利用超声波使血管结构三维可视化的系统和方法

专利名称：利用超声波使血管结构三维可视化的系统和方法
利用超声波使血管结构三维可视化的系统和方法
背景技术：
在多个生物医学研究领域，精确地确定穿过一个给定器官或结构 的血流是非常重要的。例如，在肿瘤学领域，对瘤内血流的确定可以 增进对癌症生物学的了解，并且由于瘤需要血液来生长和转移，所以 对血流的确定可以有助于对抗癌疗法的识别和开发。在实践中，减少 瘤的血管的供给通常是癌症治疗的主要目标。为了评估和开发影响瘤 的血液供给的疗法，有利的是对小动物和其他受试者体内的瘤内的血 流进行量化。
通常，用于确定小动物体内的结构的血管分布的方法包括以牺牲
动物组织为基础的组织学。而且，尽管小动物的显微CT (Micro-CT) 使得对器官的成像分辨率达到大约5 0微米，但是在多数情况下却是致 命的。虽然组织学和Micro-CT提供精确的有关血管结构的信息，却都 不给出关于血管内的体内血流的任何指示。因此，组织学和Micro-CT 技术对于研究同一小动物体内的瘤的生长和血液供给随时间的变化来 i兌并不理想。

发明内容
根据本发明的一个实施方案，用于对一个结构或该结构的一部分 的血管分布进行量化的方法包括生成多个穿过该结构的至少一部分的 二维(2-D)高频"功率多普勒"或"彩色多普勒"超声波图像切片， 其中该结构或该结构的一部分位于一个受试者内部。在一方面，处理 该多个2-D超声波图像切片中的至少两个以生成一个三维(3-D)体图 像以及对该结构或该结构的一部分的血管分布进行量化。
本发明的其他装置、方法、方面以及优点将通过参考附图以及对 优选实施方案的详细描述来加以讨论。


被纳入本说明书中并构成本说明书的 一部分的附解了以下所
描述的几个方面，并且连同该描述起解释本发明原理的作用。相同的 数字在所有这些附图中表示相同的元件。 图1是图解示例成像系统的框图。
图2示出了来自示例受试者的示例呼吸波形。 图3示出了具有图1的示例色盒的图1的示例显示器。 图4是图解一种利用图1的示例系统来生成超声波图像的示例方 法的框图。
图5是图解一种利用图1的示例系统来生成超声波图像的示例方 法的框图。
图6是图解一种利用图1的示例系统来生成超声波图像的示例方 法的框图。
图7A和7B是图解利用图1的示例系统来生成超声波图像切片的 示例方法的示意图。
图8是图解利用图1的示例系统得到的多个二维(2-D)超声波图
像切片的示意图。
图9是图1的示例系统的超声波探测器和3-D马达以及一个可以
可选地用于图1的示例系统的轨道系统的示意图。
图IO是由图1的示例系统生成的示例3-D体重构。
图ll是图解一种利用图l的示例系统对一个结构中的血管分布进
行量化的示例方法的框图。
图12是图解图11的处理块的运行的流程图。
图13是图解一个基于示例阵列的超声波成像系统的框图。
具体实施例方式
通过参照下面的详细描述、例子、附图以及权利要求及先前和下 面对它们的描迷，将更容易理解本发明。然而，在公开和描述本设备、 系统和/或方法之前，应当理解，除非另有说明，本发明并不限于所公 开的具体的设备、系统和/或方法，因而当然是可以变化的。还应当理 解在此使用的术语是仅出于描述特定方面的目的，并不旨在进行限制。
本发明的以下描述以本发明的最佳的、当前已知的实施方案的形 式被提供作为一个可实现本发明的教导。为此，相关领域的普通技术
人员将认识到并理解，可以对在此描述的本发明的各方面进行很多改 变，而仍获得本发明的有益效果。还显而易见的是，通过选择本发明 的一些特征而不利用其它特征可以获得本发明的一些期望的益处。因 此，本领域的普通技术人员将认识到，对本发明的很多修改和适应性 变化是可能的，并且在某些情况下甚至可能是理想的，这些都是本发 明的一部分。因此，下面的描述被提供作为对本发明的原理的说明， 而不是对本发明的限制。
在整个篇幅中，单数形式的"一个(a )"、"一个(an )"和"该(the )" 在被使用时，包括复数对象，除非上下文清楚地另有规定。因此，例 如，提到"一个呼吸波形，，可以包括具有两个或更多个这样的波形， 除非上下文另有规定。
范围在此可以被表达为从"大约" 一个特定值，和/或到"大约，， 另一个特定值。当表达这样的范围时，另一个方面包括从该一个特定 值和/或到该另一个特定值。类似地，当通过使用前面的"大约"来把 值表示成近似值时，应当理解特定值形成了另一个方面。还应当理解 每个范围的端点相对于另一个端点以及独立于另一个端点都是有意义 的。
