專(zhuān)利名稱(chēng)：利用時(shí)間參數(shù)造影圖像的超聲病變識(shí)別的制作方法
利用時(shí)間參數(shù)造影圖像的超聲病變識(shí)別本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)診斷超聲系統(tǒng)，并且具體涉及執(zhí)行造影增強(qiáng)的成像研究以識(shí)別并表征諸如肝臟腫瘤的病變的超聲系統(tǒng)。數(shù)年以來(lái)，超聲造影劑已經(jīng)被用于通過(guò)藥劑對(duì)血流提供的增強(qiáng)效果來(lái)診斷疾病狀態(tài)。血細(xì)胞非常小并且是超聲的不良反射體，從而一般為超聲成像提供很少的信息。然而， 血流中的微泡造影劑對(duì)超聲具有很高的反射性，從而能夠極大地增強(qiáng)血流特性的圖像。造影劑的一種用途是識(shí)別由心臟病發(fā)作所導(dǎo)致的缺血組織。缺血并且缺乏血液流動(dòng)的組織將表現(xiàn)為比造影劑良好灌注的周?chē)Ｐ募〗M織更暗。在這種情況下，亮度或信號(hào)幅度是疾病狀態(tài)的指標(biāo)。由于造影劑可以以團(tuán)注方式被施加，并且也可以被相對(duì)強(qiáng)的超聲分裂并被允許重新灌注組織，因此造影劑到達(dá)和離開(kāi)的時(shí)間特性也可以被測(cè)量并用于診斷。一種常用度量是如美國(guó)專(zhuān)利5，833，613 (Averkiou等人)所描述的造影劑到達(dá)和離開(kāi)的時(shí)間_強(qiáng)度曲線?？梢葬槍?duì)被灌注組織的圖像中的每一點(diǎn)計(jì)算時(shí)間-強(qiáng)度曲線，并且可以以灰度陰影或彩色編碼顯示針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的每條曲線的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)，以形成如美國(guó)專(zhuān)利 6，692，438 (Skyki等人)所描述的灌注參數(shù)圖像。這些參數(shù)包括曲線的峰值和斜率，每個(gè)參數(shù)指示組織灌注的不同特性。一般通過(guò)測(cè)量由造影劑在其流入和流出組織的微脈管系統(tǒng)時(shí)返回的信號(hào)來(lái)計(jì)算灌注曲線。然后造影劑的量的上升和下降的這些測(cè)量值被擬合成曲線，諸如由Gamma-變量曲線模型定義的曲線A* (x-t0) *exp (- β * (x_t0)) +C,其中A是曲線峰值，、是造影劑開(kāi)始增加的時(shí)間，β是曲線上升的斜率，且χ是造影劑的量的瞬時(shí)測(cè)量值。這些時(shí)間和強(qiáng)度表示向受過(guò)訓(xùn)練的臨床醫(yī)生提供組織被灌注的方式的指示。已知的是，病變將發(fā)展出其自身的獨(dú)特微脈管系統(tǒng)以向諸如癌性病變的病理提供血流。因此時(shí)間-強(qiáng)度曲線的參數(shù)已經(jīng)被用于試圖首先識(shí)別病變且然后將該病變與周?chē)恼＝M織區(qū)分開(kāi)?？梢酝瓿蛇@一工作的一種方式是計(jì)算病變和正常組織的灌注曲線參數(shù)并對(duì)其進(jìn)行參數(shù)成像，然后比較這些結(jié)果。這類(lèi)測(cè)量和比較已經(jīng)被與變化的結(jié)果一起使用以識(shí)別和區(qū)分病變的面積、形狀和尺寸。然而不同的參數(shù)可能給出不同的結(jié)果，并且組合不同的參數(shù)還可能得到另一組結(jié)果。