的一個實例。
雙觸發(fā)包括每個心動周期以與R波的預定延遲發(fā)射兩個超聲幀。例如，第一幀選擇在零(0)msec延遲處(對應于舒張末期)發(fā)射，第二幀選擇在收縮末期處發(fā)射(對應于R波之后約300msec量級，其取決于特定患者的心率)。全部體積采集包括采集多個心動周期上的全部數(shù)據體積。由于不可能以足夠快的速度(在50msec內)采集整個體積，必須采用多個心動周期。這主要由于聲速限制了可采集線的速度。全部體積模式以較快速率采集較小體積(即，子體積)。例如，對一個心動周期以20Hz速度采集1/4體積，在下一個心動周期采集下一個1/4體積，等等。
根據本公開的一個實施例，將雙觸發(fā)與被觸發(fā)的全部體積采集組合以所需方式限制了造影劑微泡對超聲的總曝露量，從而使從微泡接收的回波信號不產生明顯減少。已確定低至0.1MI的超聲聲學水平高得足以“破壞”造影劑微泡。因此，不是以較快速度采集1/4感興趣體積，而是以較低速度采集該體積，例如在舒張末期采集1/4，在收縮末期采集1/4。這意味著在一個心動周期期間只采集2個子體積，這與不用雙觸發(fā)可采集12或更多子體積相反。通過在舒張末期和收縮末期用雙觸發(fā)輪流進行數(shù)據采集，會丟失心臟收縮信息，然而左心室容積的重要信息將會表現(xiàn)得更準確。還可能通過在每個心動周期有兩個以上觸發(fā)或通過每個子體積之間的延遲而以更低速度采集子體積。這種體積速度的減小將會減少氣泡破壞，但比雙觸發(fā)模式增加時間消耗。有利地，本實施例除使用利用造影的3D超聲成像外，還利用在此所述的雙觸發(fā)序列，以確定心臟容積/射血分數(shù)。因此，使心臟容積/射血分數(shù)的量化獲得改善。
根據本公開的實施例，通過“人為”降低采集速度，可以減少造影劑破壞并增加心內膜邊界的可視性。典型地，采集速度由聲速和系統(tǒng)盡可能快地采集數(shù)據的能力決定。這在3D圖像中尤其是正確的，因為對于3D圖像，現(xiàn)在需要采集全部體積圖像而非數(shù)據平面。事實上，為以足夠快的更新速度(即，每秒15個體積或更高)采集較大體積用于心臟成像，不僅需要采集較小體積以保持較快更新速度，而且需要在多個心動周期上采集全部體積。
例如，如果認為20“體積每分鐘”的更新速度對于患者心率(比方說每分鐘60下)是足夠的，則子體積尺寸應足夠小以允許該更新速度。在每分鐘60下心跳的情況下，每個心動周期是一秒鐘長且在心動周期期間將采集相同子體積的20個實例。下一個心動周期將采集不同的子體積，但還會采集那種子體積的20個實例。最終，在采集所有所需要的子體積后，將這些子體積以每秒20個體積的較高更新速度“拼湊”在一起以形成“全部體積”。關鍵是，這些子體積是與ECG同步采集的，因為子體積來自不同心動周期并且如果心臟每次不在同一相位就可能產生“假像”或偽影。
為通過使微泡破壞最小化而增加造影強度，采集速度低于最大速度(即，由聲速和電子設置時間所設定的速度)將會有幫助。采用雙觸發(fā)是如何限制微泡聲學曝光(acoustic exposure)的一個實例，因為在每個心動周期只采集兩個子體積而不是上述的20個子體積。然而，也可以每個心動周期采集3個或更多子體積的實例而仍然獲得造影強度的顯著增加，其中微泡總破壞量保持在給定閾值量以下。
本公開的實施例還可擴展到右心室(RV)容積以及由在更多個心動周期上進行采集的多脈沖造影技術。
圖6示出用于實施根據本發(fā)明實施例的分片斷的三維心臟成像的系統(tǒng)實例的簡化框圖。圖6與圖1中相同的元件具有相同的附圖標記。通過換能器陣列16將超聲能量發(fā)射到患者體內的感興趣區(qū)域內。為更易于理解，圖6中省略了發(fā)射器12，T/R開關14和接收器18。所接收的超聲回波由波束形成器20進行處理以在線200上提供圖像數(shù)據。圖像數(shù)據存儲在圖像數(shù)據緩沖器22內，其在圖6的實例中是雙端口隨機存取存儲器(RAM)。
