本發(fā)明涉及超聲掃描轉換，并且更具體地，涉及對從多個聲學窗口采集的超聲的掃描轉換。

背景技術：

一旦超聲相控陣列數(shù)據(jù)被采集，就執(zhí)行掃描轉換以將數(shù)據(jù)從極坐標轉換到笛卡爾網(wǎng)格。因此，亮度值可以被分配給可顯示的圖像的像素。通常，通過根據(jù)空間對每個樣本進行加權來執(zhí)行坐標的該變換。

在Leavitt等人的美國專利No.4468747中描述了掃描轉換的一個范例，通過引用將其整體內容并入本文。

Leavitt涉及來自單個聲學窗口的掃描轉換。

利用多個探頭或跨越多個聲學窗口執(zhí)行的超聲心動圖可以提供心臟的較大的視場。然而，該配置要求從每個視圖或探頭獲得的波束之間的配準和同步。存在若干技術來組合多個數(shù)據(jù)集，諸如基于ECG門控的采集、實時體積配準等。

技術實現(xiàn)要素：

基于采集和時間體積配準的ECG門控的上述技術非常適于來自單個聲學窗口的數(shù)據(jù)采集。

需要的是用于克服運動偽跡的多窗口采集方案，尤其地在對移動器官(諸如心臟)成像時。尤其地，在心臟介入手術期間，以最大的圖像質量對高度移動客體(諸如心臟中的瓣膜)成像是重要的。用于達到圖像質量的有效程度的關鍵因素之一是減輕運動偽跡。本文所提出的技術旨在盡可能同步地執(zhí)行成像。此外，提出了在掃描轉換期間減輕不可避免的心臟運動的效應的方法。

在本文提出的方面中，超聲接收波束形成產生波束形成樣本，基于其動態(tài)地重建空間中間像素。已經(jīng)從分別通過不同的聲學窗口的采集導出了所述樣本。所述重建還基于所述樣本的時間加權。

在相關方面中，提出一種用于來自分別面對要成像的中心區(qū)域的相對側的并排間隔開的一對聲學窗口的同步超聲相控陣列數(shù)據(jù)采集的方法。具體而言，交錯地使用所述對以在對所述區(qū)域進行成像中在單個橫向方向上聯(lián)合地進行動態(tài)掃描。所述掃描中的所述采集是沿著跨所述區(qū)域橫向地延伸的同步線在所述方向上單調地行進的。

在未按比例繪制的以下附圖的幫助下，以下還闡述了基于多個聲學窗口的新穎的超聲采集同步技術的細節(jié)。

附圖說明

圖1是通過范例示出根據(jù)本發(fā)明的用于基于多個聲學窗口的超聲采集同步技術的成像設備的示意圖；

圖2是例示掃描和使用圖1的設備的掃描轉換中的空間加權和時間加權兩者的概念圖；并且

圖3A-圖3C是根據(jù)本發(fā)明的掃描和像素重建的示范性流程圖。

具體實施方式

圖1通過說明性和非限制性的范例描繪了成像設備100，其可操作用于通過多個聲學窗口的超聲采集和采集的同步。設備100包括多個探頭104、108。

對于探頭104之一而言，出于說明性目的，在圖1中示出了具有焦點116的發(fā)射波束(或“發(fā)射”)112。波束112在所指示的方向120上行進。在接收時，經(jīng)由在與發(fā)射方向120相反的方向上返回的來自增加成像深度的超聲回聲漸進地采集圖像樣本的響應性接收波束(或“接收”或“A線”)124。由于探頭104具有相控陣列，因此許多波束112經(jīng)由操縱能力在掃描的過程期間在不同角度的方向上被發(fā)射。協(xié)議是發(fā)射112，跟隨有對應的接收124。這然后在鄰近方向上重復。具體而言，波束112、124在圖像1中在掃描中順時針旋轉。