于是臨床醫(yī)生面臨著評(píng)價(jià)這些不同結(jié)果的挑戰(zhàn)，并且可能必須做出其自身對(duì)病變的位置、尺寸和形狀的定性評(píng)價(jià)。期望在造影劑檢查中更明確地定位病變，特別是其邊界可以被精確定位以用于后續(xù)的治療程序，諸如溫?zé)岑煼ɑ蛏漕l消融療法。根據(jù)本發(fā)明的原理，描述一種診斷超聲系統(tǒng)和方法，其使得用戶能夠在造影劑檢查中定量地識(shí)別和描繪病變及其界線。針對(duì)圖像中的不同點(diǎn)計(jì)算灌注曲線。每個(gè)曲線被劃分成包括時(shí)間片段的參數(shù)隨著造影劑灌注組織位置的沖入時(shí)間、隨著造影劑保持其組織灌注最大量時(shí)的增強(qiáng)時(shí)間以及隨著造影劑沖出組織位置時(shí)的沖出時(shí)間。參數(shù)圖像由時(shí)間參數(shù)中的一個(gè)或多個(gè)形成并且被用于定位病變且根據(jù)需要描繪病變的界線。
在附圖中

圖1以框圖形式示出根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲診斷成像系統(tǒng)；圖2示出造影劑時(shí)間-強(qiáng)度曲線，其中若干曲線參數(shù)被常規(guī)地用于造影參數(shù)成像；圖3是根據(jù)本發(fā)明的原理形成時(shí)間造影參數(shù)圖像的過(guò)程的流程圖；圖4示出本發(fā)明的時(shí)間造影參數(shù)圖像，其識(shí)別肝臟圖像中的病變的位置；圖5示出根據(jù)本發(fā)明分段成三個(gè)時(shí)間段的造影劑時(shí)間-強(qiáng)度曲線；圖6和圖7示出本發(fā)明的時(shí)間造影參數(shù)圖像的3D投影，其定義病變的邊界；圖和圖8b示出病變的沖入時(shí)段和增強(qiáng)時(shí)段的參數(shù)圖像，其識(shí)別肝臟圖像中的病變的位置；圖9示出利用圖8a和圖8b的造影參數(shù)圖像對(duì)病變進(jìn)行的邊界跟蹤。首先參考圖1，其以框圖形式示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲系統(tǒng)。超聲探頭12包括發(fā)射和接收超聲脈沖的超聲換能器元件的陣列14。該陣列可以是用于二維成像的一維線性或彎曲陣列，或者可以是用于三維電子束轉(zhuǎn)向的二維換能器元件矩陣。該陣列也可以是由探頭機(jī)械地往復(fù)掃掠以掃描身體的三維體積的一維陣列。陣列14中的超聲換能器發(fā)射超聲能量并且響應(yīng)于這一發(fā)射而接收返回的回聲。發(fā)射/接收(“T/R”)開(kāi)關(guān)22 被耦合到陣列14中的超聲換能器以便在操作的接收期中選擇性地將來(lái)自換能器元件的信號(hào)耦合到A/D轉(zhuǎn)換器30。換能器陣列被激活以發(fā)射信號(hào)的時(shí)間可以與內(nèi)部系統(tǒng)時(shí)鐘(未示出)同步，或者可以與諸如心動(dòng)周期的身體機(jī)能同步，為此由ECG設(shè)備沈提供心動(dòng)周期波形。當(dāng)心跳處于由ECG設(shè)備沈提供的波形所確定的其周期的期望相位時(shí)，探頭被命令采集超聲圖像。來(lái)自所發(fā)射的超聲能量的回聲由陣列14的換能器接收，其生成回聲信號(hào)，這些回聲信號(hào)在系統(tǒng)使用數(shù)字波束形成器時(shí)通過(guò)T/R開(kāi)關(guān)22被耦合并且通過(guò)模數(shù)(“A/D”)轉(zhuǎn)換器30被數(shù)字化。作為替代，可以使用模擬波束形成器。A/D轉(zhuǎn)換器30以一采樣頻率對(duì)所接收的回聲信號(hào)進(jìn)行采樣，該采樣頻率受到由中央控制器觀生成的信號(hào)fs的控制。