CN104042247A - 使用自适应时间阶段的超声arfi位移成像 - Google Patents

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Abstract

在ARFI成像中，使用成本函数来识别（40）最佳地或充分地指示所期望信息的位移的时间。例如，识别（40）与对比度和信噪比的组合相关联的位移。发生所期望位移的时间可以不同于最大值的时间。由于时间公共于对于一个或多个扫描行的位移，所以可逐行地或逐个行群组来组装位移图像。

Description

使用自适应时间阶段的超声ARFI位移成像
技术领域
本实施例涉及超声成像。特别地，可改进声辐射力脉冲（ARFI）成像。
背景技术
在ARFI成像中，用作为推动脉冲被发射的ARFI来生成剪切、纵向或其它波。超声能量被发射到焦点区以生成波，导致在所述焦点区周围的组织的位移。另外的超声扫描跟踪在焦点区周围的位置处的组织随时间的位移。对于每个位置，峰值或最大位移被确定并被用来生成图像。然而，最大位移可能被偏置，因为组织的部分可在ARFI的瞬态响应期间比其它部分累积更多的位移。
除声阻抗（例如，B模式）和多普勒（例如，流动模式）成像之外，波信息也可指示组织特性。ARFI成像可基于由ARFI引发的组织位移来提供组织弹性属性。波速信息可对诊断有用。波速被确定为到达最大位移的时间。然而，最大位移中的偏置可引起所导出信息中的误差。
发明内容
通过介绍，下述优选实施例包括用于ARFI成像的方法、指令以及***。使用成本函数来识别最佳地或充分地指示所期望信息的位移的时间。例如，与对比度和信噪比的组合相关联的位移被识别。发生所期望位移的时间可以不同于最大值的时间。由于时间公共于对于一个或多个扫描行的位移，所以可逐行地或逐个行群组地组装（assemble）位移图像。
在第一方面，提供了用于ARFI成像的方法。超声***响应于脉冲激励而测量患者体内多个位置处在不同时间上的位移。为每个时间处的位移确定对比度。为每个时间处的位移确定信噪比。根据对比度和信噪比来选择所述时间中的第一个（不一定是最早时间）。用所选第一时间的位移来生成ARFI图像。
在第二方面，非暂时计算机可读存储介质已经在其中存储了表示由已编程处理器可执行以用于ARFI成像的指令的数据。所述存储介质包括指令，用于确定在多个时间处的位移、用成本函数来为所述时间计算位移的质量水平、基于所述质量水平来识别所述时间中的一个以及输出具有由所述一个时间的位移所调制的显示值的图像。
在第三方面，提供了一种用于ARFI成像的***。换能器被配置以向患者体内发射第一声脉冲激励，被配置以用超声波来扫描患者的第一行，被配置以向患者体内发射第二声脉冲激励，并被配置以用超声波来扫描患者的第二行。接收波束成形器（beamformer）被配置以分别生成表示在相对于所述第一和第二声脉冲激励的不同时间处的第一和第二行的数据。所述数据是从利用超声波的扫描所生成的。处理器被配置以估计在所述不同时间中每一个处由所述第一和第二声脉冲激励所引发的第一和第二行中的组织位移，并被配置来选择所述不同时间中的第一个用于所述第一行中的组织位移并选择所述不同时间中的第二个用于所述第二行中的组织位移。所述第一时间是在第一声脉冲激励之后的与在第二声脉冲激励之后的第二时间不同的时间量。显示器被配置以显示表示用于第一行的第一时间以及用于第二行的第二时间的位移的图像。
本发明由以下权利要求限定，并且本节中没有什么应当被理解为对那些权利要求的限制。本发明的另外的方面和优点以下结合优选实施例被讨论并且可以随后被独立地或以组合被要求保护。
附图说明
部件和图不一定是按比例绘制的，代替地，重点被放在说明本发明的原理上。此外，在图中，同样的参考数字标明贯穿不同视图的对应部分。
图1A是使用最大位移的示例性声辐射力脉冲（ARFI）图像，并且图1B-D是特定时间处的位移的示例性声辐射力图像；
图2是用于具有时间选择的ARFI成像的方法的一个实施例的流程图；
图3是在对于不同行扫描时间的深度上的位移的示例性图示；以及
图4是用于具有时间选择的ARFI成像的***的一个实施例的框图。
具体实施方式
显示在某个时间阶段（time instance）处的ARFI位移，因为这样的位移与使用最大位移相比可更重地仅依赖于组织弹性。组织弹性对于ARFI图像而言是期望的特性。某个时间处的位移依赖于现场的ARFI（推动波束）强度，其可被建模并利用所述模型被补偿。
通过分析成本函数来自适应地显示ARFI位移图像。为了拾取ARFI位移序列的正确时间阶段，成本函数评估ARFI位移。基于成本函数的定义，可针对不同患者、检验类型、不同的用户期望结果和/或不同组织类型来优化ARFI位移图像。