以上全部還應用于第二探頭108。

兩個探頭的成像中的一些成像將因此交疊，如由視場線126、128的交叉所表示的。另外，兩個探頭104、108的掃描是同步的。一方面，第二探頭108的掃描的開始關于針對第一探頭104的掃描的開始被延遲。另外，在交疊區(qū)域132中，兩個探頭104、108的掃描逐波束交錯。兩個探頭104、108的同步掃描共同地等于復合掃描134。

盡管僅圖示了兩個探頭104、108，但是可以橫向地添加任何數(shù)目的額外探頭，每次導致額外的類似交疊區(qū)域132。

而且，掃描可以是三維(3D)的。在這樣的備選實施例中，圖1中的給定方向上的每個發(fā)射/接收實際牽涉垂直于圖1的板的成像平面的采集。平面采集自身可以是正交于交疊從而導致交疊區(qū)域132的掃描的掃描。平面采集將因此關于兩個探頭104、108交錯地一個接一個跟隨。3D重建可以因此基于交疊的掃描的單個掃掠。

成像設備100還包括圖像采集電路136，其用于操作探頭104、108來采集成像。電路136包括發(fā)射波束形成器140和接收波束形成器144，其用于分別形成發(fā)射波束112和接收波束124。

在成像設備100中還包括掃描轉換電路148和顯示器152。除空間地或基于幾何結構對圖像樣本加權之外，掃描轉換電路148時間地對相同樣本加權。因此，對掃描轉換的輸入是經(jīng)過時間156以及空間距離160?？臻g距離針對2D掃描由Δx、Δy來指代，并且針對3D掃描由Δx、Δy、Δz來指代。具體而言，盡管2D像素重建可以使用用于選擇樣本的接近的圓，3D模擬是接近的球。

經(jīng)過時間156是樣本的新近性的指示符。在時間權重被應用的時間處，較小的經(jīng)過時間156意味著樣本較不“過時”。因此與不太新的樣本相比較，樣本將在加權平均計算中被給予額外時間權重。時間權重基于例如與相對新近性成比例。其可以被完成為與經(jīng)過時間156成反比地。備選地，經(jīng)過時間156中的差異可以用作相對時間權重的量度。以下在本文中還呈現(xiàn)了關于這些計算和范例的更多細節(jié)。

圖2提供了掃描和后續(xù)掃描轉換的范例。當并排205保持就位時，相應的探頭104、108的兩個相控陣列換能器202、204被用于聯(lián)合地對患者的胸部的區(qū)進行成像。遮擋層包括患者的肋骨206、208、210。探頭104、108被間隔開211設置以圍繞中心肋骨208進行成像。換能器202、204具有相應的超聲接口表面212、214。盡管存在聲學凝膠的薄中介層，但是表面212、214被按壓為與患者的皮膚216接觸。由虛線和點虛線示出的接收波束穿過皮膚216，與相應的發(fā)射一樣。通過其完成成像的皮膚216的部分在下文中被稱為聲學窗口。說明性地在圖2中，對于每個換能器202、204的短垂直線對劃定相應的聲學窗口218、220。在當前實施例中，每個發(fā)射的焦點116在本文中稱為同步或“synch”線222的分析結構上。然而，更一般地，同步線222可以是復合掃描的接收波束124以從左到右的順序穿過的任何線。線222的形狀不是限制的。在圖2中，形狀通過焦點或“焦點深度”116來定義。其在圖2中還被配置使得聲學窗口218、220的視場的相應的平分線相交從而劃定synch線222的曲率半徑。

對于第一探頭104而言，第一接收124在圖2中被標記“1”。四個后續(xù)的接收分別被標記“2”、“3”、“4”和“6”。

對于第二探頭108而言，五個接收124分別被標記“5”、“7”、“8”、“9”和“10”。

每個探頭104、108進行旋轉掃描，并且兩個掃描被同步為復合掃描。旋轉掃描的旋轉中心223被設置在超聲接口表面212、214的前面。在3D掃描背景下，其是旋轉線。

