Микрососудистая контрастная ультразвуковая визуализация путем адаптивной временной обработки - RU2720102C2

Чертежи

Описание

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Данное изобретение относится к медицинским диагностическим ультразвуковым системам и, в частности, к ультразвуковым системам, которые осуществляют исследования с формированием изображения с использованием контрастного усиления для визуализации кровотока в микроциркуляторном русле ткани.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Эхо-контрастные вещества использовались в течение ряда лет для диагностики болезненных состояний благодаря контрастированию, которое эти вещества предоставляют в кровоток. Клетки крови очень малы и плохо отражают ультразвук, как правило, предоставляя очень мало данных для ультразвуковой визуализации. Однако, контрастные вещества в виде микропузырьков в потоке крови очень хорошо отражают ультразвук, который может быть сегментирован по их частотным характеристикам, что позволяет значительно улучшить представления характеристик кровотока. Одно использование контрастных веществ заключалось в том, чтобы визуализировать поток или перфузию микроциркуляторного русла ткани. Недавние исследования таких поражений, как поражения молочной железы, были сфокусированы на структуре, характеристиках потока и зоне микроциркуляторного русла, обеспечивающей очаг поражения. Раннюю диагностику поражений молочной железы и определение границ очагов поражения часто можно проверить посредством использования ультразвука для поиска характерных сосудистых структур. Кроме того, изменения в росте и развитии очага поражения, например, в результате химиотерапии, часто проявляются на раннем этапе в изменении сосудистой сети в очаге поражения. Предполагается, что этим исследованиям может способствовать использование контрастных веществ. Однако вовлеченные сосудистые структуры представляют собой крошечные микрососудистые структуры с отдельными сосудами, пропускающими очень малое количество кровотока при очень низких скоростях потока, что затрудняет их четкое распознавание на ультразвуковом изображении. Одной из разработок, которая помогает в этом процессе, является использование контрастных веществ для визуализации потока отдельных микропузырьков через микроциркуляторное русло, описанное в патенте US 6676606 (Hope Simpson et al.). Система, описанная в этом патенте, представляет собой микропузырьки с контрастным веществом, которые вводят в организм либо посредством болюсной инъекции, либо путем постоянного вливания при просвечивании прерывистыми вспышками с высоким механическим индексом, используемыми для периодического уничтожения микропузырьков в области изображения, позволяя наблюдать новые перфузируемые микропузырьки по мере их поступления в поток сосудистой системы. Используется процессор сохраняемости существования, который идентифицирует текущие положения микропузырьков через временную проекцию максимальной интенсивности, а затем сохраняет их образ в микроциркуляторном русле по мере их постепенного перемещения через микроциркуляторное русло от кадра к кадру. Изображения, которые производятся, будут таким образом фиксировать траектории микропузырьков при их прохождении через ткань и, следовательно, пути микрососудов в области изображения. Эта методика позволяет визуализировать как структуру внутриопухолевой сосудистой сети, так и сосудистого дерева, предоставляя больше патофизиологической информации, которая может помочь клиницистам принимать правильные решения.

Однако, авторы настоящего изобретения признают, что контрастное усиление микрососудистых структур, возникающее в результате поступления контрастных веществ, представляет собой динамический процесс с различными характеристиками на разных этапах повышения, а затем снижения концентрации микропузырьков в кровеносных микрососудах. На раннем этапе поступления контрастного вещества более крупные сосуды контрастируют, поскольку кровоток через них имеет более высокую скорость. Для того, чтобы зафиксировать быстроменяющиеся траектории контрастных веществ в более крупных сосудах, предпочтительно использовать метод временной проекции максимальной интенсивности, разработанный Hope Simpson et al., который чувствителен к перемещению контрастных веществ и, как следствие, к быстрому изменению контрастного усиления. Наличие шума в сигналах, ведущих к появлению артефактов изображения, невелико на этом этапе поступления. Но на последующих этапах поступления контрастного вещества все большее количество микрососудов с медленным кровотоком заполняется микропузырьками, и они контрастируют. Эффекты шума в сигналах теперь накапливаются, и улучшение отношения сигнал-шум, а не высокая чувствительность к изменению, становится более важным для визуализации обширного и выделенного микроциркуляторного русла. Кроме того, нескомпенсированные артефакты движения, которые могут быть вызваны сердцебиением или дыханием, могут с течением времени формироваться и накапливаться. Предпочтительным является способ обработки, который реагирует на изменение условий на последующих этапах поступления путем подавления артефактов движения и шума в сигналах. Таким образом, целью настоящего изобретения является предоставление ультразвуковой системы для контрастной микрососудистой визуализации, которая адаптирует ее для этих и/или других изменяющихся условий.

