本實施例涉及聲學輻射力成像。特別地，本實施例涉及聲學輻射力成像中的運動修正。

聲學輻射力成像指示組織的粘彈性質。組織位移是由從應力（諸如聲學力輻射脈沖（ARFI））產生的波引起的。隨時間推移而跟蹤對該波的組織響應。諸如剪切波傳播參數之類的組織變形參數是來自被跟蹤的響應的相位或位移的二階估計（secondary order estimate）。

聲學輻射力成像易受到運動偽像影響?；颊呖梢砸苿?，換能器探針可以移動和/或解剖結構可以移動。這些運動對位移和/或結果得到的參數有所貢獻。結果是低質量、偏置的、低可重復性的聲學輻射力成像。生理運動和換能器運動在活體內掃描期間是不可避免的，并且可引起組織力學參數的估計的大的誤差。

由于使用跟蹤，所以可在確定位移之前對回波數據的幀施加運動修正。運動修正可去除某些非期望畸變，但是并不處理平面外運動?？墒褂脕碜晕唇浭苡蓱σ鸬牟ǖ慕M織的運動來估計非期望運動，其然后被從由波引起的位移去除。在非期望運動在波傳播期間或在測量位置處不同的情況下，此去除可能是不準確的或者可能引入誤差。

技術實現(xiàn)要素：

通過介紹的方式，下面描述的優(yōu)選實施例包括用于聲學輻射力超聲波成像的方法、指令和系統(tǒng)。獲取用于給定位置的多個位移輪廓（profile）。使用來自不同聲學輻射力脈沖的位移而解釋生理和/或換能器軸向和/或橫向運動。針對軸向運動，不同輪廓的位移之間的差提供關于僅僅由非期望運動引起的位置處的位移期間的運動的信息。提供了用于從位移輪廓去除的非期望運動的更準確估計。針對橫向運動，使用相對于給定位置而言從不同方向行進的波來獲得位移輪廓。從不同輪廓估計的速度的平均值去除非期望的橫向運動。

在第一方面，提供了一種用于聲學輻射力超聲波成像的方法。換能器依次發(fā)射多個推送脈沖。該推送脈沖在患者的組織中生成波。跟蹤響應于該推送脈沖的組織位移。使用響應于多個推送脈沖的位移而解釋生理運動、換能器運動或生理和換能器運動。根據位移和估計的運動來估計粘彈性參數。根據粘彈性參數來生成圖像。

在第二方面，提供了一種用于聲學輻射力超聲波成像的方法。超聲系統(tǒng)在一位置處且響應于從在該位置的第一側橫向地間隔開的第一聲學力輻射脈沖生成的第一波而獲取第一組織位移。根據第一組織位移來估計該位置處的第一波的第一速度。超聲系統(tǒng)在該位置處且響應于從沿著位置的第二側橫向地間隔開的第二聲學力輻射脈沖生成的第二波而獲取第二組織位移。所述第二側不同于所述第一側。根據第二組織位移來估計該位置處的第二波的第二速度。對第一和第二速度求平均值，并輸出平均速度。

在第三方面，提供了一種用于聲學輻射力超聲波成像的方法。超聲系統(tǒng)在一位置處且響應于從第一聲學力輻射脈沖生成的第一波而隨時間推移獲取第一組織位移，并在該位置處且響應于從第二聲學力輻射脈沖生成的第二波而隨時間推移獲取第二組織位移。從第一和第二組織位移生成隨時間推移的組合位移。對該組合位移進行曲線擬合。從第一組織位移減去該曲線，并且從減法的結果獲得粘彈性值。輸出該粘彈性值。

本發(fā)明由隨后的權利要求定義，并且不應將本部分中的內容理解為對那些權利要求的限制。下面結合優(yōu)選實施例來討論本發(fā)明的其它方面和優(yōu)點，并且隨后可獨立地或以組合方式要求保護。

附圖說明

部件和附圖不一定按比例，反而重點是強調舉例說明本發(fā)明的原理。此外，在圖中，相同的參考標號遍及不同的視圖指定相應部分。

圖1是用于具有軸向和/或橫向運動修正的聲學輻射力超聲波成像的方法的一個實施例的流程圖；

圖2是示出了根據時間的示例性位移輪廓和生理運動的曲線圖；

圖3是示出了軸向運動修正之后的圖2的示例性位移輪廓的曲線圖；

圖4和5是由在感興趣區(qū)域（ROI）的不同側的推送脈沖所引起的各種橫向間隔位置上的根據時間經過的示例性位移；

圖6和7是解釋生理和/或換能器軸向運動之后的圖4和5的示例性位移；

圖8示出了從不同的推送脈沖和非期望軸向運動得到的兩個示例性位移輪廓；

圖9示出了去除非期望軸向運動之后的示例性位移輪廓；以及

圖10是用于聲學輻射力超聲波成像的系統(tǒng)的一個實施例的框圖。

具體實施方式

在聲學輻射力脈沖或成像（ARFI）應用中提供了自適應生理運動和換能器運動估計。自適應地估計和修正生理和/或換能器運動的軸向和橫向分量。使用多個ARFI激勵脈沖來將生理位移和換能器位移從ARFI誘發(fā)組織位移隔離。在一個實施例中，信號圖案被生成多次并用來檢測背景（生理）運動。使用ARFI激勵來將組織變形生成為信號圖案。生理運動在剪切波速度或其它ARFI成像中被濾除。