10個標記涉及發(fā)射112的激勵序列，或等價地，接收124的順序。

上面在本文中所提到的10個波束124在橫向方向上(從左到右)一個接一個地穿過synch線222。在圖2中，該方向上的行進被看作在該方向上嚴格地增加。更具體而言，其在該方向上單調地行進。

在實際的采樣中，將存在許多超過10個波束。通常，將存在超過100個波束。

在圖2中示出了額外的中間波束124。在波束“1”與“2”之間，例如，存在波束1.1、1.3、1.5、1.7和1.9。而且，關于第一探頭104和通過另一范例，在波束“6”與波束“7”之間存在兩個波束6.1和6.3。

圖2中的全部波束在橫向方向上(從左到右)一個接一個地穿過synch線222。

例如，以波束3.9開始，波束124穿過synch線222的順序是：4、4.1、4.3、4.5、5、5.1、4.7、5.3、4.9、5.5、6、6.1、5.7、6.3、5.9等。該順序等價地是相應的發(fā)射112的激勵順序。

在其中兩個探頭104、108的掃描空間地交疊的中心區(qū)域224中，兩個探頭的掃描關于跨中心區(qū)域橫向地延伸的synch線222的部分225時間地交錯。這從以上掃描順序序列的子集看到：4.5、5、5.1、4.7、5.3、4.9、5.5、6、6.1、5.7、6.3、5.9。說明性地，在針對波束對應地列出兩個探頭104、108時，子集序列是：4.5(探頭1)、5(探頭2)、5.1(探頭2)、4.7(探頭1)、5.3(探頭2)、4.9(探頭1)、5.5(探頭2)、6(探頭1)、6.1(探頭1)、5.7(探頭2)、6.3(探頭1)、5.9(探頭2)。掃描序列可以代替地被布置，使得交錯是兩個探頭104、108之間的切換(即，二元)交替。超聲接口表面212、214面對中心區(qū)域224的相對側226、228。復合掃描在兩個聲學窗口218、220之間的橫向方向230上。

為了重建空間中間像素232，選擇至少兩個鄰近樣本。一個技術將是選擇逐步距離在接近閾值T_P內的樣本。在圖2中，從四個相應的接收波束5.3、4.9、5.5和6選擇四個樣本。閾值T_P可以迭代地應用(每次降低其)以便降低使用在重建像素232中的樣本的數(shù)目。

在重建(即，掃描轉換)中，來自接收波束4.9的樣本比來自接收波束5.3的樣本更重地被空間加權，如從圖2中所示的來自像素232的相應距離234、236證明的。具體而言，第一距離234比第二距離236更短。

時間上，此處假定出于說明的目的，在復合掃描的結尾處執(zhí)行掃描轉換；但是掃描轉換可以針對更大的幀速率更頻繁地發(fā)生。

在對于像素232的掃描轉換的時間處，關于被用于掃描轉換的樣本的經(jīng)過時間156指示掃描轉換中的那些樣本的相對相關性。

具體而言，針對波束4.9樣本的經(jīng)過時間238小于針對波束5.3樣本的經(jīng)過時間240。因此，時間上波束4.9波束比波束5.3樣本也更重地加權。

然而，相對空間和時間加權可以僅針對任何給定像素容易證明是不同得多的。

首先并且通過范例，像素242可以比接收波束1.5更接近接收波束1.3，并且因此由前者波束更重地空間地加權，并且針對其重建然而時間地符合對后者波束的更多權重，因為后者波束在權重應用(即，重建或掃描轉換，針對像素242)的時間處是更加新的。

其次，更遠離synch線222，時間加權可以假定更多重要性。因此，例如，對于像素244的時間加權解釋針對波束4.5與波束5.5的經(jīng)過時間之間的差異。synch線222示出這是相對大的時間差異。在比synch線222背景更淺的中，還基于相對大的時間差異計算正好在接收波束4和波束5的交點附近的像素，如從在兩個波束與synch線相交處可見的。實際上，被選擇用或碰巧被選擇用于重建像素的synch線222上的樣本可以備選地相等地時間加權或僅空間地加權。