Публикации US 2010/060644A1 Nicolas Elife и др., Assessement of Quantitative Perfusion Parameters by Dynamic Contrast Enhanced Sonagraphy Using a Deconvolution Method (Оценка количественных параметров перфузии с помощью эхографии с динамическим контрастным усилением с использованием метода свертки) Marianne Gauthier и др., WO2014/061258A1 Takagi Kazuya и US 2012/0253190A1 Thomas Patrice jean Arsene Gauthier и др. все связаны с количественной оценкой кривых или параметров перфузии, таких как кривые интенсивности по времени, и/или извлечения одного или нескольких признаков из ультразвукового изображения с контрастным усилением, но ни одно из них не связано с улучшением при предоставлении ультразвукового изображения с контрастным усилением.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В некоторых аспектах настоящее изобретение относится к ультразвуковым диагностическим системам визуализации и способам контрастной визуализации микроциркуляторного русла в области изображения. Ультразвуковая система может включать в себя, например, ультразвуковой зонд, выполненный с возможностью передачи ультразвуковых пучков и приема ультразвуковых эхо-сигналов, формирователь пучка, выполненный с возможностью формирования диаграммы направленности эхо-сигналов для генерации когерентных эхо-сигналов, разделитель сигналов, реагирующий на когерентные эхо-сигналы и выполненный с возможностью формирования разделенных гармонических эхо-сигналов, принятых от контрастного вещества, процессор контраста по времени, реагирующий на гармонические эхо-сигналы и выполненный с возможностью обработки гармонических сигналов, принятых от контрастного вещества, для получения значения данных контраста данных для каждого из множества пространственных местоположений в области изображения для некоторого момента времени в течение некоторого периода времени, сканирующий преобразователь, подсоединенный для приема полученных значений данных контраста, и выполненный с возможностью формирования контрастного изображения для момента времени путем расположения полученных значений данных контраста для множества пространственных местоположений для момента времени в требуемом формате изображения, и дисплей, соединенный со сканирующим преобразователем, который отображает контрастное изображение, причем значение контраста для пространственного местоположения в области изображения производится разными способами для периода времени, и период времени включает в себя, по меньшей мере, этап поступления контрастного вещества. Другими словами, для периода времени, заданному первым моментом времени и вторым моментом времени, отличным от первого момента времени, процессор контраста по времени может быть выполнен с возможностью получения значения контраста для первого момента времени способом, отличным от способа получения значения контраста для второго момента времени. В отличие от обычных подходов с использованием одного и того же способа временной проекции максимальной интенсивности для создания контрастных изображений, контрастные изображения для некоторого периода времени, такие как временная последовательность контрастных изображений, производятся разными способами для этого периода времени. Таким образом, он позволяет применять различные способы обработки для создания контрастного изображения для разных определенных моментов времени с тем, чтобы улучшить контрастные изображения путем адаптации обработки в соответствии с различными под-периодами периода времени, такими как различные этапы перфузии контрастным веществом.

Известно, что ультразвуковое изображение области содержит значения ультразвуковых данных области, расположенные в соответствии с пространственными местоположениями. Другими словами, каждый пиксель или воксел ультразвукового изображения представляет собой значение ультразвуковых данных соответствующего пространственного местоположения. Существуют различные типы ультразвуковых изображений, такие как ультразвуковое изображение в B-режиме, допплеровское ультразвуковое изображение, контрастное ультразвуковое изображение (также называемое контрастным изображением или изображением с контрастированием) и т.д. Значения ультразвуковых данных в различных типах ультразвуковых изображений представляют различные физические параметры. Например, значение пикселя в ультразвуковом изображении в B-режиме представляет интенсивность ультразвукового эхо-сигнала, отражаемого тканями. Например, значение пикселя в допплеровском ультразвуковом изображении представляет эффект Допплера, вызванный перемещением тканей, таким как кровоток. Например, значение пикселя в контрастном изображении представляет собой количество контрастного вещества. В некоторых вариантах осуществления процессор контраста по времени может включать в себя детектор максимальной интенсивности и калькулятор среднего по времени значения, который обрабатывает гармонические эхо-сигналы для получения по-разному обработанных значений данных контраста. Обнаружение максимальной интенсивности может лучше отражать быстрое изменение интенсивности контраста, а обработка для усреднения по времени может уменьшить влияния шума и движения на значения пикселей. В некоторых других вариантах осуществления один или оба детектора максимальной интенсивности и калькулятор среднего по времени значения могут быть заменены другим существующим или разработанным в будущем калькулятором (калькуляторами) или детектором (детекторами).

Процессор контраста по времени может также включать в себя схему взвешивания MI, выполненную с возможностью взвешивания значений данных контраста, получаемых детектором максимальной интенсивности, и схему взвешивания ТА, выполненную с возможностью взвешивания значений данных контраста, получаемых калькулятором среднего по времени значения. Процессор контраста по времени может включать в себя сумматор, выполненный с возможностью суммирования взвешенных значений данных контраста и/или буфера кадров, выполненного с возможностью хранения кадров гармонических эхо-сигналов, принимаемых от разделителя сигналов. В определенных аспектах, процессор контраста по времени может включать в себя триггерную схему по кривой время-интенсивность, реагирующую на гармонические эхо-сигналы из буфера кадров, и выполненную с возможностью генерировать кривую время-интенсивность последовательных этапов поступления контрастного вещества. В некоторых аспектах, кривая время-интенсивность разграничивает начальный этап поступления и последующий этап вымывания, и кривая время-интенсивность сформирована для запуска схем взвешивания для получения максимальных значений интенсивности контраста на начальном этапе и средних по времени значений контраста на последующем этапе. Альтернативно, кривая время-интенсивность также разграничивает промежуточный этап после начального этапа, и кривая время-интенсивность сформирована для запуска схемы взвешивания для получения максимальных значений интенсивности контраста и усредненных по времени значений контраста на промежуточном этапе, и сумматор, выполнен с возможностью получения комбинации максимальных значений интенсивности контраста и усредненных по времени значений контраста на промежуточном этапе. В некоторых аспектах, кривая время-интенсивность разграничивает этап появления, этап роста и пиковый этап, и кривая время-интенсивность запускает схемы взвешивания для получения максимальных значений интенсивности контраста на этапе появления, средних по времени значений контраста на пиковом этапе и смеси значений максимальной интенсивности контраста и усредненных по времени значений контраста на этапе роста.