圖1示出了用于聲學輻射力超聲波成像的方法。一般地，發(fā)射多個推送脈沖，并且針對位置來測量相應的多個位移輪廓。可根據位移輪廓之間的差來估計生理運動的軸向分量，并將生理運動的軸向分量從位移中去除。可通過對從由多個推送脈沖誘發(fā)的位移輪廓所估計的值（例如，速度）求平均來去除生理運動的橫向分量。

用諸如針對圖10描述的超聲波成像系統(tǒng)來執(zhí)行動作。使用換能器和/或波束形成器來獲取數據，并且處理器根據該數據來估計位移。處理器解釋非期望運動并根據結果得到的信息來估計粘彈性參數值。超聲波成像系統(tǒng)輸出粘彈性參數的值?？墒褂弥T如計算機或檢測器之類的其它裝置來執(zhí)行任何動作。

在圖1的方法中可提供附加、不同或更少的動作。例如，不提供動作48。作為另一示例，僅執(zhí)行說明動作（36—46）的僅橫向運動修正（例如，動作42和46）。在另外一個示例中，僅執(zhí)行說明動作（36—46）的軸向運動修正（例如，動作38—44）。

按照所述或所示順序來執(zhí)行動作。可提供其它順序。

在動作30中，超聲波系統(tǒng)隨時間推移而獲取組織位移（即，位移輪廓）。隨著由ARFI（例如，推送脈沖或聲學輻射脈沖激勵）引起的波通過患者體內的位置，組織發(fā)生位移。通過用超聲波掃描組織，獲取用于隨時間推移用于計算位移的數據。使用相關性或其它相似性測量，確定由在不同的時間獲取的掃描所表示的位移。也確定波到達該位置之前和/或組織放松之后的位移。

獲得響應于多個推送脈沖的位移輪廓。引起波響應于不同的推送脈沖而傳播通過該位置。測量由每個推送脈沖生成的波所引起的位移，導致多個位移輪廓。

動作32和34提供獲取組織位移的一個示例。可提供附加、不同或較少的動作以便從不同的推送脈沖獲取一位置處的組織位移。

在動作32中，波束形成器生成用于聚焦超聲波發(fā)射的電信號，并且換能器將電信號轉換成聲信號以便從換能器發(fā)射推送脈沖。使用聲學輻射力。向患者體內發(fā)射聲學激勵。該聲學激勵充當用于引起位移的脈沖激勵。例如，發(fā)射具有類似于或低于用于對組織進行成像的B模式發(fā)射的功率或峰值振幅水平的400循環(huán)發(fā)射波形作為聲束。在一個實施例中，該發(fā)射是施加于視場的剪切波發(fā)生序列。可使用任何ARFI或剪切波成像序列。

用功率、振幅、時序或其它特性來配置該發(fā)射以在組織上引起足以使一個或更多位置處的組織發(fā)生位移的應力。例如，波束的發(fā)射焦點是相對于視場或ROI以遍及整個視場或ROI引起位移。

脈沖激勵在一空間位置處生成縱向或剪切波。在激勵足夠強的情況下，生成波。剪切波傳播通過組織比縱向波沿著聲波發(fā)射方向傳播更慢，因此可按時序和/或方向來區(qū)別波的類型。使用時序的差來使剪切波從縱向波隔離或者反之亦然。該波在各種方向傳播，諸如垂直于施加應力方向的方向。波的位移在更接近于在該處生成波的焦點的位置處更大。隨著波行進，波的量值衰減。

依次發(fā)射多個推送脈沖。在下一推送脈沖的發(fā)射之前響應于每個推送脈沖而執(zhí)行動作34的跟蹤?？砂l(fā)射任何數目的連續(xù)推送脈沖。結果，獲取用于同一位置但用于不同時段的多個位移輪廓。每個位移輪廓是響應于不同的推送脈沖，但是具有相同或類似的時間采樣。

在一個實施例中，使推送脈沖聚焦到不同的橫向間隔位置。例如，該焦點位置在ROI或者在跟蹤組織位移的位置的相對側。ARFI被發(fā)射到橫向間隔開的位置相等距離，但是在用于組織跟蹤的位置的相對側。針對二維掃描，橫向間隔開的位置在方位角—軸向掃描平面中（例如，位置的左側和右側）。針對三維掃描，橫向地間隔開的位置在任何方位角—仰角方向上的相對側上。在使用超過兩個推送脈沖的情況下，橫向間隔開的焦點位置繞著一個或多個位置均勻分布以實現(xiàn)組織位移測量。在可替換實施例中，使用相對于一個或多個組織位移位置的非相對和/或非相等距離焦點位置。

在其它實施例中，沿著同一掃描行發(fā)射推送脈沖和/或其具有相同焦點位置。可在用于測量位移的ROI或位置的同一側（有或沒有同一焦點位置）生成多個ARFI激勵脈沖。

在動作34中，跟蹤組織位移。諸如系統(tǒng)的處理器之類的超聲波系統(tǒng)響應于推送脈沖而跟蹤位移。跟蹤由傳播波引起的位移。跟蹤是軸向的（即，沿著掃描行一維地跟蹤位移），但是可以是二維或三維跟蹤。

該跟蹤是隨時間推移的。在一個時段內針對任何數目的時間采樣找到針對該位置的組織位移，在該時段期間預期波將被該位置傳播。通過跟蹤每個推送脈沖，提供隨時間推移的位移的組織位移輪廓。