图1A-D示出ARFI位移图像的示例。图1A示出了最大位移，其中每个像素处的所述最大位移随时间推移而累积。由于为给定位置测量另一位移，所以将所述位移与累积位移相比较。存储最大值。最大位移图像提供某些组织弹性信息。然而，软的（例如更多位移）近场组织可能是随时间推移的组织位移累积的结果，其不一定意味着比其它部分更软的组织。
图1B-D示出在某些时间处的位移。每个平面图像表示在一个或多个推动脉冲之后在相同时间处或附近的位移。由于ARFI扫描模式（pattern），图像的不同部分可响应于不同推动脉冲，但是所表示的位移相对于相应ARFI具有相同或类似的定时。类似说明定时公差和/或单循环相位差。图1B示出0.20ms处的位移，图1C示出0.41ms处的位移，并且图1D示出0.63ms处的位移。其它定时示例也是可能的。图1B-D处的位移不同于图1A的累积最大位移，并且可具有比最大位移图像更好的边界清晰度、对比分辨率、信噪比或其它特性。
通过基于ARFI位移图像中所期望的因素来建立成本函数，ARFI位移图像的后端优化是可能的。通过分析每个时间阶段处的成本函数，提供所期望的一个因素或多个因素的时间阶段被识别。ARFI位移图像可以不基于最大位移，并且可以不基于到达峰值位移的时间（例如，不是波速图像）。
图2示出用于ARFI位移成像的方法。所述方法由图4的***或不同***实现。可以提供附加的、不同的或较少的动作。例如，不执行动作30，并且由人体使用敲击震源（thumper）手动地或由其它机制来提供应力的源。作为另一示例，代替动作38中的SNR和/或动作36中的对比度，计算不同成本因素。所述动作按所述或所示的顺序被执行，但是可以按其它顺序被执行。
对图2的方法的描述是在图1A-D中所表示的示例的情况下被提供的。图1A-D示出幻像（phantom）的二维区域的ARFI位移图像。所述方法能够用于人体组织。所述区域具有硬的内含物（较暗的圆形区域）。多于一个的病变或肿瘤可能在人体或其它组织的区域中。为整个视场或所感兴趣区域中的每个B模式或扫描样本位置执行所述方法。可使用较不密集或更加密集的采样。
在图2的动作30中，向患者体内发射声激励。所述声激励充当脉冲激励，因此是ARFI。例如，发射400循环发射波形，其具有类似于或高于用于对组织进行成像的B模式发射的功率或峰值振幅水平。在一个实施例中，发射是作为辐射力序列被施加于视场的多个推动脉冲中的一个。可使用任何声辐射力脉冲（ARFI）序列。
按功率、振幅、定时或其它特性来配置所述发射以在组织上引起足以使一个或多个位置处的组织位移的应力。例如，发射焦点位于视场的底部、中心附近以引起遍及所述视场的位移。可为不同的子区域重复所述发射。
从超声换能器发射激励。所述激励是声能。所述声能被聚焦，导致三维波束分布。使用机械焦点和/或元件的阵列来使激励聚焦。激励可在一个维度、诸如高度维度上是未聚焦的。激励被发射到患者的组织中。
在动作32中，测量患者体内的组织位移。激励引起组织的位移。剪切、纵向或其它波被生成并从焦点区传播。当所述波穿过组织时，使组织位移。所述组织被迫使在患者体内移动。
测量由所述力或应力引起的位移。在一个或多个位置处随时间推移而测量所述位移。位移测量可在应力或脉冲结束之前开始，诸如使用不同的频率或编码。可替换地，位移测量在脉冲结束之后开始。由于在与应力的点或区域间隔开的组织中引起位移的剪切、纵向或其它波花费时间来传播，所以可测量从放松或部分受力状态至最大位移且然后至放松状态的位移。可替换地，仅当组织正在从最大值放松时测量位移。
所述测量是对位移的量或量值（magnitude）的测量。组织在任何方向上移动。所述测量可沿着最大移动的方向。确定运动矢量的量值。可替换地，所述测量沿着给定方向，诸如垂直于或沿着扫描行而无论所述组织是否或多或少地在其它方向上位移。
用超声扫描来检测所述位移。用超声波来扫描诸如所感兴趣区域、整个视场或所感兴趣子区域之类的区域。可使用任何现在已知或稍后开发的位移成像。例如，以小于720 mW/cm2的强度来使用具有1-5个循环持续时间的脉冲。可使用具有其它强度的脉冲。
对于给定的采样时间，向所感兴趣的区域或组织发射超声波。接收来自所述发射的回波或反射。所述回波被波束成形，并且波束成形的数据表示一个或多个位置。可使用任何发射和接收序列。
通过多次执行所述发射和接收，表示不同时间处的一维、二维或三维区域的数据被接收。重复所述发射和接收以确定由于位移的改变。通过利用超声波来重复地扫描，不同时间处的组织位置被确定。
图3示出在三个不同扫描时间处沿着扫描行测量位移。每行表示在不同扫描时间t2处的沿着扫描行（例如，行的连续扫描）的距离或深度。为了沿着所述行采样一次（例如，一个扫描时间t2），获取来自不同时间t1的样本。在其它时间t2处重复所述行的扫描以在不同扫描时间处为不同深度获取样本集。每行的任何数目的样本可以被获取。扫描所述行的任何数目的重复可以被执行。可在给定时间处扫描任何数目的行。