В некоторых аспектах, схема взвешивания MI выполнена с возможностью использования убывающей весовой функции на промежуточном этапе, а схема взвешивания TA выполнена с возможностью использования возрастающей весовой функции на промежуточном этапе. Процессор контраста по времени также может включать в себя буфер Истории T-I, сконфигурированный для хранения параметров кривой T-I, формируемой триггерной схемой по кривой время-интенсивность. В некоторых аспектах, триггерная схема по кривой время-интенсивность выполнена с возможностью использования параметров, сохраненных во время первого периода поступления контрастного вещества, для запуска схем взвешивания во время второго периода поступления контрастного вещества. Параметры могут включать в себя первый параметр t₂, разграничивающий конец начального этапа поступления и второй параметр t₃, разграничивающий начало последующего этапа вымывания.

В определенных аспектах, разделитель сигналов дополнительно выполнен с возможностью отделения эхо-сигналов основной частоты, а система дополнительно включает в себя детектор В-режима, реагирующий на эхо-сигналы основной частоты, и выполненный с возможностью генерации обнаруженных сигналов B-режима, и сканирующий преобразователь, реагирующий на обнаруженные сигналы B-режима и выполненный с возможностью создания изображения в B-режиме в требуемом формате изображения. Система может дополнительно включать в себя процессор изображений, реагирующий на контрастное изображение и изображение в B-режиме, и выполненный с возможностью создания изображения, включающего в себя комбинацию изображения в B-режиме и контрастного изображения.

Как описано далее в данном документе, настоящее изобретение относится к ультразвуковым системам и способам. В некоторых аспектах, ультразвуковые системы включают в себя различные структуры, обычные в компьютерах, такие как микропроцессоры, интегральные схемы (например, ПЛИС), память, жесткие диски и т.д. В некоторых вариантах осуществления настоящее изобретение относится к ультразвуковым системам, содержащим инструкции, которые при их выполнении заставляют систему выполнять различные этапы и функции, описываемые в настоящем документе. Например, настоящее изобретение относится к ультразвуковым диагностическим системам визуализации для контрастной визуализации микроциркуляторного русла, содержащими инструкции, которые при их выполнении заставляют систему выполнять следующие шаги: передачу с помощью ультразвукового зонда ультразвуковых пучков и прием ультразвуковых эхо-сигналов; формирование эхо-сигналов для генерации когерентных эхо-сигналов; разделение гармонических эхо-сигналов, принятых от контрастного вещества; обработку гармонических сигналов, принятых от контрастного вещества, разными способами для периода времени, включающему в себя по меньшей мере этап поступления контрастного вещества; генерацию контрастного изображения в требуемом формате изображения; и дисплей, соединенный со сканирующим преобразователем, который отображает контрастное изображение.

В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения оно имеет устройство для создания ультразвукового контрастного изображения микроциркуляторного русла в области изображения, которое содержит: процессор контраста по времени, реагирующий на гармонические эхо-сигналы, принятые от контрастного вещества, и выполненный с возможностью обработки гармонических сигналов, принятых от контрастного вещества, для получения значения данных контраста данных для каждого из множества пространственных местоположений в области изображения, и сканирующий преобразователь, подсоединенный для приема полученных значений данных контраста, и выполненный с возможностью формирования временной последовательности контрастных изображений для периода времени, причем значение контраста для пространственного местоположения производится разными способами для периода времени, включающему в себя по меньшей мере этап поступления контрастного вещества. Устройство может быть дополнительно соединено с дисплеем для отображения контрастного изображения. Дополнительно или альтернативно, такая система может содержать дисплей для отображения контрастного изображения. Устройство может быть соединено с устройством или системой для предоставления гармонических эхо-сигналов, принятых от контрастного вещества. Дополнительно или альтернативно, устройство может быть частью устройства или системы для предоставления гармонических эхо-сигналов, принятых от контрастного вещества. Предоставляемые гармонические эхо-сигналы могут быть последовательностью кадров гармонических эхо-сигналов. Предоставляемые гармонические эхо-сигналы могут быть последовательностью кадров контрастных данных, созданных в соответствии с обычными подходами, где кадры контрастных данных создаются тем же способом для периода времени. Устройство или система для предоставления гармонических эхо-сигналов, принятых от контрастного вещества, может содержать ультразвуковой зонд выполненный с возможностью передачи ультразвуковых пучков и приема ультразвуковых эхо-сигналов, или это может быть любая информационная система, выполненная с возможностью хранения данных, таких как данные контрастной эхографии, такая как информационная система больницы (HIS), система архивирования и передачи изображений (PACS), система электронных медицинских карт (EMR) или тому подобное.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

На чертежах:

На Фигуре 1 в виде блок-схемы показана ультразвуковая диагностическая система визуализации, сконструированная в соответствии с принципами настоящего изобретения.