由采樣理論規(guī)定的期望采樣率至少是所接收的通帶的最高頻率的兩倍，并且可能在30-40MHZ 的量級(jí)上。高于最小需求的采樣率也是可期望的。對(duì)超聲系統(tǒng)的控制和對(duì)諸如探頭選擇的用于成像的各種控制設(shè)置的控制受到用戶對(duì)控制面板20的控制器的操縱的影響，該控制面板被耦合到中央控制器觀并且通過(guò)中央控制器觀施加其控制。來(lái)自陣列14的各個(gè)換能器的回聲信號(hào)樣本被延遲并且被波束形成器32疊加以形成相干回聲信號(hào)。如美國(guó)專(zhuān)利6，013，032 (Savord)和美國(guó)專(zhuān)利6，375，617 (Fraser)所描述的，對(duì)于通過(guò)二維陣列進(jìn)行的3D成像，優(yōu)選的是將波束形成器劃分成位于探頭內(nèi)的微波束形成器以及系統(tǒng)主機(jī)內(nèi)的主波束形成器。然后由數(shù)字濾波器34對(duì)數(shù)字相干回聲信號(hào)進(jìn)行濾波。在這一實(shí)施例中，發(fā)射頻率和接收頻率是被獨(dú)立控制的，從而波束形成器32自由地接收與發(fā)射頻帶不同的頻帶，諸如諧波頻帶。數(shù)字濾波器34對(duì)信號(hào)進(jìn)行帶通濾波，并且也可以將頻帶移位到更低的頻率范圍或基帶頻率范圍。例如，該數(shù)字濾波器可以是美國(guó)專(zhuān)利 5，833，613 (Averkiou等人)中公開(kāi)的那類(lèi)濾波器。來(lái)自組織的經(jīng)濾波回聲信號(hào)被從數(shù)字濾波器34耦合到B模式處理器36以便進(jìn)行B模式處理。諸如微泡的造影劑的經(jīng)濾波回聲信號(hào)被耦合到造影信號(hào)處理器38。例如，如美國(guó)專(zhuān)利6，692，438 (Skyba等人)所描述的，造影劑通常被用于更清楚地描繪血管，或者用于執(zhí)行組織的微脈管系統(tǒng)的灌注研究。造影信號(hào)處理器38優(yōu)選通過(guò)脈沖反演技術(shù)來(lái)分離從諧波造影劑返回的回聲，其中通過(guò)發(fā)射多個(gè)脈沖到圖像位置所產(chǎn)生的回聲被組合以消除基本信號(hào)分量并增強(qiáng)諧波分量。例如，在美國(guó)專(zhuān)利6，186，950 (Averkiou等人)中描述了一種優(yōu)選的脈沖反演技術(shù)。來(lái)自數(shù)字濾波器34的經(jīng)濾波回聲信號(hào)還被耦合到用于Doppler處理的Doppler 處理器40以產(chǎn)生速度和/或功率Doppler信號(hào)。來(lái)自這些處理器的輸出信號(hào)可以被掃描轉(zhuǎn)換并顯示為平面圖像，并且還被耦合到用于繪制三維圖像的3D圖像處理器42，這些三維圖像被存儲(chǔ)在3D圖像存儲(chǔ)器44中。可以如美國(guó)專(zhuān)利5，720，^lGctiwartz)和美國(guó)專(zhuān)利 5，474，073 (Schwartz等人)及5，485，842 (Quistgaard)中描述的那樣執(zhí)行三維繪制，所有這些文獻(xiàn)都以引用的方式合并于此。來(lái)自造影信號(hào)處理器38、B模式處理器36和Doppler處理器40的二維圖像信號(hào)以及來(lái)自3D圖像存儲(chǔ)器44的三維圖像信號(hào)被耦合到Cineloop 存儲(chǔ)器48，該Cineloop 存儲(chǔ)器針對(duì)大量超聲圖像中的每一個(gè)存儲(chǔ)圖像數(shù)據(jù)。