使用基波和谐波信号的定量超声的制作方法

使用基波和谐波信号的定量超声


背景技术：

1.常规的超声成像系统通过检测体积内的声阻抗不连续性来创建该体积的内部图像（即，b模式图像）。更具体地，常规的超声成像涉及将超声波束发射到体积中，并且检测从该体积内的声阻抗不连续性反射的返回信号。由于不同的材料通常表现出不同的声阻抗，因此检测到的声阻抗不连续性表示不同材料在体积内的位置。
2.上面描述的b模式图像描绘了组织中的定性特征，但是不直接提供关于组织的定量信息。另一方面，定量超声系统可以确定感兴趣区域（roi）的衰减系数（ac）和反向散射系数（bsc）。ac是组织中超声能量损失的量度，并且bsc是从组织返回的超声能量的量度。诸如这些的定量超声值有助于表征组织的属性，诸如硬度和脂肪分数（fat fraction）。附加的定量超声量度将进一步辅助这些表征。
3.ac和bsc的确定需要针对获取超声系统的系统效应进行补偿。这些效应包括发射脉冲功率、换能器灵敏度、波束聚焦图样（pattern）、以及深度相关的接收器增益。常规地，补偿包括将基波频带中的组织样本的回波信号功率谱除以来自相同深度的基波频带中的良好表征的参考体模（phantom）的回波信号功率谱。所得的商是归一化谱，其取决于组织样本和参考体模的衰减和反向散射属性。由于参考体模的属性是已知的，因此可以从归一化谱中导出组织样本的ac和bsc。
4.前述确定的一个缺点是需要在临床扫描时获取参考体模数据。该附加获取阻碍了工作流程和患者吞吐量。此外，这种确定的准确性在许多场景中已经被视为是缺乏的。前述确定也未能提供其他潜在有用的定量量度，诸如组织非线性度。
附图说明
5.根据考虑如附图中所图示的以下说明书，实施例的构造和使用将变得明显，在附图中，相同的参考标号标示相同的部件，并且其中：图1是根据一些实施例的定量超声系统的框图；图2是根据一些实施例的用于确定定量超声值的过程的流程图；图3是根据一些实施例的用于获取参考体模校准数据的超声系统的框图；图4是根据一些实施例的用于确定参考体模校准数据的数据的表格表示；图5是根据一些实施例的包括定量超声值的超声图像；以及图6是根据一些实施例的超声系统的框图。
具体实施方式
6.提供以下描述是为了使得本领域的任何人员能够制作和使用所描述的实施例，并且阐述了设想用于实行所描述的实施例的最佳模式。然而，各种修改对于本领域技术人员来说将仍然是明显的。
7.一些实施例提供了对定量超声值的高效且准确的确定。更具体地，一些实施例提供了一种基于来自谐波频带的回波信号功率谱来确定ac和bsc的创造性系统。使用谐波频
带在临床上更合期望。使用谐波信号的临床益处是由于减少的混响、杂波噪声和相位像差而改进的qus估计的重复性和再现性。
8.这种实施例可以利用谐波频带中的良好表征的参考体模的预先存储的回波信号功率谱（或可以从其中计算功率谱的rf或iq信号数据），从而消除了在临床数据获取时或接近临床数据获取时获取校准数据的需要。
9.一些实施例有利地确定组织非线性度的定量值。相比之下，上述常规系统假设参考体模的非线性度基本上等于roi中的组织的非线性度。
10.图1图示了根据一些实施例的实现方式。系统100包括超声单元110、超声换能器120和显示器130。体积140可以包括人体，但是实施例不限于此。超声换能器100可以包括任何合适的超声换能器，诸如但不限于相控阵、线性或凸形超声换能器。
11.一般地，单元110的处理单元112可以执行程序代码来控制换能器120，以将超声波束发射到体积140中，并且从其中接收声学射频信号。单元110的处理单元112可以执行程序代码，以基于接收到的信号来生成图像和/或确定定量超声值。图像和/或所确定的值可以在显示器130上显示给技术人员。
12.根据一些实施例，技术人员对系统100进行操作，以从体积140的roi获取谐波频带的回波信号功率谱。获取可以包括：获取rf或iq信号，并且从其中计算谐波频带的回波信号功率谱。使用第一扫描设置来执行该获取，第一扫描设置可以包括频率、f数/孔径大小、聚焦和变迹（apodization）函数参数的特定值。换能器120与发射单元116结合操作以将超声波束发射到roi中，并且接收器单元118与换能器120结合操作以根据扫描设置从roi接收谐波频带中的反射信号。