На Фигуре 2 представлена подробная блок-схема, иллюстрирующая конструкцию и работу процессора контраста по времени ультразвуковой системы, показанной на Фигуре 1.

На Фигуре 3 представлен график кривой перфузии из данных о контрасте пикселя во время перфузии контрастным веществом в некоторой точке тела.

На Фигуре 4 показана аппроксимация гладкой кривой время-интенсивность пиксельных данных, показанных на Фигуре 3.

На Фигуре 5 показана идеализированная кривая время-интенсивность контрастного вещества, разбитая на три периода времени.

На Фигуре 6 показаны весовые характеристики, используемые для взвешивания как определения максимальной интенсивности, так и вычисления среднего по времени на этапе максимального усиления перфузии контрастным веществом в соответствии с принципами настоящего изобретения.

На Фигуре 7 показан альтернативный подход к разбиению идеализированной кривой время-интенсивность контрастного вещества.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

В соответствии с некоторыми вариантами осуществления настоящего изобретения, описываются диагностическая ультразвуковая система и способ, которые позволяют пользователю отображать микроциркуляторное русло с контрастным веществом. Данные о контрасте пикселя адаптивно обрабатываются разными способами, по мере того, как контрастное вещество накапливается, а затем выводится из микроциркуляторного русла. Системы и способы в соответствии с настоящим изобретением адаптивно изменяют обработку для обеспечения наиболее предпочтительной обработки изображений на каждом этапе перфузии контрастным веществом.

В некоторых вариантах осуществления данные о контрасте пикселя адаптивно вычисляются разными способами в течение трех периодов: периода поступления, периода стабилизации контрастирования или промежуточного периода и периода вымывания. Например, обнаружение максимальной интенсивности используется на раннем этапе поступления для лучшего усиления быстрого нарастания контраста. В течение последующего этапа вымывания, вычисления усредненных по времени данных последовательных по времени изображений используются для уменьшения шумов и артефактов движения. На промежуточном этапе максимального усиления, используется комбинация обоих этих методов, изменяющегося от определения максимальной интенсивности до вычисления среднего по времени в течение этого периода.

В определенных вариантах осуществления период поступления можно охарактеризовать с помощью этапа появления, этапа роста и пикового этапа, на котором данные о контрасте пикселя адаптивно обрабатываются разными способами в течение этих периодов. Здесь, обнаружение максимальной интенсивности можно использовать на этапе появления для лучшего усиления быстрого нарастания контраста. В течение последующего пикового этапа, вычисления усредненных по времени данных последовательных по времени изображений используются для уменьшения шумов и артефактов движения. На промежуточном этапе роста, используется комбинация обоих этих методов, изменяющегося от определения максимальной интенсивности до вычисления среднего по времени в течение этого периода.

Обратимся сначала к Фигуре 1, где ультразвуковая система, сконструированная в соответствии с принципами настоящего изобретения показана в виде блок-схемы. Ультразвуковой зонд 12 включает в себя матрицу 14 ультразвуковых преобразовательных элементов, которые передают и принимают ультразвуковые импульсы. Матрица может быть одномерной линейной или криволинейной матрицей для двумерной визуализации или может быть двумерной матрицей преобразовательных элементов для электронного управления пучком в трех измерениях. Матрица может также быть одномерной матрицей, которая механически проводится вперед и назад зондом для сканирования трехмерного объема тела. Ультразвуковые преобразователи в матрице 14 передают ультразвуковую энергию и принимают эхо-сигналы, возвращаемые в ответ на эту передачу. Переключатель 22 передачи/приема («T/R») соединен с ультразвуковыми преобразователями в матрице 14 для того, чтобы сигналы от преобразовательных элементов выборочно поступали к формирователю 32 пучков во время фазы приема при работе. Время, в которое матрица преобразователей активируется для передачи сигналов, также управляется формирователем 32 пучков, так что сфокусированный и управляемый пучок передается от матрицы во время фазы передачи очередности импульс-эхо при работе.

Эхо от передаваемой ультразвуковой энергии принимается преобразовательными элементами матрицы 14, которые генерируют эхо-сигналы, которые поступают через переключатель 22 T/R и оцифровываются аналого-цифровыми преобразователями («A/D») на входе формирователя пучков, когда система использует цифровой формирователь пучков. Альтернативно можно использовать аналоговые формирователи пучков. Управление ультразвуковой системой и различными настройками управления для получения изображений, такое как выбор зонда, осуществляется с помощью воздействия пользователя на элементы управления панели управления, которая соединена с контроллером центральной системы (не показан) и осуществляет свое управление через него.