在標準掃描中，兩個聲學窗口的掃描之間的時間差別引起中心區(qū)域中的運動偽跡。

然而，根據(jù)本文所提出的技術，結合掃描轉換中的時間加權逐波束同步來自相應的橫向對齊的聲學窗口的掃描減輕中心定位的運動偽跡。實況移動圖像的顯示器152上的得到的描繪相對無偽跡并且被偏置有利于針對較大的保真度的更新近地采集的圖像數(shù)據(jù)。

圖2中所示的復合掃描關于在兩個聲學窗口218、220之間的相同橫向方向230中嚴格地增加的synch線222上的采樣而行進。如以上在本文中所提到的，聲學窗口218、220關于接收波束形成的時間交錯可以是兩個窗口之間的切換交替。針對2D復合掃描的情況，這在圖3A中被證明。第一探頭104的掃描被初始化為從左側開始(步驟S302)。清除探頭交替標簽(步驟S304)。如果當前不存在兩個探頭104、108的掃描的空間交疊(步驟S306)，則實現(xiàn)關于這當前是否是掃描的第一個時間半的詢問(步驟S308)。如果其是第一半(步驟S308)，則第一探頭104發(fā)射波束112(步驟S310)并且接收返回波束124(步驟S312)。波束操縱關于synch線222向右偏移(步驟S314)，并且返回到步驟S306。相反，如果這當前是掃描的第二時間半(步驟S308)，則第二探頭108發(fā)射波束112(步驟S316)并且接收返回波束124(步驟S318)。如果另一波束針對當前掃描保持(步驟S320)，則波束操縱關于synch線222向右偏移(步驟S314)，并且返回到步驟S306。另一方面，如果當前存在兩個探頭104、108的掃描的空間交疊(步驟S306)，做出關于探頭交替標簽是否清除的詢問(步驟S322)。如果標簽清除(步驟S322)，則現(xiàn)在設置標簽(步驟S324)并且處理分支到步驟S316。否則，如果標簽相反未清除(步驟S322)，則標記現(xiàn)在被清除(步驟S326)，并且處理分支到步驟S310。當在不存在另一波束124(步驟S320)的掃描中到達點時，做出關于是否要實現(xiàn)下一掃描的詢問(步驟S328)。如果要實現(xiàn)下一掃描(步驟S328)，則處理返回到例程的開始(即，步驟S302)。否則，如果不存在要實現(xiàn)的下一掃描(步驟S328)，則掃描現(xiàn)在完成。

圖3B和圖3C描述了作為除了掃描轉換中的空間加權外的考慮的時間加權。

參考圖3B，出于像素重建中的時間加權目的，時間將與每個樣本相關聯(lián)。對于在接收上的每個聲學窗口218、220，在接收窗口尚未終止(步驟S330)時，并且在接收到樣本時(步驟S332)，采集的時間戳與樣本鏈接(步驟S334)。確定回程的持續(xù)時間(步驟S336)。具體而言，超聲以1540米每秒的速度穿過軟體組織。存在在其處取得樣本的場點與通過其感測來自場點的返回回聲的換能器元件之間的已知距離。可以考慮在接收窗口期間在任何時間處的接收孔中的任何元件或這樣的元件的任何組合。而且，發(fā)射時間和其到場點的定向性是已知的。因此，時間戳的時間與發(fā)射的時間之間的差異可以分為針對樣本的發(fā)射時間和回聲返回時間。回程的持續(xù)時間從采集的時間戳減去以產生采集樣本中的超聲反射的時間戳(步驟S338)。反射時間戳被記錄在空間矩陣中，在對應于場點的條目中(步驟S340)。備選地，為了簡單起見，矩陣可以填充有要么發(fā)射的時間(尤其是如果僅一個樣本每近端接收線126要被選擇用于像素重建)，要么換能器處的樣本采集的時間。在任何情況下，構成矩陣條目的時間戳尤其是與相應的場點處的樣本相關聯(lián)。