使用B模式或多普勒检测来检测回波。从对于每个空间位置的差来检测位移。例如，从所接收到的数据来检测速度、方差、强度模式（pattern）中的移位（例如斑点跟踪）或其它信息作为位移。
在使用B模式数据的一个实施例中，使来自不同扫描的数据相关（correlation）。例如，多次使当前数据集与参考数据集相关。在当前集中识别以参考集中给定位置为中心的数据子集的位置。对于每个位置，使窗口化数据集与参考数据相关。窗口以所述位置为中心。在两个数据集之间的不同的相对平移和/或旋转被执行。在另一实施例中，仅沿着轴向方向执行所述相关以确定该一个方向上的位移。
所述参考是第一数据集或来自另一扫描的数据。相同参考被用于进行中或移动窗口中的整个位移检测或参考数据改变。
所述相关是一维、二维或三维的。例如，使用沿着扫描行远离且朝向换能器的相关。对于二维扫描，平移在有或没有旋转的情况下沿着两个轴。对于三维扫描，平移在有或没有绕着三个或更少的轴的旋转的情况下沿着三个轴。计算在不同偏移位置中每一个处的数据的相似性或相关性水平。具有最大相关性的平移和/或旋转表示对于同正在被与参考相比较的当前数据相关联的时间的运动矢量或偏移。
可使用任何现在已知或稍后开发的相关，诸如互相关、模式匹配或绝对差的最小和。使组织结构和/或斑点相关。使用多普勒检测，杂波滤波器使与移动组织相关联的信息通过。从多个回波导出组织的速度。所述速度被用来确定朝向或远离换能器的位移。可替换地，不同位置处的速度之间的相对性或差可指示应变（strain）或位移。
通过重复扫描和位移检测，获取与不同扫描时间相关联的位移。对于给定位置，确定扫描之间的位移量值。通过重复扫描，作为对于每个位置的时间的函数的位移被检测。
可对所述位移执行其它过程。例如，诸如用低通滤波器在时间上和/或在空间上对位移进行滤波。作为另一示例，针对衰减补偿位移。执行深度增益补偿。作为深度的函数的位移可以被建模或根据经验被确定。ARFI推动脉冲的不同强度可导致不同的深度衰减分布。作为深度的函数的位移可以被补偿，用以说明适合于给定强度的推动脉冲的衰减。
如图3中所示，结果是作为位置和时间的函数的位移。例如，为ARFI之后的不同扫描时间获取对于扫描行的多个位置的位移。可使用任何时间采样周期或重复率。作为另一示例，为所述不同时间获取对于二维或三维区域中的多个位置的位移。所述位移可来自在相同时间处扫描多个扫描行或来自将基于相对于不同ARFI的定时的位移组合成表示在相对于相应ARFI的相同或类似时间处的位置的集。
在动作34中，计算位移的质量水平。所述质量水平是位移质量的度量或值，而不是超声信号（例如，波束成形的和/或检测的信号）。代替所述位移质量或除其之外，可使用除位移之外的其它信息的质量。
ARFI成像可基于由ARFI所引发的组织位移来提供组织弹性属性。有用以显示最终ARFI位移图像的若干不同方式，诸如在每个像素处显示ARFI所引发的最大位移或在某个时间点处显示ARFI所引发的位移。在最大位移的情况下，ARFI图像可由于周围组织位移的累积而错误表示组织弹性。在某个时间处的位移的情况下，期望适当时间点的确定，因为ARFI图像可能在每个时间点处看起来不同，从而导致错误的诊断输出。
通过确立作为时间的函数的质量，可确定所期望的时间。可将一个时间的位移与另一时间的位移相比较。例如，将在一次扫描中所获取的沿着扫描行的位移与在另一扫描中所获取的位移相比较。虽然在给定扫描中对于不同位置的位移与所述扫描内的不同时间t1相关联，但使用不同扫描的时间t2来测量质量。对相同位置进行扫描的重复之间的时间被使用。可替换地，扫描内的时间被使用。由相对于ARFI的扫描的时间来识别具有所期望的弹性表示或信息的位移。所述位移可描述每个时间阶段处的图像质量以找到最优时间点。
质量被用作相对项。所述质量是一个时间的位移相对于另一时间的位移的质量。所述质量可以是特定于患者、应用、医师、器官和/或其它考虑因素的，用以在特定情形下辅助诊断。取决于涉及到的人、组织和/或条件，质量的度量可以是不同的。所述质量指示各种考虑因素中的一个或多个。信噪比、对比度、方差、对比度与噪声比、边界清晰度、梯度改变和/或其它考虑因素可指示质量。动作36和38表示SNR和对比度考虑因素的使用，但是附加的、不同的或更少的参数可以被计算以确定对于给定扫描时间的位移的质量水平。例如，可将质量水平测量为SNR、对比度与噪声比、熵、结构（texture）和/或其它统计矩。