Эхо-сигналы, принимаемые от отдельных преобразовательных элементов матрицы 14, задерживаются и суммируются формирователем 32 пучков для формирования пучков когерентных эхо-сигналов. Для трехмерной визуализации с помощью двумерной матрицы предпочтительно разделять формирователь пучка между формирователем микропучка, расположенным в зонде, и основным формирователем пучка в базовой стойке системы, как описано в патенте US 6013032 (Savord) и в патенте US 6375617 (Fraser). Затем цифровые когерентные эхо-сигналы обрабатываются процессором 34 сигналов, который выполняет такие операции как полосовая фильтрация, понижение уровня спеклов, увеличение контраста изображения, подавление мешающих отражений ткани и компенсация движения Процессор сигналов также может сдвигать принимаемый диапазон частот к более низкому или основному диапазону частот. В этом варианте осуществления частотой передачи и частотой приемника управляют отдельно, так что формирователь 32 пучка свободен для приема полосы частот, которая отличается от полосы частот передаваемой полосы, такой как гармоническая полоса частот.

Эхо-сигналы, принятые во время визуализации с контрастным веществом, таким как микропузырьки, поступают в в. Разделитель 36 основного/гармонического сигналов предпочтительно разделяет эхо-сигналы, возвращаемые от гармонических контрастных веществ посредством метода импульсной инверсии, в котором эхо-сигналы, возникающие в результате передачи нескольких импульсов в местоположение изображения, аддитивно объединяются для подавления основных компонентов сигнала и усиления гармонических составляющих и объединяются с вычитанием фона для получения компонентов основного частотного сигнала. Предпочтительный метод импульсной инверсией описан, например, в патенте US 6186950 (Averkiou и др.). Основные и гармонические частоты, такие как полоса сигнала, содержащая основные частоты f и частоты второй гармоники 2f, также могут быть разделены полосовой фильтрацией с использованием более низкой полосы пропускания с пиком на основной частоте f и более высокой полосой пропускания с пиком на второй гармонике частота 2f.

Сигналы основной частоты поступают в детектор 40 В-режима для формирования изображения в B-режиме структуры ткани, которая визуализируется. Как известно в данной области техники, детектор В-режима выполняет амплитудное детектирование принятых эхо-сигналов основной частоты. Обнаруженные эхо-сигналы поступают в сканирующий преобразователь 42, который оформляет сигналы из области, которая отображается, в требуемый формат изображения. Зонд может представлять собой фазированную решетку или криволинейный матричный зонд, например, который принял эхо-сигналы в пространственном виде R-θ, а сканирующий преобразователь преобразует эти сигналы в декартовский формат, подходящий для отображения изображения в B-режиме в виде пикселей устройства отображения с растровой разверткой. Для трехмерной визуализации данные двумерного изображения из сканирующего преобразователя могут обрабатываться для формирования трехмерного изображения путем объемной визуализации.

В соответствии с принципами настоящего изобретения разделенные гармонические сигналы, принятые от микропузырьков контрастного вещества, поступают в процессор 50 контраста по времени. Процессор контраста по времени обнаруживает и обрабатывает сигналы контраста разными способами на разных этапах поступления контрастного вещества, как описано ниже. Полученные в результате значения данных контраста преобразуются в тот же формат, что и изображение в B-режиме, чтобы сформировать контрастное изображение с помощью сканирующего преобразователя 52, который может быть отдельным сканирующим преобразователем или тем же, который используется для преобразования сканированного изображения в B-режиме, используемом с временным мультиплексированием. Изображение в B-режиме, созданное сканирующим преобразователем 42 и контрастное изображение, созданное сканирующим преобразователем 52 поступают в процессор 24 изображений. Поскольку оба изображения имеют одинаковый формат отображения, контрастное изображение может отображаться поверх изображения в B-режиме, так что поток крови, выделенный контрастным веществом, обрамляется тканевой структурой изображения в B-режиме.

На Фигуре 2 представлена подробная блок-схема, иллюстрирующая конструкцию и работу процессора 50 контраста по времени. Последовательные принятые кадры изображений сохраняются в буфере 54 кадров. По мере того, как влитое или введенное контрастное вещество начинает поступать в область тела, которая визуализируется, последующие кадры изображения сохраняются в буфере кадров и фиксируют контрастное вещество по мере того, как оно появляется в последовательных местах в микроциркуляторном русле, которые визуализируются. Когда зонд 12 удерживается неподвижно относительно тела пациента, то такое же пространственное местоположение будет отображаться на одном и том же месте пикселя на каждом изображении. Таким образом, временная последовательность пиксельных данных в каждом однозначно определенном местоположении в отображаемой области во время поступления контрастного вещества может быть извлечена просто путем обращения к одному и тому же местоположению пикселя в каждой последовательности последовательных изображений.

В соответствии с принципами настоящего изобретения, временная последовательность данных контраста в каждом месте пикселя обрабатывается детектором 72 максимальной интенсивности и калькулятором 82 среднего по времени значения. Детектор максимальной интенсивности принимает последовательность значений данных из местоположения пикселя и последовательно их сравнивает, чтобы определить максимальное значение с начала поступления контрастного вещества до текущего момента времени, самого последнего принятого значения контрастного изображения. Математически это может быть выражено для каждого местоположения пикселя как

Pmax_x,y=P_max из P₁, P₂, P₃ … P_current

где x,y - местоположение пикселя на изображении, а значения пикселей кадров 1, 2, 3, текущее от начала поступления до текущего времени составляют P₁, P₂, P₃ … P_current. Чтобы дать простой пример, предположим, что значения данных равны 0, 0, 3, 2, 3, 5, 7 и 10. Значение Pmax_x,y для этой последовательности будет последовательно 0, 0, 3, 3, 3, 5, 7 и 10. Можно видеть, что этот процесс обнаружения имеет чувствительность к шуму. Предположим, что первые два нуля являются значениями пикселя до начала поступления и предположим, что на первый из них влияет шум или движение и равен 3. Максимальные значения интенсивности для последовательности будут тогда 3, 3, 3, 3, 3, 5, 7 и 10, что нежелательно отражает влияние шума.