用于跟蹤的時段可包括到達該位置處的推送脈沖和/或波的發(fā)射之前的時間。同樣地，用于跟蹤的時段可包括在組織放松或者整個波已傳播通過該位置之后的時間。例如，使K為發(fā)射激勵脈沖之前或者波到達之前的參考軌跡的數目（即，在其期間掃描組織以便檢測位移的時間），L為激勵脈沖或波到達之后的軌跡的數目，并且M＝K＋L是軌跡的總數。M是足夠大的，使得最后N個軌跡僅具有來自生理運動的軸向位移，并且沒有來自剪切波的位移。

換能器和波束形成器在不同的時間獲取回波數據以確定組織的位移。用超聲波掃描來檢測該位移。獲得超聲波數據。超聲波數據中的至少某些是響應于由波或壓力引起的位移。用超聲波來掃描諸如感興趣區(qū)域、整個視場或感興趣子區(qū)域之類的區(qū)域。針對剪切波和縱向波，監(jiān)視該區(qū)域以檢測波。回波數據表示在不同時間受到不同量的壓力的情況下的組織。該區(qū)域是任何尺寸，諸如橫向的5×5mm和軸向的10mm。例如，執(zhí)行B模式掃描以檢測組織位移。可使用多普勒、彩色血流或其它超聲波模式來檢測位移。

對于給定時間，向組織或感興趣區(qū)域發(fā)射超聲波?？墒褂萌魏维F(xiàn)在已知或以后開發(fā)的位移成像。例如，以小于720 mW/cm²的強度使用具有1—5循環(huán)持續(xù)時間的脈沖?？墒褂镁哂衅渌鼜姸鹊拿}沖。針對任何數目的掃描行來執(zhí)行掃描。例如，響應于每個發(fā)射而形成二維分布的八個或十六個接收波束。在施加應力之后或同時，沿著單個發(fā)射掃描行重復地執(zhí)行B模式發(fā)射并沿著相鄰的接收掃描行執(zhí)行接收。在其它實施例中，響應于每個發(fā)射而僅形成單個接收波束或其它數目的接收波束?？墒褂酶郊影l(fā)射掃描行和相應的一個或多個接收行?？墒褂萌魏螖的康闹貜停T如約120次或超過15ms。

B模式強度可由于組織隨時間推移的位移而改變。針對被監(jiān)視掃描行，提供表示由應力引起的組織運動的時間輪廓的數據序列。通過多次執(zhí)行發(fā)射和接收，接收表示處于不同時間的區(qū)域的數據。多次執(zhí)行發(fā)射和接收以確定由于由應力的變化引起的位移所導致的變化。通過用超聲波重復地進行掃描，確定在不同時間的組織的位置。

在一個實施例中，針對多個空間位置中的每一個或針對單個位置檢測位移。例如，從接收數據檢測速度、方差、強度圖案的移位（例如，斑點跟蹤）或其它信息作為兩個時間之間的位移。可針對一個或多個位置檢測進行中的或一系列的位移。

在使用B模式數據的一個實施例中，來自不同掃描的數據根據時間而軸向相關。針對每個深度或空間位置，執(zhí)行多個深度或空間位置（例如，64深度的內核，中心深度是針對其計算輪廓的點）內的相關。例如，將當前數據集與參考數據集相關多次。在當前集合中識別參考集中的以給定位置為中心的數據子集的位置。執(zhí)行兩個數據集之間的不同的相對平移。

參考是第一或其它數據集或者來自另一掃描的數據。參考集來自應力之前，但是也可來自應力之后。同一參考被用于整個位移檢測，或者參考數據在進行中或移動窗口中改變。

計算不同偏位移置中的每一個處的數據的相似性或相關性的水平。具有最大相關性的平移表示針對與和參考相比較的當前數據相關聯(lián)的時間的運動矢量或偏移。

可使用任何現(xiàn)在已知或以后開發(fā)的相關，諸如互相關、圖案匹配或絕對差的最小和。使組織結構和/或斑點相關。使用多普勒檢測，雜波濾波器傳遞與移動組織相關聯(lián)的信息。從多個回波導出組織的速度。該速度被用來確定朝向或遠離換能器的位移。替換地，不同位置處的速度之間的相對或差可指示應變或位移。

圖2示出了針對一位置的隨時間推移的位移的兩個示例性位移輪廓。示出了來自參考數據的隨時間推移的運動矢量的距離的振幅。分析的時段超過約25毫秒，但是可以更長或更短（例如，在4.8 kHz采樣率下12毫秒）。其它位移輪廓是可能的。可針對位移測量任何數目的位置，諸如在10×5mm感興趣區(qū)域中每毫米進行測量或者針對僅一個位置進行測量。測量針對每個位置和針對每個采樣時間的位移。如圖2中所示，使用多個推送脈沖和相應跟蹤來獲取用于每個位置的多個位移輪廓?？舍槍θ魏纹渌恢糜嬎泐愃戚喞?。

將隨著時間和/或空間過去的位移用于計算。在一個實施例中，將用于不同深度的位移組合，留下在方位角和/或仰角方面間隔開的位移。例如，在深度上對用于給定掃描行或橫向位置的位移求平均值。作為求平均值的替換，使用最大或其它選擇準則來確定用于給定橫向位置的位移?？墒褂糜糜趦H一個深度的位移?？瑟毩⒌厥褂糜糜诓煌疃鹊奈灰?。

