专利名称：用于显示心肌灌注的图像分割的制作方法图1是可用于实施在此描述的方法的超声装置的图解；图2是示出图1所示类型装置的功能元件的示意图；图3是超声成像处理的图解；图4是图3所示像素的图解；图5是表示在此所公开类型的图像分割方案的逻辑处理流程图；图6是心肌灌注研究的图解，其中对心肌和左心室中的微气泡进行成像；图7是心肌灌注研究的图解，其中只对左心室中的微气泡进行成像；和图8是心肌灌注研究的图解，其中只对心肌中的微气泡进行成像。在此提供了在心肌组织和其它对象上进行灌注研究的方法和装置。这些方法和装置克服了从待成像组织周围环境中气泡成像产生的一类对照问题。这通过新颖的图像数据分割方案(包括速度分割方案)和图像数据减法方案来完成，这些方案产生不含与周围环境有关的成像信息的图像，且尤其不含来自房室的成像信息。所得到的图像类似于由核单光子发射计算机断层摄影术(SPECT)获得的图像。因此，熟悉SPECT的临床医生易于读懂由这些技术生成的图像，从而这些临床医生只需进行较少或无需进行额外训练就能根据这些图像进行工作。在此公开的方法和装置的优选实施例以及这些方法和装置的优点通过参照附图1-8而得到最好的理解，其中相同的标记在不同附图中用于表示相同和相应部件。图1示出可用于实施在此公开的方法的超声成像系统10的简化框图。本领域普通技术人员应当懂得，如图1所示的超声成像系统10和此后所描述的其操作是要通用地表示这类系统，任何具体系统可明显不同于图1所示的系统，尤其是在构造细节方面和在这种系统的操作方面。因此，超声成像系统10应当被认为是说明性和示范性的，而不是对在此描述的方法和装置或所附的权利要求书起限制作用。超声成像系统10通常包括超声单元12和所连接的换能器14。换能器14包括空间定位接收器(或简称“接收器”)16。超声单元12集成在空间定位发射器(简称“发射器”)18和相关控制器20内。控制器20通过提供定时和控制功能来提供全部系统控制。如将在下面所讨论的，控制程序包括修改接收器16的操作以生成体积测量超声图像的各种程序，体积测量超声图像包括活动实时图像、先前记录的图像或者用于观察和分析的暂停或冻结图像。超声单元12还设有用于控制超声发射和接收的成像单元22和用于在监视器(见图2)上生成显示的图像处理单元24。图像处理单元24包含再现三维图像的程序。发射器18优选位于超声单元12的上部以获得向接收器16的清晰发射。虽然未具体说明，在此所描述的超声单元可以构造成车载形式。在手画成像期间，用户在对象25上以受控运动移动换能器14。超声单元12结合由成像单元22产生的图像数据和由控制器20产生的位置数据以生成适于在监视器(见图2)上再现的数据矩阵。超声成像系统10采用通用处理器和PC类结构使图像再现过程与图像处理功能集成在一起。另一方面，可以采用ASIC来实行拼接和再现。
图2是可用于实现在此所描述方法的超声系统的框图30。图2所示超声成像系统设置成采用脉冲发生电路，但同样可设置成采用任意波形操作。超声成像系统10采用适于合并标准个人计算机(“PC”)类型部件的中央体系结构并包括发射器14，发射器14基于来自发射器28的信号，以已知的方式通过一定角度扫描超声束。由换能器14检测背散射信号，即回波，并通过接收/发射开关32依次向信号调节器34和束形成器36馈送信号。换能器14包括优选设置成可操纵二维阵列的元件。信号调节器34接收背散射超声信号并在它们被馈送到束形成器36之前通过放大和形成电路来调节这些信号。在束形成器36中，超声信号被转换成数字值并根据来自沿超声束方位上的点的背散射信号幅度设置成数字数据值“行”。