Калькулятор 82 среднего по времени значения, однако, уменьшает такие влияния шума и движения путем усреднения по времени. Усреднение по времени может быть выполнено различными способами. В одном из вариантов осуществления, этот калькулятор дает значение контраста пикселя, которое равно среднему значению данных от начала поступления до момента текущего пикселя. Математически это можно выразить как

Pta_x,y=Среднее P₁, P₂, P₃ … P_current

В другом варианте осуществления усреднение по времени может быть скользящим средним, которое равно взвешенному или невзвешенному среднему в движущемся окне.

Можно видеть, что с этим выражением мгновенные эффекты шума будут усредняться и тем самым уменьшаться в среднем по последовательности значений. Операции, выполняемые детектором максимальной интенсивности и калькулятором среднего по времени значения, повторяются, и их выходные значения данных контраста обновляются с появлением каждого нового кадра данных контраста в буфере кадров.

В соответствии с еще одним аспектом настоящего изобретения, общий период времени перфузии контрастным веществом разделяется по меньшей мере на два периода времени. В одном из вариантов осуществления, по меньшей мере два периода времени могут содержать первый период времени и второй период времени, а процессор контраста по времени создает мгновенное значение данных контраста для заданного местоположения пикселя, которое равно максимальному значению интенсивности в течение первого периода времени, и которое равно усредненному по времени значению интенсивности за второй период времени. Например, процессор контраста по времени может быть выполнен с возможностью включать в свой состав селектор для выбора либо максимального значения интенсивности, либо усредненного по времени значения интенсивности. В других вариантах осуществления по меньшей мере два периода времени могут содержать первый период времени, второй период времени и третий период времени, и процессор контраста по времени производит мгновенное значение данных контраста которое равно максимальному значению интенсивности в течение первого периода времени, и которое равно усредненному по времени значению интенсивности за третий период времени, и которое равно комбинации их двух во время второго периода времени между первым и третьим периодами времени.

В соответствии с еще одним аспектом настоящего изобретения, процессор контраста по времени создает мгновенное значение данных контраста для заданного местоположения пикселя, которое равно максимальному значению интенсивности в течение начального этапа поступления; и которое равно усредненному по времени значению интенсивности на последующем этапе поступления; и которое равно меняющейся комбинации этих двух на промежуточном этапе, когда перфузия контрастным веществом максимальна. Это делается с использованием кривой время-интенсивность (T-I), вычисленной триггерной схемой 56 по кривой время-интенсивность для одного или нескольких местоположений контрастных пикселей. Кривая T-I является общей мерой прибытия и выбывания контрастного вещества в месте в теле, как описано в патенте US 5833613 (Averkiou и др.). Кривая время-интенсивность может быть рассчитана для каждой точки изображения перфузируемой ткани и один или несколько параметров каждой кривой, выделенной для использования при визуализации или диагностике. Например, выбранный параметр для каждой точки изображения может отображаться в оттенках серого или цветовом кодировании, чтобы сформировать параметрическое изображение перфузии, как описано в патенте US 6692438 (Skyba и др.). Эти параметры включают в себя максимум и наклон кривых, каждый из которых указывает на другую характеристику перфузии тканей.

Кривая перфузии обычно вычисляется путем измерения интенсивности сигнала, возвращающегося от контрастного вещества, по мере того, как оно втекает в микроциркуляторное русло ткани и выходит из него. Эти измерения возрастания и уменьшения количества контрастного вещества затем находятся в хорошем соответствии с кривой, такой как та, которая определяется моделью кривой гамма-колебаний.

A*(x-t₀)*exp(-Ι*(x-t₀))+C,

где A - максимум кривой, t₀ это время начала поступления контрастного вещества, Ι- наклон роста кривой, и x - мгновенное измерение количества контрастного вещества. Эти представления времени и интенсивности дают указание подготовленному клиницисту о том, как ткань перфузируется. Например, на Фигуре 3 показана последовательность значений интенсивности контраста, полученных во время поступления контрастного вещества. Ось x - это ось времени, а ось y - амплитуда (интенсивность) значений пикселей. Видно, что эти значения меняются несколько хаотично, о чем свидетельствуют связанные с ними сегменты линий. Чтобы преодолеть это неустойчивое изменение, кривая согласовывается со значениями данных интенсивности, как показано кривой 110, с использованием уравнения подгонки кривой, как указано выше. Это представляет собой гораздо более гладкое представление поступления контраста, и это кривая, проведенная по экспериментальным точкам, которая анализируется для получения параметров, перечисленных выше.