用成本函数来计算质量水平。成本函数使用从位移导出的参数而不是位移本身（即，不是最大值的累积）。使用考虑因素的任何度量的任何成本函数可被使用。例如，基于位移的对比度和信噪比的成本函数被使用。该成本函数可被表示为成本g(t)＝位移C(t) 位移SNR(t)，其中，位移C(t)是位移的对比度，并且位移SNR(t)是位移的信噪比。在另一示例中，代替所述对比度或除其之外，使用对比度与噪声比。对比度度量可以除以噪声度量，从而提供对比度与噪声比。
乘法被用于所述成本函数。可使用其它关系，诸如比、除法、加法、减法或其它函数。可应用加权和/或缩放，诸如为来自对比度的贡献比来自SNR的贡献更强地加权。用于成本函数的信息的各种组合中的任何一个可以被使用。
在动作36中，为位移确定对比度。对比度是空间度量，因此与对于区域的位移相关联的对比度被计算。例如，对于沿着扫描行的位移的对比度被测量。可替换地，使用移动窗口来确定与沿着所述行或在另一区域中的每个样本或群组相关联的对比度。
在一个实施例中，通过对于给定扫描时间从最大位移减去最小位移来表示对比度。在扫描行示例中，从对于给定帧的最大位移减去对于所述相同给定帧（例如，对应于被用来确定位移的数据的两个帧中之一的给定时间）的最小位移。被一般化至二维区域的该对比度函数被表示为位移C(t)＝（max（位移（x,y,t））-min（位移（x,y,t）），其中位移（x,y,t）是在时间阶段t处按位置x、y的位移。可使用其它对比度函数。通过将对比度除以噪声值来确定对比度比噪声。可在空间上和/或在时间上对所述对比度值进行滤波。
在动作38中，对于位移的信噪比（SNR）被确定。可为每个位移和/或按位移群组来确定SNR。为给定扫描时间的位移确定一个或多个SNR值。在为给定时间提供多个SNR值的情况下，SNR可被求平均值或另外被组合。对于不同的扫描时间，计算不同的SNR值。
可使用任何SNR函数。例如，在空间上对位移进行滤波。在扫描行实施例中，对于相同扫描时间的沿着扫描行的位移被低通滤波。任何量的滤波、截止频率和/或其它特性可被使用。无限脉冲响应或有限脉冲响应滤波可被使用。任何数目的位移可被使用，诸如提供两个或更多输入位置的移动窗口。
为了计算SNR，从对于给定位置的未滤波位移减去在相同时间处对于该位置的已滤波位移。从滤波器的输入减去滤波器的输出。通过将对于所述位置和时间的未滤波位移除以所述减法的结果，SNR值被提供。被一般化至二维并为不同扫描时间进行确定的该SNR函数可被表示为位移SNR(t)＝位移（x,y,t）/（位移（x,y,t）－已滤波位移（x,y,t））。可在空间上和/或在时间上对所述SNR值进行滤波。
用于一位置和时间处的位移的SNR的其它度量可被使用。在另一实施例中，使用噪声的量化来计算SNR。噪声信号的均方根（RMS）被计算以表示噪声水平。可使用其它计算，诸如在按位置的位移分布中的峰值的绝对值的平均值。可将信号水平计算为在已滤波位移分布之下的面积。已滤波位移的积分被计算。可使用其它信号水平测量。通过将信号（例如，已滤波位移的积分）除以噪声（例如，噪声的RMS）来提供SNR。可使用其它函数，包括其它变量。
在动作40中，使用质量水平来识别时间阶段以及对应的一个位移或多个位移。为不同扫描时间上的区域（例如，单一位置、行、面积或体积）确定质量水平。具有更值得期望的质量水平（例如，最高）的位移被识别。由于在不同时间处为相同位置确定质量水平，所以识别所述时间指示位移。
成本函数的相对结果指示具有最小成本的位移的扫描时间。例如，与一个时间相关联的位移具有比对于另一时间的位移更高的质量。取决于成本函数的结构，较高或较低成本映射到更值得期望的质量（例如，较高的值可指示较差的质量）。
在对比度乘以SNR的示例中，将与较高结果相关联的时间识别为具有较高质量。较高结果指示较高对比度和/或较高SNR，这两者都是所期望的。通过相对于SNR而为对比度加权，该组合可偏向在给定成像情形下被认为更重要的质量。
给定对比度和SNR的输入变量或具有其它变量的成本，具有最高质量水平的时间被选择。可有任何数目的时间，诸如十个、二十个、五十个、七十五个或更多。从扫描时间池中选择在ARFI之后的具有最佳或最高质量的扫描时间。确定最优时间阶段T。时间被用作对应于最高质量的位移的集或帧的索引或指示。在可替换实施例中，由除时间之外的另一值来对位移编索引。选择具有最高质量的位移。
如由从动作40至动作30的反馈所表示的，为其它区域重复测量、确定质量（例如，确定对比度和确定信噪比）以及选择。在逐个扫描行的途径中，所述重复是对于另一扫描行或扫描行群组的。对于相对于相应ARFI的不同扫描或跟踪时间的位移和对应的质量水平被确定。与对于当前的一个扫描行或多个扫描行的最高质量相关联的时间和对应的位移被选择。在其它实施例中，除按扫描行之外，每次重复是用于不同的区域（例如，子面积或子体积）。