束形成器36向专用集成电路(ASIC)38馈送数字值，该专用集成电路包括将数字值转换成更易于送到监视器40上进行视频显示的形式所需的主要处理模块。前端数据控制器42从束形成器36接收数字数据值行并在接收时缓冲缓冲器44区域内的每行。在积聚数字数据值行后，前端数据控制器42通过总线46向共享中央处理单元(CPU)48发送中断信号。CPU 48执行控制过程50，该过程包括可操作地使ASIC38内的每个处理模块能够进行各个异步操作。更具体地，当接收到中断信号时，CPU 48向随机存取存储器(RAM)控制器52馈送数字数据值行以使其存储到构成统一共享存储器的随机存取存储器(RAM)54内。RAM 54还存储CPU 48的指令和数据，包括数字数据值行和在ASIC38内各模块之间传输的数据，这些全部在RAM控制器52的控制下。
如上所述，换能器14包括与发射器28联合操作以产生位置信息的接收器16。该位置信息提供到(或创建自)以已知方式输出位置数据的控制器20。与数字数据值的存储协作，位置数据存储在(在CPU 48的控制下)RAM 54中。
控制过程50控制前端定时控制器45以向发射器28、信号调节器34、束形成器36和控制器20输出定时信号，从而使它们的操作与ASIC38内的模块操作同步。前端定时控制器45还发出控制总线46的操作和ASIC 38内各种其它功能的定时信号。
如前所述，控制过程50将CPU 48设置成使前端数据控制器44能够将数字数据值行和位置信息移动到RAM控制器52内，在此将它们存储在RAM 54内。由于CPU 48控制数字数据值行的传输，它会检测至何时整帧图像已存储在RAM 54中。此时，CPU 48由控制过程50设置并识别出已获得由扫描转换器58操作的数据。此时，CPU 48因此通知扫描转换器58它可以访问来自RAM 54的数据帧以进行处理。
为访问RAM 54内的数据(通过RAM控制器52)，扫描转换器58中断CPU 48以从RAM 54请求数据帧行。而后将该数据传送到扫描转换器58的缓冲器60并变换成基于X-Y坐标系的数据。当该数据与来自控制器20的位置数据结合时，就得出X-Y-Z坐标系内的数据矩阵。对于4-D(X-Y-Z-时间)数据可采用四维矩阵。对于来自RAM54的后续图像帧数字数据值重复该处理。所得到的经处理数据通过RAM控制器52返回到RAM 54作为显示数据。该显示数据通常与由束形成器36产生的数据分开存储。CPU 48和控制过程50通过上述中断过程检测扫描转换器58的操作是否完成。视频处理器62，如MITSUBISHIVOLUMEPRO系列卡，中断CPU 48，CPU 48通过从RAM 54向与视频处理器64相连接的缓冲器62馈送视频数据行进行响应。视频处理器64采用视频数据将三维体积测量超声图像在监视器40上再现为二维图像。
图3概念性地示出用于获得如在此所描述的图像的处理，其以超声传播开始，一直继续到在计算机监视器40上显示体积测量超声图像。在图3所示实施例中，存在与单个顶点68相关联的切片66，然而在别的方面是分离的。切片66中的每个扫描线70在其它切片中具有匹配(或“索引”)扫描线。优选地，具有相同横向位置的扫描线70横跨该组切片彼此相匹配。实现此目的的一种方式是通过将一个切片内的每个扫描线按顺序编号来给这些扫描线编索引，在这种情况下，具有相同索引值的扫描线70可以容易地相匹配。
为再现体积测量三维图像，每组相匹配的扫描线68上的数据点采用另外的程序进行线性合并。换句话说，切片组中的每个切片在高度方向累积以生成子序列显示的合成切片。优选地，但非必要地，对每个切片内的数据点例如通过采用乘法和累积程序(也称为“MAC”程序)以逐行为基础进行加权。
图3还示出采用体积测量超声处理所进行的例如人类心脏72的超声数据处理，其中在此所公开的方法对该处理具有特别有益的应用。在这种处理中，可采用活动三维超声体系结构，其瞬时处理通过采用换能器14而产生的来自切片66的数据以生成数据的体素矩阵74。通过采用强大的巨型计算机体系结构，如由Philips Medical Systems制造的SONOS 7500系统，体素矩阵72在较短时间内(通常50毫秒)处理流动的三维超声数据。该处理的超声数据而后可显现在监视器40的屏幕上以实时显示振动的超声物体76。