当在此被使用时，术语"可选的"或"可选地"意思是随后描述 的事件或情况可能发生或可能不发生，并且该描述包括所述事件或情 况发生的情况和不发生的情况。
参照下面对本发明的优选实施方案及其中包括的例子的详细描 述，并且参照附图及先前和下面对其的描述，可以更容易地理解本发 明。
"受试者，，的意思是个体。术语受试者包括小的或实验动物以及 灵长类动物，包括人类。实验动物包括，但不限于，诸如小鼠或大鼠 之类的啮齿动物。术语实验动物还可以与动物、小动物、小实验动物 或受试者互换使用，其包括小鼠、大鼠、猫、狗、鱼、兔、豚鼠、啮 齿动物等等。术语实验动物并不表示一特定年龄或性别。因此，成年 和新生动物以及胎儿(包括胚胎)，无论是雄性还是雌性，都包括在内。 根据本发明的一个实施方案， 一种用于对一个结构或该结构的一 部分的血管分布进行量化的方法包括生成多个穿过该结构的至少一部
分的二维(2-D)高频多普勒超声波图像切片。可以预期该结构或该结 构的该部分可以位于一个受试者内部。在操作中，处理该多个2-D超 声波图像切片中的至少两个，以生成一个三维(3-D)体图像，以及对 该结构或该结构的该部分的血管分布进行量化。
图1是图解示例成像系统100的方框图。成像系统IOO作用于受 试者102。超声波探测器112被接近受试者102放置，以获得超声波 图像信息。该超声波探测器可以包括一个可以用于收集超声波数据110 的机械扫描换能器150，所述超声波数据包括超声波多普勒数据。在 所描述的系统和方法中，可以使用一种被称为"功率多普勒"的多普 勒超声波技术，该多普勒超声波技术利用多普勒信号中的总功率来生 成血流的彩色编码实时图像。该系统和方法还可以用于生成"彩色多 普勒"图像以生成彩色编码的实时的血液速度评估图。该换能器可以 发射频率至少大约为20兆赫兹(MHz)的超声波。例如，该换能器可 以发射频率大约为或大于20 MHz、 30 MHz、 40 MHz、 50 MHz或60 MHz 的超声波。而且，还预期显著大于上述那些频率的换能器工作频率。
预期任何能够将超声波束平移过受试者或受试者的一部分的系统 都可以用于实施所描述的方法。因此，可以使用在其沿一个路经扫过 时能平移超声波束的机械扫描系统实施这些方法。还可以使用基于阵 列的系统来实施这些方法，其中通过电操纵沿着换能器元件的超声波 束来平移波束。本领域的技术人员应当容易理解，从任一类型的系统 平移的波束都可以应用于所描述的方法，而对所采用的系统的类型没 有任何限制。因此，本领域的技术人员应当理解，所描述的利用机械 扫描系统执行的方法还可以利用阵列系统来执行。类似地，所描述的 利用阵列系统执行的方法还可以利用机械扫描系统来执行。因此，系 统的类型不是被规定为对所描述的任何方法的限制，因为阵列系统和 机械扫描系统可以互换使用来执行所描述的方法。
另外，对于机械扫描系统和阵列类型系统来说，都可以使用中心 频率位于一个低于20MHz的临床频率范围内或者中心频率位于一个等 于或大于20MHz的高频范围内的换能器。
在所描述的系统和方法中，可以使用被称为"功率多普勒"的超 声波模式或技术。该功率多普勒模式利用多普勒信号中的总功率来生
成血流的彩色编码实时图像。该系统和方法还可以用于生成描述平均 速度信息的"彩色多普勒"图像。
可以将受试者102连接到心电图(ECG)电极104，以从受试者102 获得心节律和呼吸波形200 (图2 )。包括呼吸检测软件140的呼吸检 测元件148可以用于生成呼吸波形200，以提供给超声波系统131。呼 吸检测软件140可以通过监测受试者呼吸时的肌阻抗而生成呼吸波形 200。可以使用本领域已知的并可以从例如德克萨斯州休斯顿的Indus 仪器(Indus Instruments, Houston, TX)得到的呼吸检测元件148 和软件140来执行利用ECG电极104和呼吸检测軟件140生成呼吸波 形200的操作。在一个替代方面，可以通过并不采用ECG电极的方法 来生成呼吸波形，例如，利用应变计体积描"^器(strain gauge plethysmograph )。