所述重复是用于感兴趣区域中的不同空间位置。使用重复可导致与相对于ARFI的一个时间相关联的一些位置以及与相对于相应ARFI的不同时间相关联的其它位置。所述相同时间可导致两次、更多或所有重复。由于所述相同时间很可能具有类似成本，所以所选的重复时间很可能具有类似（例如，在10%内）时间。
在另一实施例中，基于多次通过（multiple passes）来选择单一时间。相对于相应ARFI的不同时间被组合，诸如被求平均值。第一通过可以为一行提供在第一ARFI之后0.33ms的时间，并且第二通过可以为相邻行提供在第二ARFI之后0.37ms的时间。对所述两个时间求平均值或选择一个（例如，选择中值）。来自所选时间的位移被用于每行，诸如使用在0.35ms处的位移。
可替换地，不执行重复。在单个发射和接收扫描格式允许扫描所感兴趣的整个区域的情况下，不需要重复，并且时间的单个识别指示对于所感兴趣的整个区域的位移数据。作为结果的位移对应于相同时间。从所述方法的一次通过来选择单个时间。
为任何尺寸的区域选择位移。在一个实施例中，在很可能包括要诊断的组织的所感兴趣区域中检测位移，诸如用于B模式成像的完整扫描区域的约1/3至1/2。可使用更大、更小或不使用所感兴趣区域，诸如在整个成像区域上检测位移。较窄的所感兴趣区域可允许具有发射ARFI的较少重复的位移检测。取决于可被形成的接收波束的数目和采样密度，可不使用、使用一次或多次重复。
在动作42中，生成ARFI图像。用来自所选时间的位移来生成ARFI图像。在对于不同位置选择不同时间的情况下，按区域用来自所选时间的位移生成图像。例如，图像被输出，其表示平面区域。所感兴趣的位移区域是整个B模式扫描区域或B模式扫描区域的部分。对于为其测量位移（例如，与B模式扫描相同或不同的采样密度）的区域中的位置，来自所选时间的位移被用来生成图像。在逐行示例中，图像的不同行或不同的线性部分（例如，在扫描转换改变格式的情况下）对应于相对于相应ARFI的相同或不同时间。每次ARFI重复促进对于所感兴趣区域的不同部分的位移和时间选择。可替换地，对于单个时间的位移被用于生成图像。
由所选择的一个时间或多个时间的位移来调制图像的像素或显示值。所述位移映射到显示像素的色彩、灰阶（gray scale）、亮度、色调（hue）或其它特性。例如，一系列色彩被映射，其中红色指示较大位移且蓝色指示较小位移。
ARFI图像表示在按区域的时间集合（collection）或特定时间处的位移。避免了诸如最大值之类的逐个像素选择，代替地，使用其中区域多于一个像素的区域选择。虽然一个或多个区域可指示最大值，但并不特别地搜寻最大值。累积被避免。代替地，对于没有累积最大位移的时间中的瞬时的位移被使用。与所期望的成本（诸如对比度和SNR）相关联的位移被用于ARFI图像。
在图1A-D的示例中，不显示图1A的最大位移图像。代替地，来自特定时间的其它图像中之一被显示。使用示例性对比度乘以SNR选择，0.63处的位移被选择，导致图1D中所示的ARFI图像的显示。可相邻于时间瞬时ARFI图像或与之连续地来显示最大位移图像。
可将ARFI图像与其它图像信息组合。例如，将ARFI图像显示为B模式图像的色彩覆盖。可用成像的任何一个或多个其它模式来覆盖ARFI图像或与之组合。在ARFI图像及其它图像表示相同空间位置的情况下，一个源（例如，ARFI或B模式）被用于显示，或者来自不同源的信息被组合（例如，被求平均值或被映射到像素的不同特性）。
在一个实施例中，将ARFI图像生成为最大位移与来自所选时间的位移的混合（blend）。混合可导致所述两者的优点都被包括在作为结果的ARFI图像中。可使用任何混合，诸如映射到不同特性（例如，一个到灰阶而另一个到色彩）或求平均值。在一个示例中，图像是最大位移与所选一个时间或多个时间的位移的组合。所述组合是加权混合，诸如最终图像＝阿尔法 最大位移图像+（1-阿尔法）最优时间阶段位移图像。阿尔法（alpha）是预定的、用户可选择的、专用的或别的值，以相对地为来自不同位移的贡献加权。位移值可在映射到显示值之前被混合，而不是为不同源混合像素或显示值。
可为其它弹性特性生成图像。对于所选时间的位移被用来确定剪切速度、模量或表示对剪切、纵向或其它波的组织反应的其它信息。可使用任何剪切或其它波成像。
图4示出用于声辐射力成像（ARFI）的***10的一个实施例。***10实现图2的方法或其它方法。***10包括发射波束成形器12、换能器14、接收波束成形器16、图像处理器18、显示器20以及存储器22。可以提供附加的、不同的或较少的部件。例如，提供用户输入端用于与***的用户交互，诸如用以对于给定情形来配置成本函数和/或混合。