再次地參考圖1，超聲波系統(tǒng)或處理器使用響應于多個推送脈沖的位移而解釋生理運動、換能器運動或生理和換能器運動。此非期望運動具有軸向和橫向分量。該解釋是針對這些分量中的任何一者或兩者。使用來自不同推送脈沖的位移來解釋由除由推送脈沖產生的波之外的力引起的橫向運動和/或軸向運動。

動作38—46被示為解釋非期望運動。動作中的一個或多個可服務于附加目的。例如，執(zhí)行動作42，無論運動是否被修正。可提供附加、不同或更少的動作以解釋非期望或非波運動。

解釋軸向運動獨立于解釋橫向運動?？蓪⑤S向運動從位移輪廓的位移去除（例如，動作38、40以及44）?？赏ㄟ^對根據不同位移輪廓計算的粘彈性參數求平均來去除橫向運動（例如，動作46）。在其它實施例中，該解釋可僅針對軸向運動或者僅針對橫向運動。在圖1的實施例中，去除非期望軸向和橫向運動兩者。

在動作38中，將響應于不同推送脈沖的隨時間推移的位移組合。諸如通過使一個輪廓在時間方面相對于另一個移位以獲得最佳匹配來使輪廓在時間上對準。在其它方法中，在相同時間對峰值進行識別和定位。

一旦被對準，將針對每個時間的位移量值組合?？墒褂萌魏谓M合，諸如加和、求平均值或比。在一個實施例中，從用于一個輪廓的隨時間推移的位移減去用于另一輪廓的隨時間推移的位移或與其求差值。該組合去除或減少對ARFI誘發(fā)波的位移的貢獻。

可將來自生理和/或換能器運動的位移的軸向分量建模為n階的多項式。例如，將來自非期望運動的位移建模為三階多項式。在給定位置處跟蹤的軸向位移由下式給定：

其中，y_l(t)和y_r(t)是分別地左（l）和右（r）激勵（即，在ROI的相對側的推送脈沖）之后的時間t處的測量軸向位移。下標l和r分別地表示左和右。由ARFI激勵脈沖誘發(fā)的軸向位移是x(t)，其一般地對于左激勵和右激勵兩者而言是相同的。用多項式對生理和換能器軸向位移進行建模，該多項式的系數由a_l、b_l、c_l、d_l、以及a_r、b_r、c_r、d_r給出。

等式1具有兩個部分，一個針對時間i＝K+1 : M - N，在其期間位移包括對ARFI生成波的響應（即，具有x(t)的部分），并且一個針對時間i＝M - N+1:M，在其期間，位移不包括ARFI生成波（即，沒有x(t)的部分）。等式2具有相同分區(qū)。K和N的時間間隔或值可以是預定的。

使用位移輪廓的比、差或其它組合甚至針對位移包括對ARFI生成波的響應的時間的期間來去除x(t)。例如，通過用等式1減去等式2，將隨時間推移的差值y_diff(t)提供為：

其也是三階的多項式。此差值表示在ARFI誘發(fā)波的傳播期間發(fā)生的運動，但是不包括來自ARFI誘發(fā)波的位移。結果，該差提供波傳播時間及其它時間期間的生理和/或換能器運動信息。

在動作40中，曲線擬合到組合位移（例如，針對1:M的y_diff(t)）。確定模型的多項式的系數，諸如確定a_l、b_l、c_l、d_l、以及a_r、b_r、c_r、d_r。

該曲線可另外擬合到其它位移，諸如來自針對未經受來自ARFI誘發(fā)波的運動的時間的不同輪廓的位移（例如，等式1和2中的每一個的部分2—時間1:K和M - N:N）。系數a_l、b_l、c_l、d_l和a_r、b_r、c_r、d_r是根據用于響應于推送脈沖的時間的推送脈沖之間的組織位移的差和用于非響應于推送脈沖的時間的輪廓的差和組織位移來確定的。

可使用任何曲線擬合。在一個實施例中，通過使用最小二乘法來求解以估計多項式系數。將多項式模型最小二乘擬合到針對響應于不同ARFI誘發(fā)波的時間的組合的組織位移和來自針對非響應于ARFI誘發(fā)波的時間的輪廓的組織位移。例如，使用以下最小二乘擬合來找到用于表示由于換能器、生理或換能器和生理軸向運動所導致的位移的曲線的系數：

在此矩陣中，頂部的行是基于組合位移，并且較低的行是基于來自單獨輪廓的位移，但是僅針對在其期間運動未經受ARFI誘發(fā)波影響或由未被其引起的時間。通過使用組合位移（例如，y_diff(t)），將用于擬合的測量結果的數目有效地增加至M個樣本。多項式系數的估計可以更加準確，導致與僅用單獨位移輪廓的時間限制位移進行估計（即，僅使用在上述矩陣中記錄的y_l和y_r值）的情況相比由生理和換能器運動引起的軸向位移的更好估計。