呼吸检测软件140将来自ECG电极104的电信息转换成可以被发 送到超声波系统131的模拟信号。该模拟信号在被ECG/呼吸波形放大 器106放大之后进一步由模数转换器152转换成数字数据，该模数转 换器可以被包括在信号处理器108中，或可以位于其它地方。在一个 实施方案中，呼吸检测元件148包括放大器，该放大器用于放大模拟 信号以提供给超声波系统131以及供模数转换器152转换成数字数据。 在这个实施方案中，可以完全避免使用放大器106。使用数字化数据， 位于存储器121中的呼吸分析软件142可以确定受试者的呼吸特性， 包括呼吸速率以及由呼吸引起的受试者的运动已经基本停止的时间。
来自电极104的心信号以及呼吸波形信号可以被发送到ECG/呼吸 波形放大器106，以调节这些信号供提供给超声波系统131。应当认识 到，可以使用信号处理器或其它这样的设备替代ECG/呼吸波形放大器 106来调节信号。如果来自电极104的心信号或呼吸波形信号合适， 那么完全可以避免使用放大器106。
在一个方面，超声波系统131包括控制子系统127、有时被称为 扫描转换器的图像构造子系统129、发送子系统118、马达控制子系统 158、接收子系统120以及人机接口 136形式的用户输入设备。处理器 134耦接到控制子系统127，显示器116耦接到处理器134。
如图13所示， 一个示例超声波系统1302包括阵列换能器1304、 处'理器134、前端电子线路模块1306和发送波束形成器1306以及接 收波束形成器1306、波束形成器控制模块1308、处理模块彩色流1312 和功率多普勒l312以及诸如组织多普勒、M型、B型、PW多普勒以及 数字RF数据之类的其它模式、扫描转换器129、视频处理模块1320、 显示器116以及用户接口模块136。图1所示的系统100中还可以存 在一个或多个类似的处理模块。
色盒144可以通过显示器116向用户表现。色盒144表示显示器 116的、获取并显示多普勒数据的区域。色盒描述于其内执行功率多 普勒或彩色多普勒扫描的区域或预定区域。色盒还可以被一般化为对 利用机械移动的或对于基于阵列的探测器是电移动的换能器的扫描的 起点和结束点的定义。
色盒144的大小或区域可以由操作人员通过使用人机接口 136来 选择，并且可以依赖于操作人员希望获取数据的区域。例如，如果操 作人员希望在显示器116上显示的给定解剖区域分析血流，那么就可 以在该显示器上定义与该解剖区域相对应的、并且表示超声波换能器 将在其中发送并接收超声波能量和数据的区域的色盒144，以便可以 对用户定义的解剖部分进行成像。
对于机械扫描换能器系统来说，将换能器从开始位置移动到结束 位置，诸如，例如从第1个扫描位置一直移到第n个扫描位置。当换 能器移动的时候，换能器发送超声波脉冲并且由换能器接收返回的超 声波回波。每个发送/接收脉沖循环都导致获取超声波线。换能器从开 始位置移动到结束位置时所获得的所有超声波线构成图像"帧"。对于 使用阵列的超声波系统来说，发送波束形成器、接收波束形成器以及 前端电子线路超声波脉冲可以沿色盒内的多个视线被发送。可以获得 整个视场的B型数据，而彩色流数据可以从由色盒定义的区域获取。
在一个示例方面，处理器134被耦接到控制子系统127，并且显 示器116被耦接到处理器134。存储器121被耦接到处理器134。存储 器121可以是任何类型的计算机存储器，并且通常被称为随机访问存 储器"RAM",在其中执行本发明的软件123。软件123控制超声波数 据的获取、处理和显示，使得超声波系统131显示图像。
使用硬件和软件的结合，可以实现该利用高频超声波使血管结构
三维(3-D)可视化的系统和方法。该系统的硬件实现可以包括下列 技术中的任何技术或其组合，这些技术均为本领域公知的分立电子 元件、具有用于对数据信号实现逻辑功能的逻辑门的分立逻辑电路、 具有适当的逻辑门的专用集成电路、可编程门阵列(PGA)、现场可编 程门阵列(FPGA)等。
在一方面，该系统的软件包括用于实现逻辑功能的可执行指令的 有序列表，并且可以被包括在计算机可读介质中，以供指令执行系统、 装置或设备使用，或与指令执行系统、装置或设备结合使用，所述指 令执行系统、装置或设备诸如基于计算机的系统、包含处理器的系统 或可以从指令执行系统、装置或设备获取指令并执行指令的其它系统。