可利用在此所公开方法的如SONOS 7500G之类的三维系统采用换能器14进行操作，换能器14包括3000元件阵列，且与微处理器相连，该微处理器采用先进的但仍以PC为基础的计算机平台以及允许交互作用的图像控制专用软件和易于使用的操作者界面来处理数据。3000元件阵列将关于超声物体，如心脏的数据捕获成体积。通过联合被蚀刻以具有所需要数目晶体的换能器晶体和有效触发换能器元件的微处理器电路，在此所公开的方法可采用的超声成像系统利用超过150个计算机板的计算功率作为动力。
处理体系结构包括能够实时产生体积数据的硬件和软件。该基于PC的技术支持即时显示三维图像。采用该技术，超声成像系统向SONOS7500主帧束形成器施加3000通道以进行实时扫描。三维扫描转换器58以超过每秒0.3千兆体素的速率进行处理以生成振动超声74的图像76。
因此，在此公开的方法可用于三维活动超声成像和显示处理以增强已知的超声波心动描记术的分析和诊断。在此所公开的方法所采用的系统具有在采集数据后立即产生和显示跳动心脏的三维图像的能力。然而，虽然不是优选的，在此所公开的方法也可用于其它所谓的实时三维系统，这些系统可能需要数秒来采集数据并需要额外的时间来将其重建成三维超声显示。在这类系统中，可对导致心脏三维超声图像的数据采集进行门控以对心电图和呼吸进行分析和诊断。
在此所公开的方法中可利用各种成像技术来创建图像数据。这些技术包括脉冲倒置(PI)、功率脉冲倒置(PPI)和功率调制(PM)。在常规谐波成像中，限制带宽以试图减少发射信号和所接收的谐波信号之间的重叠。上述技术通过减去而非滤除基波信号来避免了这些带宽限制。因此，可采用较大带宽，其对于对照剂具有较高分辨率和增加的灵敏度。PI采用例如180°相移的两个脉冲。任何对正负压力同等响应的静止线性目标将会被无效掉，而不对称气泡振动将会被增强。在无滤波的情况下减去回波的线性分量，然而增加了非线性分量。
图5示出在此所描述的成像处理的一个广义实施例。根据该方法，超声脉冲发射111到已注入微气泡对照剂的患者体内。接收113对应于患者体内心肌组织血液和房室血液的一系列回波。而后将这些回波转换115成基本上只对应于心肌灌注的图像数据。而后，可在不受房室遮掩的情况下研究心肌组织的特性。则所得到的图像类似于由核成像所获得的图像。
示出的成像处理类型可以各种方式实现。实现该处理的一个通用方法是通过图像数据分割，其包括速度分割。实现该处理的另一个通用方法是通过图像数据相减。这些方法将在下面进行更详细的描述。
在图像数据分割方法中，确定房室(例如左心室)的位置，且不显示对应于来自该区域血流的回波。在此描述了实现该方法的两个特定方法，虽然本领域技术人员将会理解，这些方法的特定变型和修改也是可采用的。
在根据该方法的第一方法中，通过以2D回波模式显示心肌(而非房室)内血液来完成图像数据分割。在这种方法中，处理左心室乳浊化(LVO)数据。可用于处理该数据的技术包括，但不限于，多普勒方案或非线性方案，如脉冲倒置(PI)。LVO数据而后用于确定房室的位置。然后处理灌注和LVO数据。这可例如通过采用如脉冲倒置之类的非线性方案来完成，虽然该方法不限于采用该种方案。最后，只基于不是来源于对应于所确定的房室位置的物理位置的数据显示图像。
在根据该方法的第二方法中，通过以叠加模式(也就是，如通过功率多普勒一类的模式)显示心肌(而非房室)内的血液来完成图像数据分割。这可通过产生灰度级图像(基波或谐波)以确定该图像平面的位置并引导临床医生选择正确平面来完成。而后可采用上述第一方法中的步骤来生成叠加彩色图像。
在图像数据相减方法中，按照方程I的算法采用比例因子w从总数据(LV+MC)中减去房室(LV)数据(LV+MV)-w*LV(方程I)在此描述了实施该方法的两个具体方法，虽然本领域技术人员将会理解，也可对这些方法进行变更或修改。