圖像數(shù)據(jù)優(yōu)選被以集合方式存儲(chǔ)在 Cineloop存儲(chǔ)器48中，其中每個(gè)圖像數(shù)據(jù)集對(duì)應(yīng)于在相應(yīng)時(shí)間處獲得的圖像。一組中的圖像數(shù)據(jù)可以被用于顯示一參數(shù)圖像，該參數(shù)圖像示出在心跳期間的相應(yīng)時(shí)間處的組織灌注。存儲(chǔ)在Cineloop存儲(chǔ)器48中的各組圖像數(shù)據(jù)也可以被存儲(chǔ)在諸如磁盤(pán)驅(qū)動(dòng)器或數(shù)字視頻記錄器的永久性存儲(chǔ)設(shè)備中以用于稍后分析。在這一實(shí)施例中，這些圖像還被耦合到 QLAB處理器50，在此對(duì)圖像進(jìn)行分析并且對(duì)圖像的特性進(jìn)行測(cè)量。QLAB處理器是可通過(guò) Philips健康護(hù)理超聲系統(tǒng)購(gòu)買(mǎi)的軟件包，用于各種圖像分析和量化程序。QLAB處理器可以被用于在圖像中對(duì)解剖結(jié)構(gòu)的各個(gè)方面做出量化測(cè)量，諸如對(duì)組織界線和通過(guò)自動(dòng)邊界跟蹤所確定的邊界的描繪，如美國(guó)專(zhuān)利公開(kāi)2005-0075567和PCT公開(kāi)2005/0M898以及下文所描述的。QLAB處理器通過(guò)用戶操縱控制面板20的諸如按鈕和跟蹤球的控制器而被控制。由QLAB處理器產(chǎn)生的數(shù)據(jù)和圖像被顯示在顯示器52上，在此用戶可以如下所述通過(guò)操作控制面板20的控制器來(lái)操縱、注釋和測(cè)量所顯示的圖像。圖2示出美國(guó)專(zhuān)利5，833，613 (Averkiou等人)中描述的那類(lèi)時(shí)間-強(qiáng)度灌注曲線60。這種灌注曲線60可以由一連串的回聲信號(hào)形成，隨著造影劑在時(shí)間、到達(dá)體內(nèi)的特定點(diǎn)、隨著造影的量累積而上升到最大強(qiáng)度、然后隨著造影劑沖出脈管系統(tǒng)的該點(diǎn)而降低， 從該點(diǎn)采集這些回聲信號(hào)。可以通過(guò)將曲線60擬合到如上所述的灌注曲線模型來(lái)推導(dǎo)出很多參數(shù)，諸如造影劑首先到達(dá)體內(nèi)該點(diǎn)時(shí)的時(shí)間、、造影劑在體內(nèi)該點(diǎn)處快速積累時(shí)與曲線60相切的直線62的斜率s (或β )，以及當(dāng)造影劑的積累達(dá)到其峰值時(shí)的曲線的最大點(diǎn)Α。之后，隨著造影劑在體內(nèi)該點(diǎn)處沖出脈管系統(tǒng)并且逐漸被不含造影劑的血液替代，該曲線下傾并且逐漸減小。然后可以由一個(gè)或多個(gè)所計(jì)算的曲線參數(shù)形成參數(shù)圖像。例如， 可以形成解剖結(jié)構(gòu)的圖像，其中在圖像中的每一點(diǎn)處示出最大值Α。這些A值可以用與針對(duì)所有曲線計(jì)算的A值范圍相聯(lián)合的顏色范圍中的一種顏色來(lái)表示。類(lèi)似地，可以用描述圖像中各點(diǎn)處曲線的差異值β的顏色或諸如(Ι-β)或Α/β的參數(shù)組合來(lái)形成參數(shù)圖像。圖3示出根據(jù)本發(fā)明創(chuàng)建時(shí)間造影參數(shù)圖像的方法。第一步驟70是隨著造影劑沖入和沖出被檢查的身體區(qū)域而采集超聲圖像數(shù)據(jù)。造影劑可以作為藥劑團(tuán)被注入患者體內(nèi)，然后其通過(guò)血流被運(yùn)載以最終在數(shù)秒后到達(dá)被成像的組織。