在本文件的上下文中，"计算机可读介质，，可以是任何可以包含、 存储、传送、传播或传递程序以供指令执行系统、装置或设备使用或 与指令执行系统、装置或设备结合使用的装置。计算机可读介质例如 可以是，但不限于，电、磁、光、电磁、红外或半导体系统、装置、 设备或传播介质。计算机可读介质的更具体的例子(非穷举)包括下 列项具有一根或多根线的电连接(电)、便携式计算机磁盘(磁)、 随机访问存储器(RAM)、只读存储器(R0M)、可擦除可编程只读存储 器(EPR0M或闪存)(磁)、光纤(光)以及便携式只读光盘(CDR0M) (光)。注意，计算机可读介质甚至可以是纸或其它在其上打印程序的 适当介质，因为程序可以通过例如光扫描纸或其它介质来电俘获，然 后如果需要的话以适当的方式进行编译、解释或作其它处理，并且接 着被存储在计算机存储器中。
包括呼吸分析软件142、换能器定位软件146、马达控制软件156 以及系统软件123的超声波系统131确定换能器150的位置并且确定 在何处开始和结束功率多普勒处理。对于示例阵列系统来说，波束形 成器控制模块控制用于功率多普勒、彩色流或其它扫描方式的扫描线 的位置。
换能器定位软件146相对于色盒144对换能器150的位置进行定 向。呼吸分析软件142允许在受试者102呼吸循环期间的适当时刻捕 获超声波数据。因此，呼吸分析软件142可以基于通过ECG电极104 和呼吸检测软件140来自受试者102的输入来控制何时收集超声波数 据110。呼吸分析软件142控制在呼吸波形200期间的一些适当时间 点收集超声波数据110。可以在呼吸信号指示动物呼吸循环中的安静 阶段的适当时间段内捕获同相(I)和正交相位(Q)多普勒数据。所 谓"安静阶段"是指动物的呼吸或换气循环中的由于呼吸引起的动物 运动已基本停止的阶段。
马达控制软件156控制超声波探测器112沿轴线(A)(图7B)的 移动，以便换能器150可以在受试者的解剖的多个位置处发送和接收 超声波数据，以及以便可以生成沿所期望的图像平面的多个二维(2-D) 切片。这样，在示例系统中，软件123、呼吸分析软件142以及换能 器定位软件146可以控制超声波数据的获取、处理和显示，并且可以 允许超声波系统131在受试者呼吸波形200期间的一些适当时刻捕获 2-D图像切片形式的超声波图像(也称为帧)。而且，马达控制软件156 结合3-D马达154以及马达控制子系统158,控制超声波探测器112 沿轴线(A)(图7B)的移动，以便可以在受试者的解剖的多个位置处 生成多个2-D切片。
利用多个收集的2-D图像切片，三维(3-D)重构软件162可以重 构一个3-D体。利用该3-D重构软件162以及自动分割软件160可以 对该3-D体内的血管分布进行量化，如下面描述的。
存储器121还包括由超声波系统131获得的超声波数据110。计 算机可读存储介质138被耦接到处理器，用于向该处理器提供指令来 指示和/或配置该处理器，以执行与超声波系统131的操作相关的算 法，如下面所进一步解释的。该计算机可读介质可以包括硬件和/或软 件，诸如，仅作为示例，磁盘、磁带、诸如CDROM的光可读介质和诸 如PCMCIA卡的半导体存储器。在每种情况下，该介质都可以采用诸如 小磁盘、软盘、盒式磁带之类的便携式产品的形式，或者可以采用诸 如硬盘驱动器、固态存储卡或支持系统中备有的RAM之类的相对大的 或固定产品的形式。应当注意到，上述列出的示例介质可以单独^^用 或结合使用。
超声波系统131包括控制子系统127，以指导超声波系统131的 各个组件的操作。控制子系统127和相关组件可以用于对通用处理器 下指令的软件的形式或以硬件实现中的专用电子设备的形式提供。在
另一方面，超声波系统131包括图像构造子系统129，该图像构造子 系统用于将由接收的超声波回波生成的电信号转换成可以由处理器 134操纵并且可以在显示器116上变成图像的数据。控制子系统127 被连接到发送子系统118，以向超声波探测器112提供超声波发送信 号。超声波探测器112又向接收子系统120提供超声波接收信号。接 收子系统120还向图像构造子系统129提供表示接收信号的信号。在 又一方面，接收子系统120被连接到控制子系统127。由控制子系统 127指导用于图像构造子系统以及呼吸配准信息的扫描转换器129,以 操作所接收的数据，进而利用图像数据110生成供显示的图像。