ECG電極202，204和206連接到患者上，感應患者的心動周期并向ECG設備28提供信號。ECG設備28在線210上提供R波觸發(fā)輸出。R波觸發(fā)輸出對應于圖3中所示的ECG波形。
為每個發(fā)射事件提供一個脈沖的發(fā)射觸發(fā)時鐘供應到發(fā)射事件計數(shù)器220以及發(fā)射器12(圖1)。發(fā)射事件計數(shù)器220的輸出被提供到波束形成器20，圖像數(shù)據緩沖器22的事件輸入地址和比較器222的第一輸入端。寄存器224存儲每心臟相位的發(fā)射事件數(shù)。寄存器224的輸出提供到比較器222的第二端。當發(fā)射事件計數(shù)器的計數(shù)達到等于寄存器224內所存儲的數(shù)值時，斷言比較器222的輸出。這樣，當已經達到每個心臟相位內所需發(fā)射事件的數(shù)目時，斷言比較器222的輸出。比較器的輸出提供到OR門230的第一輸入端和心臟相位計數(shù)器232的時鐘輸入端。相位計數(shù)器232，其指示正采集圖像數(shù)據的心臟相位，其輸出被提供到圖像數(shù)據緩沖器22的相位輸入地址。
ECG設備28的R波觸發(fā)輸出被提供到OR門230的第二輸入端，相位計數(shù)器232的復位輸入端和心跳計數(shù)器240的時鐘輸入端。心跳計數(shù)器240隨著患者心跳增加計數(shù)。心跳計數(shù)器240的輸出被提供到圖像數(shù)據緩沖器42的片斷輸入地址并指示正為其采集數(shù)據的體積片斷。這樣，圖像數(shù)據緩沖器22的輸入地址由指示體積片斷的片斷輸入地址，指示心臟相位的相位輸入地址和指示特定體積片斷和心臟相位內發(fā)射事件的事件輸入地址組成。圖像數(shù)據緩沖器22的雙端口RAM可具有存儲對應于圖像體積每個體積片斷和對應于患者心動周期的每個相位的每個發(fā)射事件的圖像數(shù)據的位置。
OR門230向發(fā)射事件計數(shù)器220的復位輸入端提供輸出。這樣，發(fā)射事件計數(shù)器由患者心跳復位或者當比較器222指示對當前心臟相位已完成所需的發(fā)射事件數(shù)目時復位。
來自圖像數(shù)據緩沖器22的輸出由顯示系統(tǒng)24控制。圖像數(shù)據緩沖器22接收輸出地址，包括從顯示系統(tǒng)24接收片斷輸出地址和事件輸出地址，并從寄存器250接收心臟相位輸出地址。寄存器250包含指示待顯示心臟相位的數(shù)值。顯示系統(tǒng)24合并所選定心臟相位的體積片斷的圖像數(shù)據以生成圖像體積的三維圖像。通過增加寄存器250中的數(shù)值，就可以順次顯示不同心臟相位的三維圖像。通過以適當速度增加連續(xù)的圖像，就可顯示心臟運動的圖像。
圖6成像系統(tǒng)的控制部件，包括發(fā)射事件計數(shù)器220，比較器222，OR門230，相位計數(shù)器232，心跳計數(shù)器240和寄存器224和250，可構成系統(tǒng)控制器26(圖1)的一部分。應當理解，由這些控制部件完成的功能可由實施本公開的實施例的編程微計算機或微控制器等完成。
圖7示出根據本公開一個實施例的分段三維心臟成像的處理流程圖。該處理開始于步驟262，詢問是否接收到ECG觸發(fā)脈沖。如果沒接收到ECG觸發(fā)脈沖，該詢問繼續(xù)自身循環(huán)。另一方面，如果接收到指示ECG波形的采集觸發(fā)的ECG觸發(fā)脈沖，該處理進行到步驟264。在步驟264中，該處理詢問是否出現(xiàn)心動周期的舒張末期。如果未出現(xiàn)，則該詢問重復其自身。當出現(xiàn)心動周期的舒張末期時，該處理進行至步驟266。通過觸發(fā)采集脈沖標記心動周期舒張末期的出現(xiàn)。響應每個步驟264中在舒張末期的ECG觸發(fā)，在步驟266，在心動周期舒張末期對體積片斷i采集圖像數(shù)據。數(shù)據采集步驟266包括對體積片斷生成指定數(shù)量的發(fā)射事件，在波束形成器20內處理所接收的信號以提供圖像數(shù)據，并將該圖像數(shù)據存儲在圖像數(shù)據緩沖器22內。