作為替代，如美國(guó)專(zhuān)利5，944，666 (Hossack等人)所述，可以通過(guò)用較高強(qiáng)度的超聲周期性地破碎連續(xù)造影劑流來(lái)由該連續(xù)造影劑流形成藥劑團(tuán)，從而該流具有清楚的起點(diǎn)和終點(diǎn)。隨著造影劑沖入和沖出被研究的身體區(qū)域，圖像被采集，從而可疑區(qū)域中的所有點(diǎn)由于造影劑的存在而被快速采樣。所采集的數(shù)據(jù)被存儲(chǔ)以用于分析。作為步驟72，該圖像數(shù)據(jù)被回顧以識(shí)別用于分析的感興趣區(qū)域(ROI)。這可以通過(guò)在ROI周?chē)ㄎ换虍?huà)出圖形來(lái)完成，如圖4的超聲圖像中的框82所示。然后如在步驟74中所述，針對(duì)ROI中的各點(diǎn)的信號(hào)序列被用在曲線擬合操作中以計(jì)算ROI中各點(diǎn)的時(shí)間-強(qiáng)度曲線。根據(jù)本發(fā)明的原理，如在步驟76中所示，時(shí)間-強(qiáng)度曲線水平被設(shè)置，其定義三個(gè)連續(xù)的時(shí)間段隨著造影劑積累的沖入段，隨著在每一點(diǎn)處維持造影劑的最大水平的增強(qiáng)段，以及隨著造影劑流出ROI各點(diǎn)的沖出段?？梢栽陂_(kāi)始研究之前或者在對(duì)時(shí)間-強(qiáng)度曲線信息進(jìn)行后處理的開(kāi)始時(shí)做出這些設(shè)置。然后如步驟78所述，可以由各時(shí)間段時(shí)間中的每一個(gè)形成參數(shù)圖像。然后在步驟80中，各時(shí)間段的參數(shù)圖像中的一個(gè)或多個(gè)被用于描繪病變或其界線。圖5示出時(shí)間-強(qiáng)度曲線水平的示例，其已經(jīng)根據(jù)步驟76被設(shè)置以定義時(shí)間-強(qiáng)度曲線60的時(shí)間段。在這一示例中，上升或沖入時(shí)間段是從曲線60的峰值A(chǔ)的20% (由 63和時(shí)間、指示)上升到曲線峰值的80%的水平(由65和時(shí)間、指示)的持續(xù)時(shí)間。 在造影劑的量在其灌注峰值附近時(shí)的增強(qiáng)段是從時(shí)間t2處標(biāo)記為65的峰值80%到67和時(shí)間t3處的下傾至峰值90%的持續(xù)時(shí)間。下降或沖出段是從67和時(shí)間t3處的峰值90% 到69和時(shí)間t4處的峰值30%的持續(xù)時(shí)間。在這一示例中，、 t2是沖入段，t2 t3是增強(qiáng)段，且t3 t4是沖出段。在肝臟腫瘤的情況下，沖入段發(fā)生在心跳的動(dòng)脈期，且沖出段發(fā)生在稍后的門(mén)脈期?？梢杂蛇@些時(shí)間段參數(shù)形成三個(gè)參數(shù)圖像，在一個(gè)圖像中每個(gè)圖像像素根據(jù)其沖入時(shí)間段值被編碼，在另一個(gè)圖像中每個(gè)像素根據(jù)其增強(qiáng)時(shí)間段值被編碼，并且在第三個(gè)圖像中每個(gè)像素根據(jù)其沖出時(shí)間段值被編碼。在構(gòu)建的實(shí)施例中，該編碼是通過(guò)用來(lái)自對(duì)應(yīng)于時(shí)間段值范圍的顏色范圍的顏色對(duì)每個(gè)像素著色來(lái)完成的。由于這些值是數(shù)值，因此也可以觀察到每個(gè)點(diǎn)的量化。這些圖像和量化幫助臨床醫(yī)生診斷所觀察的病變。正常組織將表現(xiàn)出相對(duì)緩慢的沖入(長(zhǎng)上升時(shí)間段)、緩慢的持續(xù)的增強(qiáng)(長(zhǎng)增強(qiáng)時(shí)間段)以及緩慢的沖出(長(zhǎng)下降時(shí)間段)。