超声波系统131可以包括ECG/呼吸波形信号处理器108。 ECG/呼 吸波形信号处理器108被配置成从ECG/呼吸波形放大器106接收信 号，如果利用该放大器的话。如果没有使用放大器106, ECG/呼吸波 形信号处理器108还可以适于直接从ECG电极104或从呼吸检测元件 148接收信号。信号处理器108可以将来自呼吸检测元件148和软件 140的模拟信号转换成供在超声波系统131中使用的数字数据。因此， ECG/呼吸波形信号处理器可以处理表示心动周期以及呼吸波形200的 信号。ECG/呼吸波形信号处理器108向控制子系统127提供各种信号。 接收子系统120还从ECG/呼吸波形信号处理器108接收ECG时间戳或 呼吸波形时间戳。例如，ECG或呼吸数据的每个数据样本都与从时钟 得来的 一 个时间戳时间配准。
在一个方面，接收子系统120被连接到控制子系统127以及图像 构造子系统129。由控制子系统127指导图像构造子系统129。超声波 系统131利用超声波探测器112发送和接收超声波数据，向用户提供 界面以控制成像系统IOO的操作参数，并且处理适于将表示受试者102 的解剖和/或生理机能的静止或动态图像用公式表述的数据。通过显示 器116向用户呈现图像。
超声波系统131的人机接口 136从用户获取输入并转化该输入以 控制超声波探测器112的操作。人机接口 136还通过显示器116向用 户呈现已处理的图像和数据。使用人机接口 136，用户可以定义色盒 144。因此，在人机接口 136处，用户可以定义表示于其中从受试者 102收集图像数据110的区域的色盒144。色盒144定义超声波换能器150发送和接收超声波信号的区域。软件123协同呼吸分析软件142 和换能器定位软件146，并且协同图像构造子系统129，处理由接收子 系统120形成的电信号，以形成超声波图像，该超声波图像对应于受 试者102的换气或呼吸波形。
使用人机接口 136，用户还可以定义受试者的、其内的血管结构 要进行3-D可视化的结构或解剖部分。例如，该用户可以定义待成像 的结构所在的区域的总尺寸、形状、深度以及其他特征。这些参数可 以在人机接口 136处被输入到超声波系统131中。用户还可以选取或 定义其他成像参数，例如生成的2-D超声波切片的数量以及每个2-D 切片之间的间隔。使用这些输入参数，马达控制软件156控制3-D马 达154以及超声波探测器112沿所定义的结构或受试者的解剖部分的 移动。而且，基于所生成的2-D切片之间的间隔以及这些切片的绝对 数量，自动分割软件160以及3-D重构软件162可以重构该结构或解 剖部分的3-D体。通过3-D重构软件162或通过系统软件123可以确 定该结构或解剖部分的血管分布率，如下面所述。
图2示出了来自受试者102的示例呼吸波形200,其中x轴表示 单位为毫秒(ms)的时间，y轴表示单位为毫伏(mV)的电压。典型 的呼吸波形200包括多个峰或平稳段202,受试者的每个呼吸循环对 应一个。如图2所示，可以在波形202上插入参考线204。在参考线 204之上的呼吸波形200的部分是峰或平稳段202,通常表示由呼吸引 起的受试者的运动已经基本停止的阶段，即，"不动"或"非运动"阶 段。本领域的技术人员应当理解，"基本停止"的意思是由呼吸引起的 受试者的运动已经停止到这样一种程度，即，因为由于受试者的呼吸 运动而原本会在所获取的图像中导致的假象和不精确减少，多普勒超 声波数据的收集是理想的。
应当理解，根据用于获取呼吸数据的记录设备以及用于分析数字 化信号的算法，不动阶段可能并不与检测的信号位置完全对准。因此， 可以使用时间偏移，该时间偏移通常取决于所用的设备和检测方法以 及动物解剖。例如，在一个使用足垫的肌阻抗的示例记录技术中，不 动阶段在检测到的阻抗峰值之后不久开始。预期不管呼吸信号是如何 获取的，确定该呼吸信号中的有效点可以通过将该信号与实际的动物
运动作经验比较以及选择适当的校正实现，以便执行的信号分析可以 生成描述呼吸运动的各个开始和结束点的事件。
由呼吸引起的受试者的运动在一个呼吸循环期间基本停止一段约
100到2000毫秒的时间。在受试者的呼吸循环期间的由呼吸引起的该 受试者的运动基本停止的阶段可以根据几个因素改变，这些因素包括 动物种类、体温、身体质量或麻醉级别。包括峰202的呼吸波形200 可以通过呼吸检测软件140根据ECG电极104传递的电信号来确定， 该ECG电极可以检测呼吸时的肌阻抗。例如，可以通过将电极应用到 受试者的足垫上来检测肌阻抗。