在步驟268，該處理詢問是否出現(xiàn)心動周期的收縮末期。如果未出現(xiàn)，則該詢問重復其自身。當出現(xiàn)心動周期的收縮末期時，該處理前行至步驟270。通過觸發(fā)采集脈沖來標記心動周期收縮末期的出現(xiàn)。響應每個步驟268中在收縮末期的ECG觸發(fā)，在步驟270，在心動周期收縮末期對體積片斷i采集圖像數(shù)據。數(shù)據采集步驟270包括對相應體積片斷生成指定數(shù)量的發(fā)射事件，在波束形成器20內處理所接收的信號以提供圖像數(shù)據，并將該圖像數(shù)據存儲在圖像數(shù)據緩沖器22內。
在步驟272中，確定當前子體積片斷是否是具體超聲診斷圖像采集的最后的子體積片斷。在圖3的ECG波形實例中，有四(4)個子體積。因此，只有當四個子體積都已被采集后才到達最后的子體積片斷。因此，響應于仍未到達該最后的子體積片斷，該處理進行至步驟274，使子體積i加1，而后返回步驟264以等候收到下一個心動周期的下一個舒張末期觸發(fā)，并從該觸發(fā)處繼續(xù)前行。另一方面，在步驟272，響應于已到達最后的子體積片斷，該處理前行至步驟276，合并心動周期的子體積圖像數(shù)據，之后結束。
圖7的處理在給定采集時段的患者每個心動周期期間對舒張末期和收縮末期觸發(fā)的體積片斷進行圖像數(shù)據采集。在較小數(shù)目的心跳中采集每個舒張末期和收縮末期觸發(fā)的完整體積的子體積部分的完整三維圖像。當已采集了圖像體積的全部子體積片斷的圖像數(shù)據時，在步驟276合并體積片斷圖像數(shù)據以為每個舒張末期和收縮末期觸發(fā)的心動周期部分提供合成圖像。該合并步驟包括合并來自心動周期各舒張末期和收縮末期部分的圖像體積的子體積片斷的圖像數(shù)據。
圖8和9示出采用根據本公開的一個實施例的方法和設備生成的第一和第二部分體積的顯示圖像視圖。心臟邊界更易辨別，這些邊界由根據本公開實施例的采用造影的雙觸發(fā)舒張末期，收縮末期的3D全部體積超聲圖像數(shù)據采集進行成像。因此，可獲得更準確的心臟容積計算和射血分數(shù)。
本公開的實施例已連同采用數(shù)字波束形成器進行的圖像數(shù)據采集進行描述。應當理解，這些實施例可應用于模擬超聲成像系統(tǒng)實施方式。
雖然上面只詳細描述了幾個示范性實施例，本領域技術人員將意識到可以在實質上不偏離本公開實施例的新穎性思想和優(yōu)點的情況下，對示范性實施例進行許多可能的修改。因此，所有這樣的修改都將包含由下面權利要求書所限定的本公開實施例的范圍內。在權利要求書中，裝置加功能的語句意味著覆蓋在此描述的完成所述功能的結構，不僅僅包括結構上的等效物，而且還包括等效結構。
權利要求
1.一種采用造影劑生成三維(3D)全部體積超聲圖像的方法，包括通過觸發(fā)在多個心動周期上與ECG同步地采集多個子體積的超聲圖像數(shù)據，其中采集包括兩個采集協(xié)議中的至少一個，第一采集協(xié)議采用在超聲圖像數(shù)據采集期間不足以導致造影劑破壞的輸出聲功率，且第二采集協(xié)議采用在超聲圖像數(shù)據采集期間足以導致造影劑破壞的輸出聲功率，其中選擇對多個子體積中相應的超聲圖像數(shù)據采集的觸發(fā)，以使被破壞的造影劑能夠在隨后的子體積的超聲圖像數(shù)據采集的隨后觸發(fā)之前由新的造影劑代替；和合并來自多個子體積的超聲圖像數(shù)據以生成3D全部體積超聲圖像數(shù)據。