***10是医学诊断超声成像***。在可替换实施例中，***10是个人计算机、工作站、PACS站或在相同位置处或通过网络被分布以用于实时或获取后（post acquisition）成像的其它装置。
发射波束成形器12是超声发射器、存储器、脉冲发生器、数模转换器、放大器、延迟、相位旋转器、模拟电路、数字电路或其组合。发射波束成形器12可操作用来为具有不同或相对振幅、延迟和/或定相的多个信道生成波形。在响应于所生成的波形而从换能器14发射声波时，一个或多个波束被形成。可使用多波束发射。发射波束序列被生成以扫描一维、二维或三维区域。可以使用扇形、Vector®、线性或其它扫描格式。相同区域被扫描多次。对于流动或多普勒成像且对于剪切或其它波成像，使用扫描序列。在多普勒和ARFI成像中，所述序列可包括在扫描相邻扫描行之前的沿着相同扫描行的多个波束。对于ARFI或弹性成像，可使用扫描或帧交错（即，在再次扫描之前扫描整个区域）。在可替换实施例中，发射波束成形器12生成平面波或发散波用于更快速扫描。
相同的发射波束成形器12生成脉冲激励或电波形用于生成声能以引起位移。发射波束成形器12使换能器14生成高强度聚焦的超声波形。在可替换实施例中，不同的发射波束成形器被提供用于生成脉冲激励。
换能器14是用于从电波形生成声能的阵列。对于阵列，相对延迟使声能聚焦。给定发射事件对应于给定延迟由不同元件在基本上相同的时间处发射声能。所述发射事件提供超声能量脉冲用于使组织位移。所述脉冲是脉冲激励。脉冲激励包括具有许多循环（例如，500循环）的波形，但所述波形在相对短的时间内发生以在较长时间上引起组织位移。
换能器14是压电或电容性膜元件的1-、1.25-、1.5-、1.75-或2-维阵列。换能器14包括用于在声与电能之间换能的多个元件。响应于撞击（impinge）在换能器14的元件上的超声能量（回波）而生成接收信号。所述元件与发射和接收波束成形器12、16的信道连接。可替换地，使用具有机械焦点的单个元件。
响应于发射波束成形器12，换能器14向患者体内发射声脉冲激励的序列。所述激励是到不同区域的，诸如不同的行或行群组。响应于发射波束成形器12和接收波束成形器16，换能器12也发射和接收声能用于监控组织对所述激励的响应。在每次脉冲激励之后为一组位置扫描组织多次以测量在相对于相应脉冲激励的不同时间处的位移。
接收波束成形器16包括具有放大器、延迟和/或相位旋转器以及一个或多个加法器的多个信道。每个信道与一个或多个换能器元件连接。接收波束成形器16由硬件或软件配置用以响应于每次成像或扫描发射而应用相对延迟、相位和/或切趾（apodization）来形成一个或多个接收波束。可提供动态聚焦。对于来自被用来使组织位移的脉冲激励的回波，可不发生接收操作。接收波束成形器16输出使用接收信号来表示空间位置的数据。来自不同元件的信号的相对延迟和/或定相和求和提供波束成形。在可替换实施例中，接收波束成形器16是用于使用傅立叶或其它变换来生成样本的处理器。
接收波束成形器16可包括滤波器，诸如用于将在相对于发射频带的二次谐波或其它频带处的信息隔离的滤波器。这样的信息可以更可能地包括所期望的组织、造影剂（contrast agent）和/或流动信息。在另一实施例中，接收波束成形器16包括存储器或缓冲器和滤波器或相加器。两个或更多接收波束被组合以将在所期望的频带（诸如二次谐波、三次基波或其它带）处的信息隔离。
与发射波束成形器12协同，接收波束成形器16生成表示在不同时间处的区域（例如，扫描行或扫描行群组）的数据。在声脉冲激励之后，接收波束成形器16生成表示在不同时间处的不同行或位置的波束。通过用超声波来扫描所感兴趣的区域，生成数据（例如，波束成形的样本）。可使用不同的脉冲激励来为不同的子区域执行扫描，因此，接收波束成形器16生成表示在相对于相应脉冲激励的多个、不同时间处的不同子区域（例如，不同扫描行）的数据。
接收波束成形器16输出表示空间位置的波束加和的数据。对于单个位置、沿着行的位置、用于面积的位置或用于体积的位置的数据被输出。所述数据可用于不同目的。例如，与对于位移相比，对于B模式或组织数据执行不同的扫描。可替换地，也使用B模式数据来确定位移。
处理器18是B模式检测器、多普勒检测器、脉冲波多普勒检测器、相关处理器、傅立叶变换处理器、专用集成电路、通用处理器、控制处理器、图像处理器、现场可编程门阵列、数字信号处理器、模拟电路、数字电路、其组合或者用于检测和处理信息以便从波束成形的超声样本进行显示的其它现在已知或稍后开发的设备。在一个实施例中，处理器18包括一个或多个检测器和分离的处理器。所述分离的处理器是控制处理器、通用处理器、数字信号处理器、专用集成电路、现场可编程门阵列、网络、服务器、处理器群组、数据通路、其组合或者用于确定位移和选择相对于脉冲激励的一个时间或多个时间以及对应的位移的其它现在已知或稍后开发的设备。处理器18可以控制其它部件，诸如发射和接收波束成形器12、16。例如，所述分离的处理器由硬件和/或软件配置以使波束成形器12、16执行动作30、32并执行图1中所示的动作34-42中的一个或多个的任何组合。