由估計系數定義的曲線表示沒有ARFI誘發(fā)運動的情況下的由于生理和/或換能器運動而引起的位移。結果，提供了隨時間推移的非期望軸向運動。

針對橫向運動，該解釋是粘彈性參數的計算的一部分。動作42的計算包括用于估計軸向運動的修正和橫向運動的效果的去除。

在動作42中，處理器計算粘彈性參數的一個或多個值?？捎嬎闳魏握硰椥詤?，諸如應變、應變率、楊氏模數、彈性或其它性質。在一個實施例中，將剪切速度計算為粘彈性參數。

針對ROI中的一個或多個位置中的每一個計算該值。例如，針對單個用戶選擇點計算該值。作為另一示例，計算用于ROI中的各種橫向間隔位置的值。

根據一個或多個位移輪廓來估計該值。雖然兩個或更多位移輪廓可用于每個位置，但僅一個可被用于估計粘彈性參數值。其它的被用于運動修正。替換地，估計來自單獨位移輪廓的單獨估計并用來確定針對該位置的值。

在一個實施例中為了估計該值，確定輪廓中的峰值或最大振幅。基于該位置距應力的源（例如，ARFI焦點位置）的距離，應力的施加與峰值振幅之間的時間差指示速度。在替換方法中，使來自不同位置的位移輪廓相關以找到位置之間的延遲。此相移可用來計算與相關輪廓相關聯(lián)的位置之間的速度。在其它實施例中，根據位移輪廓來計算分析數據，并且使用相移來確定彈性。不同體素（voxel）的位移的隨時間推移的相位差或用于給定體素的相位的過零指示速度。該速度可用來確定其它粘彈性參數，諸如使用剪切速度和已知或測量的應力量來確定楊氏模數。

粘彈性參數值的計算是運動修正的函數。動作44和46分別地提供軸向和橫向運動修正。

在動作44中，通過改變一個或多個位移輪廓來修正軸向運動，所述一個或多個位移輪廓然后被用來計算粘彈性參數值。從一個或多個位移輪廓去除非期望軸向運動。從測量位移輪廓減去表示用于給定輪廓的建模的生理和/或換能器運動的曲線。在建模估計用于每個位移輪廓的系數的情況下，從各位移輪廓減去相應曲線。

圖2示出了用于相應的兩個位移輪廓的兩個估計生理運動。針對每個時間，該曲線提供由于生理運動而引起的軸向運動量。測量的位移輪廓包括生理軸向運動和ARFI誘發(fā)波運動。通過減去生理軸向運動，結果得到的位移輪廓是沒有非期望運動的ARFI誘發(fā)的波運動的。使用等式1和2，通過用測量位移y(t)減去多項式來估計由ARFI激勵脈沖引起的軸向位移x(t)。針對每個時間，從測量位移減去來自生理和/或換能器運動的軸向位移。圖3示出了運動修正之后（即，在進行濾波（針對每個時間的減法）以去除非期望軸向運動）的用于ARFI誘發(fā)波運動的結果得到的位移輪廓。

在去除非期望軸向運動之后，計算粘彈性參數的值。針對剪切速度，使用峰值或定相來確定該值。根據減法的結果或者根據被修正以去除由于生理和/或換能器運動而引起的軸向運動的位移輪廓來估計該值。

在根據針對位置的每個不同輪廓來計算該值的情況下，可對結果得到的值求平均。替換地，使用選擇（例如，最大值、最小值或中值）。在其它實施例中，針對輪廓中的每一個執(zhí)行軸向運動修正，并且根據結果得到的位移輪廓來計算單個值。

在圖1的動作46中，在值的計算中減少非期望橫向運動的影響。生理和/或換能器運動的橫向分量的減少還利用在ROI的任一側上的多個ARFI激勵脈沖。使用響應于在位置的相對側上的ARFI激勵的測量的位移。使用圍繞著ROI或單個位置相等地或者以其他方式分布的ARFI激勵。

分別給定跟蹤脈沖的脈沖重復頻率（PRF）和脈沖重復間隔（PRI），從計算中去除在時間間隔T內的橫向方向上的生理和換能器運動速度。該時間間隔T由下式給定：

T = 2(PRI _M + t_excitation) (5)

其中，t_excitation是ARFI激勵的持續(xù)時間，并且M是每個ARFI激勵之前和之后的軌跡或跟蹤掃描的總數。因數2起因于使用兩個ARFI激勵，導致兩個位移輪廓。假設生理運動的橫向速率在間隔T內是恒定的（即由于生理運動而引起的橫向位移在間隔T內是線性的）。

橫向運動是相對于位置的兩個方向中的一個（例如，左或右）。由于提供了用于計算從在那些方向中的每一個上行進的波得到的粘彈性參數值的位移輪廓，所以結果得到的值以相反的方式受到非期望橫向運動的影響。處理器根據不同推送脈沖的組織位移來計算用于粘彈性參數的不同值。例如，根據一個位移輪廓來估計一個剪切速度，并且根據另一位移輪廓來估計用于同一位置的另一剪切速度。使v_s為剪切波的速率，v_m為橫向方向上的生理和換能器運動的組合速率，v_sl是來自左側激勵的測量剪切波，v_sr是來自右側激勵的測量剪切波，并且x是從激勵位置到跟蹤位置的距離。X將被視為對于左速率和右速率而言是相等的，但是在其它實施例中可能不相等。到達距離左激勵位置和右激勵位置的橫向距離x處的波由下式給定：

(6)

(7)

等式6和7示出如果運動是在剪切波傳播的方向上，則剪切波較早到達，并且如果運動在剪切波傳播的相反方向上，則較晚到達。

根據各自的位移輪廓來計算左激勵速度v_sl和右激勵速度v_sr。由ARFI激勵引發(fā)的剪切波的速率是v_s，并且生理和換能器運動的橫向速率是v_m，用下式表示：