2.根據權利要求1所述的方法，其中觸發(fā)包括多個觸發(fā)。
3.根據權利要求2所述的方法，其中多個觸發(fā)包括每心動周期采用多個觸發(fā)。
4.根據權利要求1所述的方法，其中觸發(fā)包括每心動周期采用第一和第二觸發(fā)的雙觸發(fā)。
5.根據權利要求4所述的方法，其中第一觸發(fā)對應于心動周期的舒張末期(ED)且第二觸發(fā)對應于心動周期的收縮末期(ES)。
6.根據權利要求1所述的方法，其中在心動周期的舒張末期采集第一子體積一部分的超聲圖像數(shù)據，且其中在心動周期的收縮末期采集第一子體積另一部分的超聲圖像數(shù)據。
7.根據權利要求6所述的方法，其中在第一心動周期采集第一子體積一部分的超聲圖像數(shù)據，且其中在另一個心動周期采集第一子體積另一部分的超聲圖像數(shù)據。
8.根據權利要求1所述的方法，其中在第一心動周期的舒張末期采集第一子體積一部分的超聲圖像數(shù)據，其中在第一心動周期的收縮末期采集第二子體積一部分的超聲圖像數(shù)據，其中在另一個心動周期的收縮末期采集第一子體積另一部分的超聲圖像數(shù)據，且其中在另一個心動周期的舒張末期采集第二子體積另一部分的超聲圖像數(shù)據。
9.根據權利要求1所述的方法，其中子體積超聲圖像數(shù)據的采集包括交錯子體積的超聲圖像數(shù)據的采集。
10.根據權利要求1所述的方法，其中在M個心動周期上采集N個子體積的超聲圖像數(shù)據，其中M和N是整數(shù)且M＞N。
11.根據權利要求1所述的方法，其中超聲圖像數(shù)據采集包括選自由功率多普勒、脈沖反轉、功率調制及上述組合構成的組中的至少一種。
12.根據權利要求1所述的方法，其中3D全部體積圖像是左心室(LV)的3D全部體積圖像，其中該方法還包括分析超聲圖像數(shù)據并響應該分析的超聲圖像數(shù)據產生左心室的量化。
13.根據權利要求12所述的方法，其中該量化包括心臟容積和射血分數(shù)。
14.一種采用造影劑生成三維(3D)全部體積超聲圖像的方法，包括在多個心動周期上采集超聲圖像數(shù)據，其中采集超聲圖像數(shù)據包括對多個心動周期的每一個采用多個心動周期中的對應一個周期的雙觸發(fā)對相應的子體積采集超聲圖像數(shù)據，其中雙觸發(fā)至少能夠導致以下一種a)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間不足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，使微泡的破壞最小化，以及b)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，在隨后的觸發(fā)之前用新的造影劑的微泡代替被破壞的微泡；以及合并來自多個子體積的超聲圖像數(shù)據以生成3D全部體積超聲圖像數(shù)據。
15.根據權利要求14所述方法，還包括響應3D全部體積超聲圖像數(shù)據顯示3D全部體積視圖。
16.根據權利要求14所述的方法，還包括響應3D全部體積超聲圖像數(shù)據確定心臟容積和射血分數(shù)中的至少一個。
17.根據權利要求14所述的方法，其中選擇雙觸發(fā)以使子體積超聲圖像采集的造影劑的總微泡破壞效應最小化。
18.根據權利要求17所述的方法，其中總微泡破壞效應包括在心動周期雙觸發(fā)相位的第一觸發(fā)和第二觸發(fā)發(fā)生之間以新的微泡替換被破壞的微泡。
19.根據權利要求18所述的方法，其中第一觸發(fā)對應于心動周期的舒張末期，且其中第二觸發(fā)對應于心動周期的收縮末期。