通过检测足垫中的肌阻抗的变化，呼吸检测软件140可以生成呼 吸波形200。因此，可以检测受试者呼吸循环期间的变化，并且可以 在呼吸循环中的由于呼吸而引起的受试者的运动已基本停止的适当时 间内获取超声波数据。例如，可以在运动已经基本停止的约100亳秒 到600毫秒的时间段内捕获多普勒样本。呼吸波形200还可以通过呼 吸检测软件140根据由位于受试者下面的气垫(未示出)传递的信号 来确定。利用气垫根据受试者的呼吸生成信号是本领域已知的。
图3示出了具有示例色盒144的超声波成像系统131的示例显示 器116。图像300表示显示器116上显示的图像。色盒144被定义在 图像300内。色盒144表示显示器116上的超声波图像300的这样一 个区域该区域对应于超声波探测器112在其中收集超声波数据的、 受试者的解剖的部分。如本领域的技术人员将理解的，还可以在显示 器上同时定义或在不同的时间定义多个色盒144,并且这样的多个色 盒144可以被应用于所描述的方法中。
色盒144包括的区域可以由用户通过人机接口 136来定义，或者 基于诸如视场(FOV )之类的期望的预定义图像大小自动或半自动地配 置。因此，色盒144表示显示器116上捕获并描绘数据的区域。通过 将超声波探测器112的换能器150在色盒144内配准，图像数据110 被收集在色盒144中。超声波换能器150可以是单元件扫描换能器。 超声波换能器150可以位于解剖上的与所定义的色盒144对应的任何 地方。换能器定位软件146可以用于将换能器150定位在色盒144内 的任何定义位置。
换能器150的初始位置可以定义发送和接收超声波能量和数据的 起点。因此，在一个例子中，换能器150可以位于色盒144的左边302， 并且可以从该色盒的左边开始发送和接收超声波能量和数据。类似地， 色盒144的任何部分都可以被定义为发送和接收超声波能量和数据的 结束点。例如，色盒144的右边304可以被定义为发送和接收超声波 能量和数据的结束点。可以在该色盒的开始和结束点之间的任何位置 和时间发送和接收超声波能量和数据。因此，在本发明的一个方面， 用户可以定义色盒144的左边302为起点，定义同一色盒144的右边 304为结束点。在这个例子中，可以在色盒144的左边302和向色盒 144的右边304移动途中之间的任何位置和时间发送和接收超声波能 量和数据。而且，本领域的技术人员很清楚，色盒144的任何一边或 区域都可以被定义为起点，色盒144的任何一边或区域都可以被定义 为结束点。
本领域的技术人员应当理解，所有提及使用机械定位的换能器的 运动的情况都同样适用于基于阵列的系统中的波束形成器的适当配 置，并且在此所描述的这些方法适用于这两种系统。例如，陈述换能 器应当被放置在其起点类似于陈述阵列波束形成器被配置为在开始位 置接收超声波回波。
图4是说明使用示例成像系统100或示例阵列系统1300来生成一 个或多个2-D超声波图像切片(图7A、 B)的示例方法的流程图。如 本领域的技术人员清楚的，并且基于上述教导，所描述的方法可以使 用 一个替代示例成像系统来执行。
在开始位置402，单元件换能器150或阵列换能器1304被放置在 接近受试者102的地方。在方框404中，来自受试者102的呼吸波形 200由呼吸检测软件140捕获。在一个方面，呼吸波形200以操作人 员选择的频率被连续捕获。例如，该呼吸波形可以以8000Hz的频率^皮 连续数字化。在方框406中， 一旦换能器150被放置在接近受试者102 的地方，该换能器就位于色盒144中的开始位置。在一个实施方案中， 当在显示器116上观察色盒144的时候，该换能器位于该色盒144的 左边302。然而， 一个色盒的任何一边或区域都可以被定义为起点， 一个色盒的任何一边或区域都可以被定义为结束点。
在步骤408，呼吸分析软件142确定捕获的样本是否表示呼吸波 形200的不动阶段202的开始。本领域的技术人员应当理解，不动或 非运动阶段开始的点并不一定是呼吸波形的"峰"；而且，波形中对应 于不动阶段的点可以依赖于获取呼吸波形所使用的方法的类型。连续 捕获的呼吸波形200的捕获样本表示捕获的呼吸波形200在由所选的 采样频率确定的时间点上的值。在受试者呼吸波形IOO的一特定点202 处，由呼吸引起的受试者的运动已经基本停止。这对于捕获图像数据 而言是一理想的时间。如上面所提到的，机械移动的换能器或阵列换 能器可以用于收集超声波数据。