(8)

(9)

等式8是平均值。針對位置的剪切速度是根據用于相反方向上誘發(fā)波傳播的位移輪廓計算的針對該位置的剪切速度的平均值。通過使用相反方向，平均值抵消或減少非期望橫向運動的影響。對不同的值求平均值的結果是用于粘彈性參數的最終值，諸如被用作用于位置的剪切速度的平均速度。

等式9表示非期望橫向運動。此非期望橫向運動被計算或未被計算。通過對用于在相反方向上傳播的剪切波的速度求平均值來去除由換能器和/或生理運動引起的此非期望橫向速度。替換地，計算并從速度估計中的一個或多個去除（即，減去）非期望速度。

在動作48中，輸出粘彈性值。在一個實施例中，輸出圖像。在解釋非期望橫向和/或軸向運動之后，估計用于不同位置的值。通過并行接收波束形成和/或針對不同的位置重復整個過程（例如，ARFI的發(fā)射和跟蹤）來確定針對ROI中的位置的值。根據空間或位置的這些值被映射到用于顯示彈性或剪切圖像的圖像值?？墒褂萌魏维F(xiàn)在已知或以后開發(fā)的彈性成像。例如，生成剪切波、縱向波、應變或其它圖像。生成一個圖像或圖像序列。

單獨地顯示彈性或剪切圖像。替換地，鄰近于彈性圖像顯示表示同一區(qū)域或不同視場的B模式或其它圖像。在另一可替換實施例中，將彈性或剪切圖像與B模式圖像組合或覆蓋在其上面。

在另一實施例中，將針對位置的值輸出為文本、數字或者圖表中的編碼。例如，用戶選擇B模式圖像上的位置。作為響應，超聲波系統(tǒng)計算用于對于該選定位置而言感興趣的粘彈性參數的值。在B模式圖像上覆蓋計算值的數值的、文本的和/或圖形的表示，獨立地限制或者另外傳送給用戶。在其它實施例中，輸出是通過在網絡上的傳輸和/或提供給存儲器以便存儲。

圖2—9示出了來自非期望軸向運動的去除的示例性結果。使用在虛擬觸摸量化（VTQ）模式（即，針對用戶選定點的剪切速度估計）中獲得的活體內肝數據來去除來自生理和換能器運動的軸向位移。圖2示出了在活體內掃描期間在給定橫向位置處測量的位移輪廓的示例。圖2還示出了根據等式4來運行最小二乘法算法之后擬合的多項式曲線。圖3示出了對來自生理運動的軸向位移進行濾波之后的來自左激勵脈沖和右激勵脈沖的位移輪廓。在其它實施例中，位移輪廓是來自被聚焦到同一位置的但在不同的時間的推送脈沖。

圖4和5分別地示出了用于在ROI的相對側推送脈沖的位移映射（displacement map）。橫軸是時間，并且豎軸是橫向間距。針對用于跟蹤的每個發(fā)射波束，在給定深度處對四個接收波束進行采樣。結果，用于每四個橫向間隔位置的測量同時發(fā)生。針對每組的四個位置重復推送脈沖的發(fā)射和相應跟蹤，導致圖4和5的水平條紋外觀。由于來自生理運動的軸向位移，用于各種位置的峰值的發(fā)生時間被部分地隱藏且跨各位置不如期望的那么一致。

圖6和7分別地示出了在去除由生理運動引起的軸向位移之后的圖4和5的位移映射（即，針對相對側激勵）。減少或去除生理和換能器運動的軸向分量，導致用于每個位置的隨時間推移的峰值的更清楚指示和跨各位置的更多一致性。在從位移去除非期望軸向運動的情況下，剪切速度或其它粘彈性參數值更有可能是準確的或者以更大的置信度計算。

圖8示出了通過向在ROI的左側（即，測量位置的左側）的同一焦點位置（在不同時間）發(fā)射兩個ARFI激勵脈沖而在給定橫向位置處測量的兩個位移輪廓的示例。兩個輪廓是不同的，因為生理運動隨時間變化，并且順序地執(zhí)行ARFI激勵脈沖和關聯(lián)跟蹤。圖9示出了對來自生理運動的軸向位移進行濾波之后的位移輪廓。向用于所有時間的差分位移和用于在ARFI激勵之前和組織松弛之后的時間的單獨位移擬合非期望位移的曲線。從測量位移減去擬合曲線。圖9示出算法準確地去除生理和換能器運動的軸向分量。

為了測試來自生理和/或換能器運動的橫向位移，線性臺階在仿組織體模（tissue-mimicking phantom）的表面上使換能器陣列橫向地以恒定速度平移。此布置模仿橫向換能器運動。非期望橫向位移可以是由于換能器運動（例如，使換能器旋轉和/或平移的超聲醫(yī)師）、患者運動（例如，促使換能器相對于患者移動）或生理運動引起的。在測試布置中的換能器陣列的橫向運動期間，在使用在位置的相對側的推送脈沖的用戶選定位置處測量位移。來自從一側測量的位移的測量剪切速度高于來自從相對側測量的位移的測量剪切速度。通過使換能器移動的方向反向，具有較高剪切速度的一側改變。非期望橫向運動由于移動方向而增加一個速度并減小另一個，因此求平均值減少了非期望橫向運動的影響。