20.根據權利要求14所述的方法，其中多個心動周期包括患者四個連續(xù)的心動周期。
21.根據權利要求14所述的方法，其中雙觸發(fā)包括采集在多個心動周期的每一個的舒張末期和收縮末期觸發(fā)的子體積。
22.根據權利要求21所述的方法，其中選擇雙觸發(fā)以使子體積超聲圖像采集的造影劑的總微泡破壞效應最小化，其中總微泡破壞效應包括在心動周期雙觸發(fā)相位的第一觸發(fā)和第二觸發(fā)發(fā)生之間以新的微泡替換被破壞的微泡，其中總微泡破壞效應包括在心動周期雙觸發(fā)相位的第一觸發(fā)和第二觸發(fā)發(fā)生之間以新的微泡替換被破壞的微泡，其中第一觸發(fā)對應于心動周期的舒張末期且其中第二觸發(fā)對應于心動周期的收縮末期。
23.根據權利要求22所述的方法，其中多個心動周期包括患者四個連續(xù)的心動周期。
24.一種診斷超聲成像方法，包括將超聲造影劑引入患者體內，該超聲造影劑提供用于增強所采集超聲圖像數(shù)據內的對比度的微泡；與患者多個心動周期的雙觸發(fā)相位同步地采集表示患者體內感興趣的圖像體積的三維子體積片斷的超聲圖像數(shù)據，其中雙觸發(fā)至少能夠導致以下一種a)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間不足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，使微泡的破壞最小化，以及b)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，在隨后的觸發(fā)之前用新的微泡代替被破壞的微泡；和合并子體積片斷的圖像數(shù)據以生成3D全部體積圖像數(shù)據，其中選擇雙觸發(fā)相位以使3D子體積片斷采集的造影劑的總微泡破壞效應最小化。
25.根據權利要求24所述的方法，還包括響應3D全部體積超聲圖像數(shù)據顯示3D全部體積視圖。
26.根據權利要求24所述的方法，還包括響應3D全部體積超聲圖像數(shù)據確定心臟容積和射血分數(shù)中的至少一個。
27.根據權利要求24所述的方法，其中總微泡破壞效應包括在心動周期雙觸發(fā)相位的第一觸發(fā)和第二觸發(fā)發(fā)生之間以新的微泡替換被破壞的微泡。
28.根據權利要求27所述的方法，其中第一觸發(fā)對應于心動周期的舒張末期且其中第二觸發(fā)對應于心動周期的收縮末期。
29.根據權利要求24所述的方法，其中多個心動周期包括患者四個連續(xù)的心動周期。
30.根據權利要求24所述的方法，其中采集圖像數(shù)據包括使圖像數(shù)據的采集與患者心動周期的兩個所選定相位同步。
31.根據權利要求30所述的方法，其中所選定的相位包括心動周期的舒張末期和收縮末期。
32.根據權利要求24所述的方法，其中采集圖像數(shù)據包括與患者的N個連續(xù)心動周期同步地采集子體積片斷的圖像數(shù)據。
33.根據權利要求32所述的方法，其中N等于4。
34.一種采用造影劑進行超聲診斷成像的設備，包括換能器，其包括換能器元件陣列；發(fā)射器，其用于用所述換能器向患者體內的感興趣圖像體積發(fā)射作為多個發(fā)射束形式的超聲能量；接收器，其用于響應超聲能量用所述換能器從圖像體積接收超聲回波，并用于產生表示所接收超聲回波的接收信號；接收波束形成器，其用于處理接收信號以便為每個發(fā)射束形成至少一個接收束并產生表示接收束中的超聲回波的圖像數(shù)據；ECG設備，其適于耦合到患者，并響應于耦合到患者而產生表示患者心動周期的ECG信號；控制器，其響應ECG信號控制所述發(fā)射器和所述接收波束形成器，以與患者心動周期的對應第一和第二觸發(