異常組織的特征在于相對(duì)快的沖入(短上升時(shí)間段)、快速增強(qiáng) (短增強(qiáng)時(shí)間段)以及快速?zèng)_出(短下降時(shí)間段)。臨床醫(yī)生可以觀察病變之外的正常組織區(qū)域中的時(shí)間段，然后觀察顏色編碼圖像中的可疑病變之內(nèi)的時(shí)間段，或者觀察正?；蚩梢蓤D像位置處的三個(gè)時(shí)間段的量化。該比較將指示正常組織與異常組織之間的差異。臨床醫(yī)生還可以使用顏色編碼值或量化值來(lái)區(qū)分良性病變和惡性病變。例如，在肝臟中，諸如FNH(局灶性結(jié)節(jié)增生)的良性病變將表現(xiàn)為在動(dòng)脈期(上升段)是強(qiáng)回聲 (hyper echoic)的(比周?chē)＝M織更亮)，在增強(qiáng)段是強(qiáng)回聲的，并且在門(mén)脈期(下降段)是強(qiáng)回聲的。諸如HCC(肝癌)的惡性病變將表現(xiàn)為在動(dòng)脈期(上升段)是強(qiáng)回聲的， 在增強(qiáng)段是強(qiáng)回聲的，并且在門(mén)脈期(下降段)是低回聲(hypo echoic)的(比周?chē)＝M織更暗)。另外，良性病變傾向于比惡性病變具有更長(zhǎng)的增強(qiáng)時(shí)間段和更慢的下降時(shí)間段，而惡性病變傾向于比良性病變具有更短的增強(qiáng)時(shí)間段和更快的下降時(shí)間段。通過(guò)在時(shí)間段期間對(duì)照病變觀察正常組織背景的表現(xiàn)，可以提供對(duì)可能的惡性腫瘤的指示。如圖6和圖7所示，三個(gè)時(shí)間段圖像中的一個(gè)或多個(gè)可以被用于描繪病變的界線。界線描繪例如在規(guī)劃和評(píng)價(jià)諸如利用高強(qiáng)度超聲的射頻消融療法或溫?zé)岑煼ǖ闹委熤惺怯杏玫?。在圖6中，上升時(shí)間段圖像的顏色被投影到三維顯示器84中，其中較淺的顏色處于較高的投影水平，較暗的顏色處于較低的投影水平。較亮的顏色被編碼成更多地表征正常組織的緩慢(長(zhǎng))時(shí)間段，而較暗的顏色被編碼成更多地表征異常組織的較短時(shí)間段。該 3D投影可以被旋轉(zhuǎn)并翻轉(zhuǎn)以評(píng)價(jià)可疑病變區(qū)域的范圍、程度和變化。然后可以應(yīng)用閾值化， 以如圖7所示地在選定水平處穿過(guò)投影進(jìn)行切片，以執(zhí)行投影面積的區(qū)域分割。圖7所示的穿過(guò)3D投影的切片示出這一示例的病變82的界線和不規(guī)則形狀。作為替代，區(qū)域生長(zhǎng)技術(shù)(其尋找均勻特征的相似性)或邊界檢測(cè)技術(shù)(其通過(guò)組織差異來(lái)描繪一區(qū)域)可以被用于分割病變的界線。 圖和圖8b中的每一個(gè)示出肝臟的超聲圖像，在其上覆蓋有根據(jù)本發(fā)明形成的病變的參數(shù)圖像的色框90。圖8a的色框包含圖像中具有可疑病變的肝臟區(qū)域的上升時(shí)段參數(shù)圖像。圖8b的色框包含相同肝臟區(qū)域的增強(qiáng)時(shí)段參數(shù)圖像。每個(gè)參數(shù)圖像清楚地示出對(duì)病變的描繪，其界線對(duì)照色框ROI的正常組織背景被銳利地定義。參數(shù)圖像中的一個(gè)或兩個(gè)可以被用于圍繞圖9所示的ROI 92中的病變的邊界畫(huà)出線94?？梢酝ㄟ^(guò)對(duì)空間對(duì)應(yīng)的像素取平均、對(duì)組合中的像素值有差別地加權(quán)或者計(jì)算兩個(gè)圖像的中值來(lái)覆蓋或組合 ROI圖像。