圖10示出了用于聲學輻射力超聲波成像的系統(tǒng)10的一個實施例。系統(tǒng)10實施圖1的方法或其它方法。系統(tǒng)10包括發(fā)射波束形成器12、換能器14、接收波束形成器16、圖像處理器18、顯示器20以及存儲器22?？商峁└郊?、不同或更少部件。例如，提供用戶輸入以實現(xiàn)與系統(tǒng)的用戶交互，從而選擇對于其而言將發(fā)生測量的位置。

系統(tǒng)10是醫(yī)學診斷超聲波成像系統(tǒng)。系統(tǒng)10被配置成使用多個推送脈沖來獲取用于剪切或其它彈性成像的回波數據。在可替換實施例中，系統(tǒng)10是個人計算機、工作站、PACS站或者在同一位置處或者分布在網絡上以實現(xiàn)實時或后獲取成像的其它布置。系統(tǒng)10從存儲器或另一超聲波成像系統(tǒng)獲取數據。

發(fā)射波束形成器12是超聲波發(fā)射機、存儲器、脈沖發(fā)生器、模擬電路、數字電路或其組合。發(fā)射波束形成器12可操作用于以不同和/或相對振幅、延遲和/或定向生成用于多個通道的波形。在響應于生成的電波形而從換能器14發(fā)射聲波時，形成一個或多個波束。生成發(fā)射波束序列以掃描一個區(qū)域?？墒褂肧ector、Vector?、線性或其它掃描格式。同一區(qū)域被掃描多次。針對血流或多普勒成像或者針對剪切成像，使用沿著一個或多個相同線的掃描序列。在多普勒成像中，該序列可包括在掃描相鄰掃描行之前沿著同一掃描行的多個波束。針對剪切或縱向波成像，可使用掃描或幀交織（即在再次地掃描之前掃描整個區(qū)域）?？墒褂镁€或線交織組（line or group of line interleaving）。在可替換實施例中，發(fā)射波束形成器12生成平面波或發(fā)散波以實現(xiàn)更快速的掃描。

同一發(fā)射波束形成器12可生成脈沖激勵或電波形以便生成用以引起位移的聲能。生成用于聲學輻射力脈沖的電波形。在可替換實施例中，提供不同的發(fā)射波束形成器以便生成脈沖激勵。發(fā)射波束形成器12促使換能器14生成推送脈沖或聲學輻射力脈沖。使用跨通道的延遲輪廓，發(fā)射波束形成器12將推送脈沖引導至一個或多個期望焦點位置。

換能器14是用于從電波形生成電能的陣列。針對陣列，相對延遲使聲能聚焦。給定發(fā)射事件對應于在給定延遲的情況下由不同元件在基本上相同的時間進行的聲能發(fā)射。發(fā)射事件可提供用于使組織發(fā)生位移的超聲波能量的脈沖。該脈沖是脈沖激勵或跟蹤脈沖。脈沖激勵包括具有許多循環(huán)（例如，500循環(huán)）但在相對短的時間內發(fā)生而在較長的時間內引起組織位移的波形。跟蹤脈沖可以是B模式發(fā)射，諸如使用1—5個循環(huán)。跟蹤脈沖被用來掃描經歷應力變化的患者的部位。

換能器14是壓電或電容薄膜元件的1維、1.25維、1.5維、1.75維或2維陣列?？墒褂脭[輪（wobbler）陣列。換能器14包括用于在聲能與電能之間進行換能的多個元件。響應于超聲波能（回波）撞擊在換能器14的元件上而生成接收信號。元件與發(fā)射和接收波束形成器12、16的通道連接。

接收波束形成器16包括具有放大器、延遲和/或相位旋轉器以及一個或多個加法器的多個通道。每個通道與一個或多個換能器元件相連。接收波束形成器16被硬件或軟件配置成施加相對延遲、相位和/或切趾法以響應于每個成像或跟蹤發(fā)射而形成一個或多個接收波束。接收操作針對來自被用來使組織發(fā)生位移的脈沖激勵的回波可以不發(fā)生。接收波束形成器16使用接收信號輸出表示空間位置的數據。來自不同元件的信號的相對延遲和/或定相和加和提供波束形成。在可替換實施例中，接收波束形成器16是用于使用傅立葉或其它變換來生成樣本的處理器。

接收波束形成器16可包括濾波器，諸如用于相對于發(fā)射頻帶將處于二次諧波或其它頻帶的信息隔離的濾波器。此類信息可更有可能包括期望的組織、造影劑和/或運動信息。在另一實施例中，接收波束形成器16包括存儲器或緩沖器和濾波器或加法器。兩個或更多接收波束被組合以將處于期望頻帶（諸如二次諧波、三次基波或其它波段）的信息隔離。

與發(fā)射波束形成器12相協(xié)調，接收波束形成器16在不同的時間生成表示ROI的數據。在聲學脈沖激勵之后，接收波束形成器16在不同的時間生成表示沿著一個或多個線的位置的波束。通過用超聲波掃描ROI，生成數據（例如，波束形成樣本）。通過重復掃描，獲取在脈沖激勵的不同時間表示所述區(qū)域的超聲波數據。