在初始化彩色流或功率多普勒扫描之前，可以将换能器放置在由 色盒确定的起点处。在方框410中，如果呼吸分析软件142确定受试 者102处于表示其呼吸循环的不动阶段202的开始的点，则发送子系 统118在软件123的控制下使换能器150开始移动。如果在方框406 处捕获的样本并不表示受试者的呼吸循环的"峰，，202，那么呼吸检测 软件142就继续监视呼吸峰202。
在方框412中，换能器开始扫描，并且获取超声波数据。对于机 械扫描换能器系统来说，可以设置运动的速度，以便其在呼吸循环的 不动阶段内完成从开始到停止的整个扫描。在方框414中，检查帧的 完成。如果帧还没有完成，那么处理循环返回方框412，扫描继续。 如果帧已经完成，那么扫描停止，在方框416中处理数据并更新显示。 在显示已经被更新后，在方框418，系统软件检查终止成像的用户请 求。在方框420中，如果已发生图像终止请求，那么成像停止。如果， 在方框418中，还没有进行终止请求，那么处理循环返回方框406。
捕获超声波样本的时间段可以根据受试者的呼吸循环而变化。例 如，可以在介于大约200到大约2000毫秒之间的持续时间内收集超声 波样本。对于多普勒获取，超声波I和Q数据可以在受试者的呼吸循 环中的安静阶段内捕获。对于B型，可以获取包络数据。例如，200 毫秒是受试者102在其呼吸循环200中可能基本不动的时间段的估计 值。该基本不动的时间段是收集超声波样本的时间段。
图5是说明使用示例成像系统10 0或阵列系统13 0 0来生成图像的 一种替代方法的流程图500。如本领域的技术人员所清楚的，并且基
于上述教导，所描述的方法可以使用替代示例成像系统来执行。方法
500使用与方法400相同的硬件，并且可以使用根据在此提到的模式 以及描述的方法编程的呼吸分析软件142以及换能器定位软件146。 如对于流程图400中所阐述的方法那样，可以将换能器放置在色盒144 的左边302。或者，对于基于阵列的系统的情况，波束形成器可以被 配置成在色盒的左边开始扫描。对本领域的技术人员来说清楚的是， 可以将一个色盒的任何一边或区域定义为起点，可以将一个色盒的任 何一边或区域定义为结束点。
在方框504中，将换能器放置在色盒的左边302。在方框506中， 呼吸波形被捕获。该呼吸波形可以被加上时间戳，以便在所获取的超 声波线和该呼吸波形之间有已知的时间配准。这种扫描形式涉及呼吸 波形的时间配准。 一旦先前的帧结束就可以开始新的帧。因此，呼吸 波形和帧的开始可能不同步。使用呼吸分析软件从呼吸波形来确定发 生最大程度的呼吸运动的时间段，运动阶段。假设在该时间段内获取 的数据因呼吸运动失真，并且被称为"无效"数据。在呼吸循环的不 动阶段内获取的数据被称为"有效"数据。在各个示例方面，无效数 据可以用在先前一帧期间获取的来自相同区域的有效数据替代，或者 用通过使用平均或持续性方法处理在先前多帧期间获取的有效数据而 获得的数据来替代。
在方框508中，软件123使换能器开始向色盒的右边304移动， 并且对色盒执行完整的扫描。
预期机械移动换能器150或阵列换能器1304可以用于收集超声波 数据。在方框510中，为色盒508上的整个扫描或平移捕获超声波数 据。在方框512中，该数据被处理以生成包括B型数据和多普勒数据 的初始数据帧。在方框514中，呼吸波形被处理以确定"空白阶段"， 该空白阶段对应于在受试者中有高呼吸运动的阶段，并且帧内的在"空 白阶段"斯间发生的图像线的区域根据时间戳信息确定。这些在"空 白阶段"内获取的线并不被显示。相反，在空白区域中的这些线被填 充。可以利用各种方法来填充空白区域。例如，可以将先前获取的帧 存储在存储器中的緩沖区中，并且视频处理软件可以显示来自先前获 取的帧的、与作废的线相对应的线。因此，在方框516中，来自先前
数据帧的数据可以用于填充在方框514中作废的区域。
在一个示例方面，用于生成图5中阐述的超声波图像的过程包括 监视受试者的呼吸波形以及检测该呼吸波形的至少一个峰值阶段以及 至少一个非峰值阶段。在这个方面，每个峰值阶段对应于由受试者的 呼吸引起的该受试者的身体运动已经基本停止的时间，每个非峰值阶 段对应于受试者的身体因该受试者的呼吸而处于运动状态的时间。该 过程还包括在受试者呼吸波形的至少一个峰值阶段期间以及在受试者 呼吸波形的至少一个非峰值阶段期间生成频率为至少20兆赫兹(MHz) 的超声波，将频率为至少20MHz的超声波发射到受试者中，以及获取 超声波数据。在示例方面，该生成、发射以及获取的步骤递增地从第 一扫描线位置一直重复到第n扫描线位置。