13.接下来，从存储装置114中检索对应于第一扫描设置的谐波校准数据。谐波校准数据可以包括使用与第一扫描设置相同或基本相似的扫描设置从参考体模获取的谐波频带的回波信号功率谱（或可以从其中导出回波信号功率谱的数据）。在下面详细描述了谐波校准数据的获取和存储。
14.通过将从体积140获取的回波信号功率谱除以所存储的回波信号功率谱，来对从体积140获取的回波信号功率谱进行归一化。结果是归一化谱，其仅取决于roi组织和参考体模的衰减和反向散射属性。由于参考体模的衰减和反向散射属性是已知的，因此可以从归一化谱中导出组织的ac和bsc，如将在下面详细描述的那样。
15.根据一些实施例，还从体积140的roi获取基波频带的回波信号功率谱。使用第二扫描设置来执行该获取，第二扫描设置可以不同于或者并非不同于上面提及的第一扫描设置。从存储装置114中检索对应于第二扫描设置的基波校准数据。基波校准数据包括使用与第二扫描设置相同或基本相似的扫描设置从参考体模获取的基波频带的回波信号功率谱（或者，同样地，可以从其中导出回波功率信号谱的rf或iq数据）。
16.通过将从体积140获取的基波频带回波信号功率谱除以基波校准数据，来对从体积140获取的基波频带回波信号功率谱进行归一化，从而得到另一个归一化谱，其仅取决于roi组织和参考体模的衰减和反向散射属性。也可以从该归一化谱中导出组织的ac和bsc。
17.根据一些实施例，可以基于从谐波频带数据中导出的bsc和从基波频带数据中导出的bsc来确定roi的非线性度。这种确定提供了相比于常规系统改进的roi表征，常规系统假设参考体模和roi的非线性度是等效的。
18.图2是根据一些实施例的用于确定定量超声值的过程200的流程图。过程200可以由系统100的元件执行，但是实施例不限于此。过程200和本文中提及的所有其他过程可以体现在从一个或多个非暂时性计算机可读介质（诸如，硬盘、易失性或非易失性随机存取存储器、dvd
‑
rom、闪存驱动器和磁带）读取的处理器可执行程序代码中，并且然后以压缩、未编译和/或加密的格式来存储。在一些实施例中，可以使用硬连线电路来代替程序代码、或者与程序代码组合地使用硬连线电路，以用于实现根据一些实施例的过程。因此，实施例不限于硬件和软件的任何特定组合。
19.初始地，在s210处，扫描参考体模以获取rf或iq数据，并且从其中确定基波频带和谐波频带的回波信号功率谱。使用特定的扫描设置来扫描参考体模。在一些实施例中，使用其他扫描设置在s210处获取基波频带和谐波频带的附加回波信号功率谱。
20.图3图示了根据一些实施例的用于执行s210的系统300。系统300可以由超声系统提供者、体模提供者或其他非临床实体来操作。超声单元310的处理单元312执行存储装置314的扫描程序，以控制换能器320向体模340发射信号和从体模340接收信号。体模340表示预期的roi（例如，成年男性躯干），并且超声单元310和换能器320可以包括预期将在扫描预期roi中使用的超声单元和换能器的生产等效的版本。存储装置314存储所获取的功率谱。
21.接下来，在s220处，将基波频带和谐波频带的所获取的回波信号功率谱存储在超声系统中。在一些实施例中，所存储的数据包括可以从其中导出基波频带和谐波频带的回波信号功率谱的数据。在一些示例中，该谱被存储为要运送给客户的超声系统的上述基波和谐波校准数据。根据一些实施例，该谱与用于获取相应谱的扫描设置相关联地存储。
22.图4是根据一些实施例的在s220处存储的数据的表格表示。表格400将每个所获取的功率谱与用于获取该功率谱的扫描设置和参考体模相关联。如所示的，在s210处，可以扫描一个以上类型的参考体模。每个参考体模/扫描设置对与基波频带功率谱数据和谐波频带功率谱数据相关联。谱数据列的值可以由包括对应谱数据的文件的文件名组成。
23.在一些实施例中，s210和s220在远在对其中获取的数据进行临床使用之前（例如，在将超声系统运送到诊所之前）的时间段期间被执行。因此，s220与s230之间的虚线箭头指示可能比过程200的其他相邻步骤之间的时间显著更长的时间流逝。
24.在s230处，例如在临床设置中，对其中存储了该谱的超声系统进行操作，以从roi获取基波频带和谐波频带的回波信号功率谱。该获取使用第一扫描设置，第一扫描设置用于在s210处生成对应参考体模的校准数据。在一些实施例中，第一扫描设置被设置为超声系统的默认扫描设置。