然后閾值化可以被用于定義病變的界線。還可以通過(guò)對(duì)參數(shù)圖像中的一個(gè)或兩個(gè)或其組合進(jìn)行圖像處理來(lái)找到病變界線。例如，在病變內(nèi)部的種子點(diǎn)可以被指示并生長(zhǎng)以定義病變的面積?？梢允褂猛ㄟ^(guò)識(shí)別相鄰像素之間的差異性而進(jìn)行的基于邊界的描繪， 還可以使用利用病變面積的均勻性來(lái)對(duì)病變的像素分類(lèi)的基于區(qū)域的識(shí)別技術(shù)。如圖9所示，得到的結(jié)果是清楚地描繪的病變界線，其可以被用于針對(duì)病理規(guī)劃療法。
權(quán)利要求
1.一種用于識(shí)別感興趣區(qū)域中的病變的超聲診斷成像系統(tǒng)，其包括空間數(shù)據(jù)集序列，其檢測(cè)灌注所述感興趣區(qū)域的造影劑的量的上升和下降；灌注曲線計(jì)算器，其計(jì)算在所述感興趣區(qū)域中空間上不同的點(diǎn)處的造影劑灌注的時(shí)間-強(qiáng)度曲線；一組時(shí)間段描繪值，其根據(jù)每個(gè)灌注曲線描繪選自上升時(shí)間段、增強(qiáng)時(shí)間段和下降時(shí)間段的時(shí)間段；參數(shù)圖像處理器，其形成所述感興趣區(qū)域的選定時(shí)間段的時(shí)間段值的造影參數(shù)圖像；以及顯示器，其顯示所述造影參數(shù)圖像。
2.如權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述時(shí)間段描繪值是時(shí)間-強(qiáng)度曲線的水平。
3.如權(quán)利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述時(shí)間段描繪值被定義為時(shí)間-強(qiáng)度曲線的峰值的百分比。
4.如權(quán)利要求2所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述上升時(shí)間段是在所述感興趣區(qū)域中一點(diǎn)處造影劑的量增加的持續(xù)時(shí)間，所述增強(qiáng)時(shí)間段是造影劑的量處于或靠近其峰值的持續(xù)時(shí)間，而所述下降時(shí)間段是造影劑的量降低的持續(xù)時(shí)間。
5.如權(quán)利要求4所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述上升時(shí)間段發(fā)生在造影劑沖入期間，而所述下降時(shí)間段發(fā)生在造影劑沖出期間。
6.如權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，具有相對(duì)長(zhǎng)時(shí)間段值的灌注期的參數(shù)圖像表征正常組織，而具有相對(duì)較短時(shí)間段值的灌注期的參數(shù)圖像表征異常組織。
7.如權(quán)利要求6所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，具有相對(duì)長(zhǎng)時(shí)間段的增強(qiáng)灌注期的參數(shù)圖像表征良性組織，而具有相對(duì)較短時(shí)間段的增強(qiáng)灌注期的參數(shù)圖像表征惡性組織。
8.如權(quán)利要求7所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其還包括形成所述感興趣區(qū)域中不同點(diǎn)處的造影劑強(qiáng)度的造影圖像的造影信號(hào)處理器，其中，良性組織在所述下降時(shí)間段的造影圖像中是相對(duì)強(qiáng)回聲的，而惡性組織在所述下降時(shí)間段的所述造影圖像中是相對(duì)低回聲的。