在根据该方法的第一方法中，通过以2D回波模式显示心肌(而非房室)内血液来完成图像数据相减。在这种方法中，处理左心室乳浊化(LVO)数据。可用于处理该数据的技术包括，但不限于，多普勒方案或非线性方案，如脉冲倒置(PI)。然后处理LVO和灌注数据。这可以例如通过使用诸如脉冲倒置(P I)的非线性方案来实现，尽管该方法不局限于使用这种方案。经处理的LVO数据乘以比例“w”，而后根据方程1被从合并的经处理的LVO/灌注数据中减去。
作为第一方法的实例，考虑采用一系列脉冲的情况。则发射脉冲倒置序列，其具有发射值-1，1，-1。接收LVO的脉冲序列A，其为1，0，-1(这是多普勒方案)。接收(MC+LVO)的脉冲序列B，其为1，2，1(这是非线性方案)。最后结果为序列C，这里C由方程1给出为C＝B-wA，其中w是用户控制权重。
在根据该方法的第二方法中，通过以叠加模式(也就是，如通过功率多普勒一类的模式)显示心肌(而非房室)内的血液来完成图像数据相减。这可通过产生灰度级图像(基波或谐波)以确定该图像平面的位置并引导临床医生选择正确平面来完成。而后可采用上述第一方法中的步骤来生成叠加彩色化图像。
在上述叠加方案的变型中，第一组图像数据可以由2-3脉冲多普勒产生。该图像数据可具较低动态范围，从而实现较平滑外观以使房室具有较均匀图像以用于图像分割目的。而后可基于灰度级图像数据进行彩色图像分割。在一些实施例中，该方法可用于重合成像中，也就是对回波(灰度级)图像数据和彩色图像幅度采用相同的发射序列。在这种方案中一个可能的五脉冲序列的实例如下发射权重1，-1，1，-1，1回波接收权重0.25，0，-0.5，0，0.25彩色接收权重0.0625，0.25，0.375，0.25，0.0625回波处理将导致其中只显示房室的图像，且其中彩色处理将导致其中显示房室和心肌的图像。从回波图像中找到房室的位置且将其用于分割彩色图像或从彩色图像中减去以去除房室。
还可根据在此所给出的教导通过单一图像模式实现图像分割。在该模式中，采用单一图像数据集，如RF数据集，实现图像分割。这通过对图像数据进行不止一次处理来完成。上述5脉冲方案可用于此目的。然而，在此描述三脉冲序列以表明所讨论的方法不限于固定数目脉冲发射权重 1，-1，1，组A接收权重 1，0，-1(功率多普勒信号)组B接收权重 0.25，0.5，0.25(二次谐波信号)用不同权重对所接收的信号进行两次处理以每次提取不同信息。在该实例中，组A只显示房室气泡信息，因而对应于图7所示的情形，其中图像211只包含LV腔205数据。组B显示房室气泡信号和心肌组织信息，因而对应于图6所示情形。为均衡房室内的信号，可向带A施加权重w。这样，通过根据方程1用算子Φ(A，B)＝B-wA在图像数据上进行运算，就可去除对应于房室气泡信息的信号。这种情形在图8中示出，其中图像221只包含MC 203数据。
在此已提供了在心肌组织和其它这类对象上进行灌注研究的方法和装置。这些方法和装置通过新颖的图像分割方案克服了从待成像组织周围环境中的气泡成像产生的对照问题，该图像分割去除了与周围环境相关的成像信息，尤其来自房室的成像信息。所得到的图像基本上仅显示心肌灌注，其类似于在核单光子发射计算机断层摄影术(SPECT)中获得的图像。
本发明的上述描述是举例说明性的，并不是要起限制作用。因此应当理解，在不偏离本发明的范围的情况下，可对上述实施例进行各种添加、删减和修改。因此本发明的范围应当只参照所附的权利要求书来解释。


提供一种采用对照剂在心肌组织上进行灌注研究的方法和装置。根据该方法，向患者体内发射(111)超声脉冲，并接收对应于所述患者体内心肌组织血液和房室内血液的超声脉冲回波。将所接收的超声回波转换(115)成基本上仅对应于心肌灌注的图像数据。