25.根据s230的一些实施例，超声系统以3 mhz的中心频率以及从2至4 mhz的频率带宽来发射信号。然后，在2
‑
4 mhz范围内接收基波信号。为了获得谐波频带中的信号，以1.5 mhz的中心频率来发射信号，并且该信号具有1
‑
2 mhz之间的带宽。所得的接收到的谐波信号可以表现出例如中心频率的两倍或者在2
‑
4 mhz之间的频带。因此，qus值的后续计算与2
‑
4 mhz之间的频率相关联。
26.接下来，在s240处，确定对应于第一扫描设置的所存储的校准数据。所确定的校准数据由使用对应于roi的参考体模和第一扫描设置所获取的基波频带和谐波频带的回波信号功率谱组成。例如，s240可以包括：在表格400的一行内标识适当的参考体模和扫描设置，并且获取在表格400的同一行内标识的所存储的基波和谐波校准数据文件。
27.在s250处，确定第一ac和第一bsc。该确定基于在s230处获取的基波频带的回波信号功率谱和在s240处确定的基波频带的校准回波信号功率谱。实施例不限于以下对s250处的确定的描述。
28.初始地，将roi的每个射频回波线划分成若干个重叠的时间门控窗口。傅里叶变换被应用于每个窗口，并且对应于相同深度的窗口的功率谱被求平均。对参考体模的对应roi执行相同的过程。在标准脉冲回波成像中，统计上均质的组织中的窗口化区域的基波频带中的测量功率谱由等式（1）给出：（1）。
29.下标s表示样本（即，roi的组织）。从换能器表面到roi内特定时间门控窗口的中心的距离由z来标示。频率由f来标示。t(f)表示发射脉冲的传递函数。e
tx
(f)和e
rx
(f)分别表示换能器电
‑
声和声
‑
电传递函数。d(f,z)标示衍射效应，衍射效应与换能器几何形状以及发射和接收聚焦相关。和bsc
s
(f)分别是样本的频率相关ac和bsc值。
30.类似地，来自参考体模的反向散射信号的功率谱是：（2）。
31.将样本的功率谱除以参考体模的功率谱得出：（3）。
32.补偿参考体模的已知衰减和反向散射属性，等式（3）变为：（4）。
33.计算自然对数得出：（5）。
34.然后，可以从比对深度z来拟合等式（5）的线的斜率（
−
4）和截距（ln(bsc
s
(f))）中导出衰减系数（np/cm）和反向散射系数bsc
s
（1/cm
‑
str）。
35.在s260处，确定第二ac和第二bsc。s260处的确定基于在s230处获取的谐波频带的回波信号功率谱和在s240处确定的谐波频带的校准回波信号功率谱。实施例不限于以下对s260处的确定的描述。
36.使用谐波频带来估计ac和bsc需要新模型，该新模型计及组织非线性度。来自基波频率f下的平面波p0的二次谐波压力由下式给出：（6），其中和分别是基波和谐波信号的衰减系数（np/cm），并且k是与非线性度参数b/a成比例的常数。
37.可以使用指数函数的泰勒级数来进一步简化等式（6）中的比率项：
，其中最后的步骤使用了常见假设和泰勒级数近似。
38.在使用临床换能器阵列的聚焦发射的情况下，p0(f)被建模为：（8），其中t(f)是发射脉冲的传递函数，e
tx
(f)是发射时的电子
‑
机械（electro
‑
mechanical）传递函数，并且d
tx
(f)是发射时的衍射图样。使用等式（7）和（8）：（9）。
39.接收到的二次谐波信号的功率谱由下式给出：（10），其中e
rx
(f)是接收时的电子
‑
机械传递函数，并且d
rx
(f)是接收时的衍射图样，bsc(2f)是二次谐波频率下的反向散射系数（np/cm
‑
str），并且计及返回谐波信号的衰减。对等式（9）和（10）进行组合：（11）。
40.在组织谐波成像（thi）模式中，对来自180
°
异相（180
°ꢀ
out of phase）的两个脉冲的射频信号进行求和，以获得谐波信号。
41.将roi的每个射频回波线划分成若干个重叠的时间门控窗口。傅里叶变换被应用于每个窗口，并且对应于相同深度的窗口的功率谱被求平均。对参考体模的对应roi执行相同的过程。
42.roi中的样本和参考的功率谱由等式（11）给出。假设括号中的项对于样本和参考两者是相同的。通过计算来自样本和参考的功率谱的比率，我们获得了类似于等式（3）的等式：（12）。
43.补偿参考体模的已知衰减、反向散射和非线性度，等式（12）变为：