На Фигуре 5 показана примерная T-I кривая 60 поступления, полученная в результате подгонки кривой. В этом примере начальный этап или этап увеличения поступления составляет продолжительность времени, следующую за возрастанием на 20% от максимума А кривой 60, обозначенного как 63 и временем t₁, до уровня 80% максимума кривой, обозначенного как 65 и временем t₂. Этап усиления, когда количество контрастного вещества находится вокруг максимума его перфузии, - это продолжительность времени между 80%, отмеченными как 65 в момент времени t₂, и снижением до 90% максимума в 67 и временем t₃. Снижение контраста или этап выведения - это продолжительность времени от 90% максимума в 67 и временем t₃ до 30% от максимума в 69 и временем t₄. В этом примере t₁-t₂ является этапом поступления, t₂-t₃ является этапом усиления, а t₃-t₄ является этапом выведения. В соответствии с принципами настоящего изобретения значения, создаваемые детектором 72 максимальной интенсивности, используют в качестве мгновенных значений контраста пикселей на начальном этапе поступления, период времени до 65 (t₂) на чертеже. Значения, генерируемые калькулятором 82 среднего по времени значения, используются на последнем этапе, в период времени, следующий за 67 (t₃). На промежуточном этапе t₂-t₃ максимального усиления, используется взвешенная комбинация обоих значений. Это делается путем запуска изменений взвешивания триггерной схемой 56 по кривой время-интенсивность, при достижении соответствующих этапов, которые управляют работой двух схем взвешивания, схемы 74 взвешивания максимальной интенсивности (MI) и схемы 84 взвешивания среднего по времени значения (TA). Эти схемы взвешивания применяют весовые коэффициенты к соответствующим значениям, таким как те, которые указаны кривыми весовых функций 410 и 420, показанными на Фигуре 6. В этом примере кривая 420 используется схемой 84 взвешивания TA, а кривая 410 используется схемой 74 взвешивания MI.

Чтобы привести пример этой работы, предположим, что детектор 72 максимальной интенсивности и калькулятор 82 среднего по времени значения производят обнаруженные и рассчитанные значения контраста на всем протяжении поступления, периода вымывания. Первоначально схема 74 взвешивания MI взвешивает максимальные значения интенсивности с весом единица, а схема взвешивания TA взвешивает средние по времени значения с нулевым весом. Это означает, что выводной сумматор 90 принимает только полностью взвешенные значения максимальной интенсивности. Таким образом, последовательность выходных значений, создаваемых сумматором, будет максимальными значениями интенсивности, которая полностью отражает быстрое повышение интенсивности контраста на этом начальном этапе. В момент времени t₂ на Фигуре 5 триггерная схема 56 по кривой время-интенсивность запускает схемы взвешивания, чтобы начать использовать соответствующие функции кривых, показанных на Фигуре 6. Таким образом, весовые значения максимальных значений интенсивности от схемы 74 взвешивания MI начнут уменьшаться от единицы до нуля с момента времени t₂ до момента времени t₃, а весовые значения усредненных по времени значений от схемы 84 взвешивания TA начнут увеличиваться с нуля до единицы. Таким образом, вывод сумматора 90 будет взвешенной комбинацией обоих значений, в которой изначально преобладает максимальная интенсивность, но уменьшается и постепенно отражает возрастающий вклад усредненного по времени значения, пока в момент времени t₃ весовое значение максимального значения интенсивности не достигнет нуля, а весовое значение усредненного по времени значения достигнет единицы. После этого значения контраста будут только значениями, рассчитанными как средние по времени, которые будут характеризоваться уменьшенными побочными эффектами от шума и движения.

Следует понимать, что невозможно точно предсказать максимум А кривой время-интенсивность при расчете первой кривой время-интенсивность, прежде чем максимум будет достигнут. Для решения этой проблемы, показанная реализация настоящего изобретения также имеет буфер 58 истории T-I для хранения параметров T-I от одной кривой, которые используются до тех пор, пока не будет рассчитана новая кривая T-I. В качестве примера предположим, что пациенту вводят постоянный поток контраста. Для разрушения микропузырьков в область изображения прерывистыми вспышками большой мощности подается ультразвук. После этого во время нового притока микропузырьков вычисляется и создается кривая время-интенсивность, а времена t₂ (конец начального поступления) и t₃ (конец максимального усиления) определяются и сохраняются в буфере истории T-I. В область изображения подается еще одна вспышка большой мощности, и новый поток контраста начинает поступать в отображаемое микроциркуляторное русло. По мере того как микропузырьки начинают поступать и наращивать интенсивность в местах расположения пикселей на изображении, запускаются схемы взвешивания для изменения их весов в моменты времени t₂ и t₃, как было определено ранее. В течение того же периода поступления, триггерная схема по кривой время-интенсивность вычисляет новую кривую время-интенсивность и определяет обновленные времена t₂ и t₃, используя текущий цикл поступления, вымывания и сохраняет обновленные значения в буфере истории T-I. Таким образом, каждый повторный цикл поступления, вымывания использует последний обновленный набор времен переключения t₂ и t₃, чтобы вызвать изменение функций схемы взвешивания.