fā)部分同步地采集表示圖像體積的三維體積片斷的圖像數(shù)據，每個體積片斷包含以三維分布的圖像數(shù)據，其中在患者單個心動周期期間采集表示體積片斷的圖像數(shù)據，且其中第一和第二觸發(fā)部分提供的觸發(fā)至少能夠導致以下一種a)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間不足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，使造影劑微泡的破壞最小化，以及b)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，在隨后的觸發(fā)之前用新的造影劑微泡代替被破壞的微泡；和合并電路，其用于合并表示體積片斷的圖像數(shù)據以提供表示圖像體積的三維超聲圖像的圖像數(shù)據。
35.根據權利要求34所述的設備，其中所述換能器包括電子掃描的二維換能器元件陣列。
36.根據權利要求34所述的設備，其中所述控制器還包括用于使圖像數(shù)據的采集與患者心動周期的所選定相位同步的裝置。
37.根據權利要求34所述的設備，其中所述控制器還包括用于與患者的N個連續(xù)心動周期的舒張末期和收縮末期相位同步地采集體積片斷的圖像數(shù)據的裝置，其中N等于4。
38.一種采用造影劑進行超聲診斷成像的方法，包括與患者心動周期的選定的第一和第二觸發(fā)相位同步地采集表示感興趣圖像體積的第一和第二三維體積片斷的超聲圖像數(shù)據，第一和第二體積片斷的每個都包含以三維分布的圖像數(shù)據，其中在患者的單個心動周期期間采集表示每個相應第一和第二體積片斷的圖像數(shù)據，其中采集包括采用雙觸發(fā)以便至少能夠導致以下一種a)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間不足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，使微泡的破壞最小化，以及b)對于在超聲圖像數(shù)據采集期間足以導致造影劑微泡破壞的輸出聲功率，在隨后的觸發(fā)之前用新的造影劑微泡代替被破壞的微泡；對患者的N個連續(xù)心動周期重復采集超聲圖像數(shù)據，其中N等于4；和合并各心臟相位的相應第一和第二體積片斷的圖像數(shù)據以提供分別代表N個心動周期的舒張末期和收縮末期相位的三維超聲圖像。
全文摘要
一種采用造影劑生成三維(3D)全部體積超聲圖像的方法，包括通過觸發(fā)(104，114，106，116，108，118，110，120)在多個心動周期(124，126，128，130)上與ECG(100)同步采集多個子體積(140，142，144，146)的超聲圖像數(shù)據。采集包括兩個采集協(xié)議中的至少一個。第一采集協(xié)議采用在超聲圖像數(shù)據采集(10)期間不足以導致造影劑破壞的輸出聲功率。第二采集協(xié)議采用在超聲圖像數(shù)據采集(10)期間足以導致造影劑破壞的輸出聲功率。選擇觸發(fā)(26，28)多個子集(140，142，144，146)中相應一些的超聲圖像數(shù)據采集，以使被破壞的造影劑能夠在隨后的子體積的超聲成像數(shù)據采集的隨后觸發(fā)之前由新的造影劑代替。此外，合并來自多個子體積的超聲圖像數(shù)據(22)以生成3D全部體積15超聲圖像數(shù)據(24)。
文檔編號A61B8/06GK1870942SQ200480031370
公開日2006年11月29日 申請日期2004年10月14日 優(yōu)先權日2003年10月23日
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