在圖3C中例示像素重建。記錄當前時間(步驟S342)。選擇要重建的當前像素232(步驟S344)。選擇像素232的預定接近T_P內的樣本(步驟S346)。來自每個接收波束124的一個或多個樣本可以有資格用于選擇。處理指向所選擇的樣本中的第一個(步驟S348)。針對當前樣本(即，針對其場點位置)的矩陣條目從在步驟S342中記錄的當前時間被減去(步驟S350)。相減產生經(jīng)過時間156。如果存在針對要重建的當前像素的更多選擇的樣本(步驟S352)，則處理指向下一樣本(步驟S354)，其用作分支返回到相減步驟S350后的當前樣本。否則，如果不存在剩余的選擇的樣本(步驟S352)，則當前像素232空間并且時間地兩者加權(步驟S356)?？臻g權重w_s1、w_s2、……、w_sn均在范圍[0,1]內并且共同地總計到一。同樣地，時間權重w_t1、w_t2、……w_tn均在范圍[0,1]內并且共同地總計到一。存在至少兩個空間權重和至少兩個時間權重。其可以被平均以產生總體權重w_oi＝(w_si+w_ti)/2,i＝1,……,n?？傮w權重然后被應用到如用于重建相應的中間像素的任何掃描轉換中的樣本。在兩個選擇的樣本的最簡單情況下，利用之間的像素中途，權重被應用到相應的樣本亮度值以利用為產生于所應用的權重的加權平均的亮度來重建像素。

在一些實施例中，超聲接收波束形成產生波束形成的樣本，基于其動態(tài)地重建空間中間像素。已經(jīng)對應地從通過分別地不同的聲學窗口的采集導出了樣本。重建還基于樣本的時間加權。在一些實施例中，采樣經(jīng)由來自分別地面對要成像的中心區(qū)域的相對側的一對并排間隔開的聲學窗口的同步超聲相控陣列數(shù)據(jù)采集。具體而言，所述對交錯地被用于在對所述區(qū)域成像中在單個橫向方向上聯(lián)合地進行動態(tài)掃描。掃描中的采集沿著跨區(qū)域橫向延伸的同步線在該方向上單調地行進。分別地來自窗口對的旋轉掃描可同步到移動對象的復合掃描中。線可以由發(fā)射的焦點定義。行進可以嚴格增加。

所提出的技術的臨床應用包括對心臟、腎臟、肝臟進行成像并且包括對其他產科/婦科和新生兒流程進行成像。

盡管本發(fā)明的方法可以有利地應用在提供用于人類或動物對象的醫(yī)學診斷中，但是本發(fā)明的范圍不限于此。更廣泛地，本文所公開的技術涉及對體內或體外移動結構的改進的寬視圖成像。

盡管已經(jīng)在附圖和前面的描述中詳細說明和描述了本發(fā)明，但這樣的說明和描述被認為是說明性或示范性的而非限制性的；本發(fā)明不限于所公開的實施例。

例如，橫向鄰近聲學窗口的陣列可以是二維的，在這種情況下，逐對鄰近、甚至逐傾斜鄰近的窗口可以遵循上文所描述的掃描協(xié)議。

通過研究附圖、說明書和權利要求書，本領域的技術人員在實踐所主張的本發(fā)明時可以理解和實現(xiàn)所公開的實施例的其他變型。在權利要求中，詞語“包括”不排除其他單元或步驟，并且，詞語“一”或“一個”并不排除多個。權利要求中的任何附圖標記不應被解釋為對范圍的限制。

計算機程序可以臨時、暫時或者針對更長時間存儲在諸如光學存儲介質或者固態(tài)介質的適合的計算機可讀介質上。這樣的介質僅在不暫態(tài)傳播信號的意義上是非暫態(tài)的，但是包括其他形式的計算機可讀介質，諸如寄存器存儲器、處理器高速緩存和RAM。

單個處理器或其他單元可以履行權利要求書中記載的若干項目的功能。在互不相同的從屬權利要求中記載了特定措施并不指示不能有利地使用這些措施的組合。