9.如權(quán)利要求1所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其還包括對(duì)所述造影參數(shù)圖像作出響應(yīng)的邊界檢測(cè)器，其描繪病變的邊界。
10.如權(quán)利要求9所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述邊界檢測(cè)器通過(guò)將所述造影參數(shù)圖像閾值化來(lái)描繪所述病變的邊界。
11.如權(quán)利要求9所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述參數(shù)圖像處理器還可操作以形成第二選定時(shí)間段的時(shí)間段值的第二參數(shù)圖像，其中，第一參數(shù)圖像和第二參數(shù)圖像都被所述邊界檢測(cè)器用于描繪所述病變的邊界。
12.如權(quán)利要求11所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，第一參數(shù)圖像和第二參數(shù)圖像通過(guò)加權(quán)或取平均中的至少一個(gè)而被組合。
13.如權(quán)利要求9所述的超聲診斷成像系統(tǒng)，其中，所述邊界檢測(cè)器利用基于邊界或基于區(qū)域的像素處理中的至少一個(gè)。
14.一種用于識(shí)別超聲圖像中的異常組織的方法，其包括識(shí)別感興趣區(qū)域；隨著造影劑沖入和沖出所述感興趣區(qū)域，采集所述感興趣區(qū)域的超聲數(shù)據(jù)； 針對(duì)所述感興趣區(qū)域中的各點(diǎn)計(jì)算時(shí)間-強(qiáng)度曲線；針對(duì)所述時(shí)間-強(qiáng)度曲線中的每一個(gè)識(shí)別上升時(shí)間段、增強(qiáng)時(shí)間段或下降時(shí)間段參數(shù)中的至少一個(gè)；以及形成所述時(shí)間段參數(shù)中的至少一個(gè)的造影參數(shù)圖像。
15.如權(quán)利要求14所述的方法，其還包括設(shè)置時(shí)間-強(qiáng)度曲線的水平，其定義所述時(shí)間-強(qiáng)度曲線的期望時(shí)間段。
全文摘要
超聲診斷成像系統(tǒng)隨著造影劑團(tuán)沖入和沖出可能包含病變的感興趣區(qū)域(ROI)來(lái)采集圖像數(shù)據(jù)序列。造影強(qiáng)度的圖像數(shù)據(jù)被用于計(jì)算ROI中每一點(diǎn)處的時(shí)間-強(qiáng)度曲線。設(shè)置時(shí)間-強(qiáng)度曲線的水平以定義當(dāng)造影劑灌注ROI時(shí)的上升時(shí)間段、當(dāng)在ROI中維持最大量的造影劑時(shí)的增強(qiáng)時(shí)間段以及當(dāng)造影劑沖出ROI時(shí)的下降時(shí)間段。針對(duì)ROI中各點(diǎn)的時(shí)間段參數(shù)中的一個(gè)或多個(gè)被用于形成參數(shù)造影圖像，其被用于識(shí)別ROI中的病變及其邊界。
文檔編號(hào)A61B8/08GK102209495SQ200980144911
公開(kāi)日2011年10月5日 申請(qǐng)日期2009年10月27日 優(yōu)先權(quán)日2008年11月11日
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