На Фигуре 7 показан подход, отличный от показанного на Фигуре 5. В этом примере t₁-t₂ является этапом появления, t₂-t₃ является этапом роста, а t₃-t₄ пиковым этапом. В соответствии с принципами настоящего изобретения, создаваемые детектором 72 максимальной интенсивности, используют в качестве мгновенных значений контраста пикселей на этапе появления. Значения, генерируемые калькулятором 82 среднего по времени значения, используются на пиковом этапе. На этапе стадии роста t₂-t₃используется взвешенная комбинация обоих значений. Это делается путем запуска изменений взвешивания триггерной схемой 56 по кривой время-интенсивность, при достижении соответствующих этапов, которые управляют работой двух схем взвешивания, схемы 74 взвешивания максимальной интенсивности (MI) и схемы 84 взвешивания среднего по времени значения (TA). Эти схемы взвешивания применяют весовые коэффициенты к соответствующим значениям, таким как те, которые указаны кривыми весовых функций 410 и 420, показанными на Фигуре 6. В этом примере кривая 420 используется схемой 84 взвешивания TA, а кривая 410 используется схемой 74 взвешивания MI. Понятно, что одно место на изображении, в котором присутствует контрастное веществ, можно использовать для вычисления кривой время-интенсивность, которая будет использоваться для инициирования изменения весовых функций для каждого пикселя на изображении. Альтернативно, кривые T=I могут быть рассчитаны в нескольких местах изображения, а среднее значение для t₂ и t₃, измеренное в каждом месте, может использоваться триггерной схемой по кривой время-интенсивность, чтобы инициировать смену весовых функций. Учитывая достаточную вычислительную мощность, можно также вычислить кривую время-интенсивность для каждого местоположения пикселя в поле изображения и использовать кривую T-I для каждого местоположения пикселя, чтобы определить смену схем взвешивания для каждого однозначно определенного местоположения пикселя.

Специалист в данной области сразу поймет, что ультразвуковая система в соответствии с настоящим изобретением может быть сконструирована с использованием аппаратного обеспечения, программного обеспечения или их комбинации. В конфигурации аппаратных средств система может содержать схему, выполняющую описанное изобретение, или использовать усовершенствованные цифровые схемы, такие как ПЛИС со шлюзами, сконфигурированными для выполнения заявленной обработки. В конфигурации программного обеспечения, в которой в основном сконструированы современные ультразвуковые системы, буфер кадров представляет собой цифровую память, хранящую данные контраста в адресных ячейках памяти, а другие функциональные возможности, показанные на Фигуре 2, выполняются подпрограммами программного обеспечения. Например, детектор максимальной интенсивности предоставляется программой программного обеспечения, выполняющей сравнение путем вычитания последовательно адресуемых значений данных контраста из цифровой памяти. Калькулятор среднего по времени значения предоставляется программой программного обеспечения, которая добавляет последовательность значений данных контраста и делит сумму на количество значений. Функция схемы взвешивания обеспечивается путем умножения значений из детектора и программ калькулятора на весовые коэффициенты, хранящиеся в памяти, при вызове триггерной кривой время-интенсивность. Сумматор предоставляется добавляющей подпрограммой. Триггер по кривой время-интенсивность аппроксимирует кривую T-I к значениям данных контраста с помощью программы, которая выполняет приведенное выше уравнение Т-I, итеративно выполняя уравнение с различными значениями переменных до тех пор, пока не будет найдено наилучшее соответствие. Буфер истории T-I является цифровой памятью. После сумматора 90 выходные данные могут быть нормализованы при желании путем умножения выходных данных на значения коэффициента усиления. Специалистам в данной области техники будут очевидны комбинации аппаратного и программного обеспечения.

Реферат

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для создания ультразвукового контрастного изображения микроциркуляторного русла в области изображения содержит процессор контраста по времени, реагирующий на гармонические эхо-сигналы и выполненный с возможностью обработки гармонических сигналов, принятых от контрастного вещества, для получения значения данных контраста для каждого из множества пространственных местоположений в области изображения для некоторого момента времени в течение некоторого периода времени, причем значение данных контраста для пространственного местоположения в области изображения для этого момента времени производится разными способами для этого периода времени, причем период времени включает в себя по меньшей мере этап поступления контрастного вещества, и сканирующий преобразователь, подсоединенный для приема полученных значений данных контраста и выполненный с возможностью формирования контрастного изображения для момента времени путем расположения полученных значений данных контраста для множества пространственных местоположений для момента времени в требуемом формате изображения. Ультразвуковая диагностическая система визуализации для контрастной визуализации микроциркуляторного русла в области изображения содержит ультразвуковой зонд, выполненный с возможностью передачи ультразвуковых пучков и приема ультразвуковых эхо-сигналов, формирователь пучка, выполненный с возможностью формирования диаграммы направленности эхо-сигналов для генерации когерентных эхо-сигналов, разделитель сигналов, реагирующий на когерентные эхо-сигналы и выполненный с возможностью формирования разделенных гармонических эхо-сигналов, принятых от контрастного вещества, устройство для создания ультразвукового контрастного изображения; и дисплей, соединенный со сканирующим преобразователем и выполненный с возможностью отображения контрастного изображения. Технический результат заявленного изобретения состоит в улучшении представления характеристик кровотока на контрастном изображении. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 7ил.

Формула