处理器18被配置以估计由声脉冲激励所引发的组织位移。使用相关、跟踪、运动检测或其它位移测量，组织位置的移位量被估计。通过周期来多次执行所述估计，诸如从在由于脉冲的组织移动之前到在组织已大部分或完全返回至放松状态（例如，从由脉冲激励所引起的应力恢复）之后。可使用较短或较长的测量周期。
处理器18被配置成以逐行、逐个行群组或其它逐个区域的方式来估计组织位移。响应于给定的脉冲激励，沿着一行或多行来估计位移。响应于不同脉冲激励而估计对于另一行或其它行的位移。在每个序列中使用相同或不同的时间采样。可使用除行之外的其它区域，诸如逐个面积或逐个体积。
处理器18被配置以从对于每个区域（诸如每一行或行群组）的不同时间中选择时间。对于沿着所述行或群组的组织位移的瞬时被选择。为其它行或行群组执行相同的选择。该定时是相对于相应脉冲激励的。由于为每个区域（例如，行）执行所述选择，所以为一行所选的时间相同或不同于相对于相应脉冲激励为其它行所选的时间。
任何标准可被用于选择。例如，对比度、信噪比、另一参数或其组合被用来选择时间。作为另一示例，到达最大值的时间被选择。位移的特性被检验以确定具有所期望的特性的位移。来自除位移之外的其它源的信息可被使用。通过比较在不同时间处的特性，与对于所述情形而言具有最佳特性的位移相对应的时间被确定。对应的位移可被用于进一步处理。
处理器18被配置以生成图像。所选位移或由此所导出的信息被映射到显示值。在计算位移、选择位移或生成图像之前或之后执行扫描转换。
图像响应于不同的扫描序列。ARFI图像的不同部分可对应于对与彼此不同的相对时间相关联的位移的选择。从对应的位移组装图像。处理器18将显示值作为图像输出到显示器20。
显示器20是CRT、LCD、投影仪、等离子体或用于显示二维图像或三维表示的其它显示器。显示器20由处理器18或其它设备通过将被显示为ARFI图像的信号的输入所配置。显示器20显示表示对于所感兴趣区域中不同位置的位移或弹性的图像或整个图像。在ARFI图像中使用具有所期望的特性的位移用以辅助诊断。
所述图像表示对于相对于相应脉冲激励的来自一个时间的一个区域（例如，行）和来自另一时间的另一区域（例如，行）的位移。例如，对于第一行，在时间0.00处发射一个脉冲激励。从0.01 ms至0.75 ms监控沿着所述第一行或在所述第一行周围的区域中（例如，沿着多行）的组织位移。从1.0 ms至1.75 ms为不同的行或行群组重复所述过程（例如，发射ARFI和监控）。在以0.01 ms的采样率监控的情况下，对于每个序列发生74次扫描。在0.01ms和1.01ms处对不同行的扫描相对于相应脉冲激励具有相同的0.01ms时间。结果，ARFI图像可在具有相同相对定时的情况下具有自0.43ms的用于一行的和自1.43ms的用于另一行的或在具有不同相对定时的情况下自1.55ms的用于另一行的位移。
处理器81按照存储于存储器22或另一存储器中的指令来操作以用于医学超声剪切波成像中的分类预处理。处理器18被编程用于声辐射力成像（ARFI）。存储器22是非暂时计算机可读存储介质。在计算机可读存储介质或存储器（诸如高速缓存器、缓冲器、RAM、可移动介质、硬盘驱动器或其它计算机可读存储介质）上提供了用于实现本文所讨论的过程、方法和/或技术的指令。计算机可读存储介质包括各种类型的易失性和非易失性存储介质。在图中所说明的并在本文中所描述的功能、动作或任务是响应于被存储在计算机可读存储介质中或上的一个或多个指令集而被执行的。所述功能、动作或任务独立于特定类型的指令集、存储介质、处理器或处理策略，并且可以由单独地或以组合而操作的软件、硬件、集成电路、固件、微代码等来执行。同样地，处理策略可以包括多处理、多任务、并行处理等。
在一个实施例中，指令被存储在可移动介质设备上用于由本地或远程***读取。在其它实施例中，指令被存储在远程位置上用于通过计算机网络或通过电话线而传输。还在其它实施例中，指令被存储在给定计算机、CPU、GPU或***内。
虽然上文已通过参考各种实施例描述了本发明，但应理解的是，在不脱离本发明的范围的情况下可以进行许多改变和修改。因此意图在于，前述详细描述被视为说明性而不是限制性的，并且要理解的是，意图限定本发明的精神和范围的是以下权利要求，包括所有等同物。

Claims (20)

1.一种用于声辐射力脉冲（ARFI）成像的方法，所述方法包括：
利用超声***，响应于脉冲激励而测量（32）患者体内多个位置处在不同时间上的位移；
为每个时间处的位移确定（36）对比度；
为每个时间处的位移确定（38）信噪比；