接收波束形成器16輸出表示一個或多個空間位置的波束加和數據。可提供動態(tài)聚焦。數據可用于不同的目的。例如，針對B模式或組織數據執(zhí)行與針對ARFI超聲波成像不同的掃描。替換地，還使用B模式數據來確定粘彈性參數值。作為另一示例，用一系列共享掃描獲取用于剪切成像的數據，并且單獨地或者使用某些相同的數據來執(zhí)行B模式或多普勒掃描。超聲波或回波數據來自處理的任何階段，諸如檢測之前的波束形成數據或者檢測之后的數據。

處理器18是B模式檢測器、多普勒檢測器、脈沖波多普勒檢測器、相關處理器、傅立葉變換處理器、專用集成電路、通用處理器、控制處理器、圖像處理器、現(xiàn)場可編程門陣列、圖形處理單元、數字信號處理器、模擬電路、數字電路其組合或者用于檢測并處理來自波束形成超聲波樣本的用于顯示的信息的現(xiàn)在已知或后來開發(fā)的設備。

在一個實施例中，處理器18包括一個或多個檢測器和單獨處理器。單獨處理器是控制處理器、通用處理器、數字信號處理器、專用集成電路、現(xiàn)場可編程門陣列、網絡、服務器、處理器組、圖形處理單元、數據路徑、其組合或者用于針對粘彈性參數的值的運動修正和/或計算的其它現(xiàn)在已知或后來開發(fā)的設備。可估計剪切波傳播的衰減、剪切模量、剪切粘度、剪切速率或一個或多個其它性質。例如，單獨處理器被用硬件和/或軟件配置成執(zhí)行圖1中所示的動作36—48中的一個或多個的任何組合。

處理器18被配置成估計由聲學脈沖激勵誘發(fā)的組織位移。使用相關性、跟蹤、運動檢測或其它位移測量，估計組織的位置移位的量。通過一定時段（諸如從由于應力而引起的組織移動之前、在應力期間以及到組織已大部分或完全返回到松弛狀態(tài)（例如，從由脈沖激勵引起的應力恢復）之后）多次執(zhí)行估計。位置之間的組織的移位的差指示相對硬度或彈性。

處理器18被配置成將來自不同輪廓的位移組合，諸如用一個位移輪廓減去另一個。使用組合位移，處理器18被配置成擬合曲線以便對由于除ARFI誘發(fā)波之外的源而引起的軸向位移進行建模。由處理器18從測量位移輪廓減去該曲線以將由于ARFI誘發(fā)波而引起的位移隔離。

處理器18被配置成估計粘彈性參數值?？墒褂孟嘧儥z測、相關、位移確定、峰值識別、速度計算、應力測量、應力衰減和/或其它過程來估計彈性、速度、模數或其它參數。處理器18被配置成在估計中解釋非期望橫向和/或軸向運動。通過從位移輪廓減去非期望軸向運動，估計值可更多地表示ARFI誘發(fā)運動。通過對來自用在相對側的推送脈沖生成的位移輪廓的值的估計求平均值，結果得到的值可具有較少的非期望橫向運動。

處理器18被配置成生成一個或多個圖像。例如，生成剪切波速度圖像。可生成其它彈性照相圖像，諸如剪切模量、應變或應變率圖像。該圖像被呈現(xiàn)為B模式圖像內的覆蓋圖或感興趣區(qū)域。彈性值調制感興趣區(qū)域中的各位置處的色彩。在彈性值在閾值以下的情況下，可在沒有用彈性值進行的調制的情況下顯示B模式信息。替換地或另外，作為文本、以數值方式和/或在圖表中顯示用于一個或幾個位置的值。

處理器18依照存儲在存儲器22或另一存儲器中的指令來操作以實現(xiàn)聲學輻射力超聲波成像。存儲器22是非臨時計算機可讀存儲介質。在計算機可讀存儲介質或存儲器（諸如高速緩存器、緩沖器、RAM、可移動介質、硬驅或其它計算機可讀存儲介質）上提供用于實施本文所討論的過程、方法和/或技術的指令。計算機可讀存儲介質包括各種類型的易失性和非易失性存儲介質。響應于存儲在計算機可讀存儲介質中或上面的一個或多個指令集而執(zhí)行圖中所圖示或本文所描述的功能、動作或任務。該功能、動作或任務與特定類型的指令集、存儲介質、處理器或處理策略無關，并且可由單獨地或以組合方式操作的軟件、硬件、集成電路、固件、微代碼等執(zhí)行。同樣地，處理策略可包括多重處理、多重任務、并行處理等。在一個實施例中，將指令存儲在可移動介質設備上以便被本地或遠程系統(tǒng)讀取。在其它實施例中，指令被存儲在遠程位置上以便通過計算機網絡或通過電話線傳輸。在其它實施例中，指令被存儲在給定計算機、CPU、GPU或系統(tǒng)內。

顯示器20是CRT、LCD、投影儀、等離子體顯示器或用于顯示值、二維圖像或三維表示的其它顯示器。二維圖像表示區(qū)域（諸如平面）中的空間分布。三維表示是從表示體積中的空間分布的數據呈遞的。由處理器18或其它設備用要顯示為圖像的信號的輸入來配置顯示器20。顯示器20顯示表示用于ROI的計算值的圖像。

雖然上文已通過參考各種實施例描述了本發(fā)明，但應理解的是在不脫離本發(fā)明的范圍的情況下可進行許多變更和修改。因此意圖在于將前文的詳細描述視為說明性而非限制性的，并且應理解的是意圖定義本發(fā)明的精神和范圍的是以下權利要求，包括所有等價物。