（13）。
44.计算自然对数得出：（14）。
45.可以从比对深度z来拟合等式（14）的线的斜率中导出频率2f下的衰减系数（db/cm）。比对深度z来拟合等式（14）的线的截距得出了由非线性度项偏置的ln(bsc
s
(2f))。
46.返回到过程200，在s270处，基于在s250处确定的第一bsc和在s260处确定的第二bsc来确定roi的非线性度。继续上面的示例，可以通过基于等式（5）使用基波频带来测量ln(bsc
s
(2f))（其中基波频率现在是2f）并且将结果代入等式（14）中，从而估计出等式（14）中的非线性度项。
47.在s280处，生成并且显示roi的图像。如本领域中已知的，可以基于在s230处获取的谱中的一个或其两者来生成该图像。该图像还可以指示非线性度以及基于接收到的信号所确定的任何其他值。
48.图5示出了根据一些实施例的在s280处生成并显示的图像500。如所示的，剪切波速（vs）、弹性（e）、ac、bsc、以超声方式导出的脂肪分数（udff）以及非线性度（k）的所确定的值与超声b模式图像数据同时显示。这些定量测量结果可以通过移除对b模式图像的定性解释以及通过减少系统相关因素来改进医学超声的诊断能力。
49.基于基波带和谐波带的对ac的估计应当是等效的。因此，图像500可以显示这两者的平均值或估计值中的任一个。在一些实施例中，可以通过确定并显示两个ac估计的加权平均值来减少可变性。
50.在bsc的情况下，基于谐波带在s260处确定的bsc值由非线性度项所偏置。因此，在s280处显示的bsc可以是基于基波带在s250处确定的bsc值。如果假设非线性度项是可忽略不计的，那么可以显示这两个bsc值的平均值。
51.图6是根据一些实施例的超声成像系统600的框图。系统600可以实现本文中描述的一个或多个过程。系统600是相控阵超声成像系统，但是实施例不限于此。典型的相控阵系统利用64到256个接收信道和相当数量的发射信道。为了清楚起见，图6图示了单个发射和接收信道。
52.系统600包括换能器元件605和发射/接收开关610。换能器元件605可以包括压电或电容膜元件的1维、1.25维、1.5维、1.75维或2维阵列的元件。操作发射/接收开关610以允许经由元件605来发射超声能量（例如，响应于跨元件605的电压施加），或者允许接收由元件605响应于接收到的超声能量（即，回波）而生成的电压。
53.发射波束形成器615结合数模转换器620和高压发射器625而可操作，以生成用于多个信道的波形，其中每个波形可以表现出不同的幅度、延迟和/或相位。接收波束形成器630从多个信道接收信号，每个信道可以经受放大635、滤波640、模数转换645、延迟和/或相位旋转器以及一个或多个求和器。接收波束形成器630可以由硬件或软件来配置，以响应于每个发射波束来应用相对延迟、相位和/或变迹以形成一个或多个接收波束。接收波束形成器630可以提供本领域已知的动态接收聚焦、以及固定聚焦接收。
54.由接收波束形成器630形成的接收波束表示发射波束和接收波束已经穿过的材料。接收波束被输出到处理器650以供处理。例如，处理器650可以基于接收波束来生成图像。
55.处理器650可以执行存储在存储器660中的处理器可执行程序代码，以执行和/或控制系统600的其他组件来执行本文中描述的过程。处理器650可以包括b模式检测器、多普勒检测器、脉冲波多普勒检测器、相关性处理器、傅里叶变换处理器、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、它们的组合、或者用于基于波束形成的超声样本来生成数据（例如，图像数据）的其他当前已知或以后开发的设备。
56.存储器660可以包括非暂时性计算机可读存储介质，诸如随机存取存储器和/或非易失性存储器（例如，闪速存储器、硬盘存储器）。存储器660可以存储程序代码、校准数据、b模式图像和/或任何其他合适的数据。显示器655可以包括阴极射线管显示器、液晶显示器、发光二极管显示器、等离子显示器、或用于显示图像和/或测量值的其他类型的显示器。
57.本领域技术人员将领会，在不脱离权利要求的范围和精神的情况下，可以配置上述实施例的各种改编和修改。因此，要理解的是，权利要求可以不同于本文中具体描述的那样来实践。