根据所述对比度和信噪比来选择（40）所述时间中的第一个；以及
生成（42）具有所选第一时间的位移的ARFI图像。
2.根据权利要求1所述的方法，此外包括：
向患者体内发射（30）声激励，所述脉冲激励包括声激励；
其中，测量（32）在不同时间上的位移包括利用超声波反复地扫描。
3.根据权利要求1所述的方法，其中测量（32）位移包括向组织发射（30）超声波和接收来自所述发射（30）的反射，并从来自多个位置的多次接收的反射来检测位移，其中为不同的时间重复所述发射（30）超声波和接收。
4.根据权利要求1所述的方法，其中测量（32）包括沿着扫描行测量（32）位移。
5.根据权利要求4所述的方法，此外包括为附加扫描行重复测量（32）、确定（36）对比度、确定（38）信噪比和选择（40），其中生成（42）ARFI图像包括从包括所述第一时间的相应所选时间的扫描行和附加扫描行的位移而生成（42）。
6.根据权利要求1所述的方法，其中为每个时间处的位移确定（36）对比度包括从对于相应时间的位移的相应最大值减去对于每个时间的位移的最小值。
7.根据权利要求1所述的方法，其中确定（38）信噪比包括：
对于每个时间，为所述位置上的位移进行滤波；
从对于每个时间的位移减去已滤波位移；
将所述位移除以所述减法的结果。
8.根据权利要求1所述的方法，其中选择（40）包括将第一时间选择（40）为具有对比度乘以信噪比的最大值的时间。
9.根据权利要求1所述的方法，其中选择（40）包括利用包括对比度和信噪比作为输入变量的成本函数来选择（40）。
10.根据权利要求1所述的方法，其中生成（42）包括生成（42）具有除不同时间上最大位移之外的位移的ARFI图像。
11.根据权利要求1所述的方法，其中生成（42）包括生成（42）具有第一时间的位移的ARFI图像。
12.根据权利要求1所述的方法，其中生成（42）包括将ARFI图像生成（42）为最大位移和所述第一时间的位移的混合。
13.在其中存储了表示由可编程处理器（18）可执行用于声辐射力脉冲（ARFI）成像的指令的数据的非暂时计算机可读存储介质中，所述存储介质包括指令用于：
确定（32）多个时间处的位移；
利用成本函数来为所述时间计算（34）位移的质量水平；
基于所述质量水平来识别（40）所述时间中的一个；以及
响应于所述一个时间的位移而输出（42）具有显示值的图像。
14.根据权利要求13所述的非暂时计算机可读存储介质，其中确定（32）在多个时间处的位移包括反复地沿着扫描行确定（32）位移，每次重复对应于所述多个时间的不同阶段，其中为附加扫描行反复地执行确定（32）、计算（34）以及识别（40），并且其中输出（42）图像包括输出表示具有不同图像行的平面区域的图像，所述不同图像行对应于在确定、计算以及识别的每次满足中所识别时间的位移。
15.根据权利要求11所述的非暂时计算机可读存储介质，其中为所述多个时间中的每一个确定（32）位移包括在脉冲在患者体内引起组织位移之后为不同位置中的每一个确定（32）位移的量值。
16.根据权利要求11所述的非暂时计算机可读存储介质，其中计算（34）质量水平包括根据对于所述时间中每一个的位移的对比度和信噪比来计算（34）。
17.根据权利要求11所述的非暂时计算机可读存储介质，其中识别（40）包括识别（40）对应于具有质量水平中最高质量水平的位移的一个时间。
18.根据权利要求11所述的非暂时计算机可读存储介质，其中输出（42）包括将所述图像显示为最大位移与所述一个时间的位移的组合。
19.一种用于声辐射力脉冲（ARFI）成像的***，所述***包括：
换能器（14），其被配置用以向患者体内发射第一声脉冲激励、用以利用超声波来扫描患者的第一行、用以向患者体内发射第二声脉冲激励并且用以利用超声波来扫描患者的第二行；
接收波束成形器（16），其被配置以分别生成表示在相对于第一和第二声脉冲激励的不同时间处的第一和第二行的数据，所述数据是从利用超声波的扫描所生成的；
处理器（18），其被配置以估计在所述不同时间中的每一个处由第一和第二声脉冲激励所引发的在第一和第二行中的组织位移，并被配置以选择所述不同时间中的第一个用于所述第一行中的组织位移并选择所述不同时间中的第二个用于所述第二行中的组织位移，所述第一时间是在所述第一声脉冲激励之后的与在所述第二声脉冲激励之后的第二时间相比的不同时间量；以及
显示器（20），其被配置以显示表示用于第一行的第一时间和用于第二行的第二时间的位移的图像。
20.根据权利要求19所述的***，其中所述处理器（18）被配置以根据对于所述不同时间的组织位移的对比度与噪声比、熵、结构、统计矩、信噪比或其组合来选择。
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