在这个例子中，所接收的超声波数据被编译以形成包括B型数据 和多普勒数据的初始数据帧。识别并处理包括了在受试者呼吸波形的 非峰值阶段内接收的数据的至少一部分初始数据帧，以生成最终的数 据帧。在这个方面，该最终的数据帧从受试者呼吸波形的递增峰值阶 段内所接收的数据编译而来。
在这个例子的多个方面，处理步骤包括从初始数据帧中移除在受 试者呼吸波形的非峰值阶段内接收的数据，即"无效"数据，以生成 具有至少一个作废的区域的部分作废的数据帧，以及将在受试者呼吸 波形的峰值阶段内接收的来自另一个初始数据帧的数据，即"有效，， 数据，代入该部分作废的数据帧的该至少一个作废的区域中，以生成 超声波图像。在受试者呼吸波形的峰值阶段内接收的该替代数据可以 来自于它的数据帧的这样一个区域该区域和该部分作废的图像的部 分作废的区域的作废区域空间上相对应。例如，在沿换能器弧的一具 体位置获取的一条线和在沿该换能器弧的相同位置获取的第二条线空 间上相对应。这种对应的线、线组或区域组可以于由呼吸引起的运动 已经基本停止或由呼吸引起的运动存在时获取。在由呼吸引起的动物 的运动已经基本停止的阶段内获取的区域可以用来替代在由呼吸引起 的动物的运动没有基本停止的时间段内获取的相应区域。
在一个方面，可以将持续处理(persistence)应用到彩色流图傳_ 数据中。如本领域的技术人员应当理解的，持续处理是根据算法将来
自最新获取的帧中的每个空间位置的信息和来自先前帧中的相应空间 位置的信息结合的过程。在一个方面，持续处理可以发生在扫描转换
器软件单元中。可以使用的示例持续算法如下
<formula>formula see original document page 21</formula>其中y(")是被显示的输出值，X(")是最新获取的功率多普勒样本，
l)是对于前一帧得到的输出值，并且"是确定持续量的系数。当在 最新获取的图像帧中有无效或空白区域的时候，持续处理可以被应用 到整个帧，无效的线被赋予零值。如果每个功率多普勒帧的帧开头与 呼吸波形不同步，那么在每个帧中无效时间段就会出现在不同时间。
处理无效或空白区域的另一个示例方法是基于行间基准执行持续 处理。对具有有效值的线，如上所述地实施持续处理。对于被确定为 处于无效区域中的线，持续操作被中止。因此，在上面的方程中，不
是将设置为零并计算y(力，而是将设置为等于r(" -1)。
在方框518中，确定是否要停止该过程。在一个方面，当换能器 的位置达到或超过色盒144的停止位置时，满足停止该过程的条件。 在一个替代方面，可以继续该过程，直到一操作人员发出停止命令。 如果在方框518中确定该过程没有完成，那么将该换能器重新放置在 该色盒的左边302。如果在方框518中确定该过程完成，那么在方框 520结束该过程。在方框514和516中描述的消隐过程(blanking process )是可选的。在一些情况下，如果例如换能器移动穿过解剖的 速率较高，那么可以在没有呼吸事件发生的情况下获取整个数据集合。
在这些情况下，并不执行图像或帧消隐处理。
图6是图解使用成像系统100生成一个或多个2-D图像切片(图 7A、 B)的第三示例实施方案600的流程图。如本领域的技术人员所清 楚的，并且基于上述教导，所描述的方法可以使用替代示例成像系统 来执行。在该方法中，换能器150每个呼吸循环移动一次。机械扫描 换能器可以用于收集超声波数据，因此，在这个方法中，当由呼吸引 起的受试者的运动已经基本停止时捕获一个数据线。 一旦该基本不动 的阶段结束，换能器就在受试者呼吸循环中的受试者再次基本不动的 下一时间段重新捕获图像数据。因此，在每个呼吸循环中当受试者基 本静止的时候，捕获一个数据线。
方法600开始于方框602。在方框604中，将换能器放置在色盒 144的开始处。在一个例子中，色盒144的左边302可以被定义为换 能器的起点，右边304可以被定义为结束点。在方框606中，使用ECG 电极104和呼吸检测软件140从受试者102捕获呼吸波形。在方框608 中，呼吸分析软件142分析该呼吸波形并指示超声波系统131等待呼 吸峰202。
在方框610中，在方框608中检测的呼吸峰之后约100到2000毫 秒的呼吸波形的安静时间内捕获多普勒样本。该安静阶段取决于受试 者的呼吸周期。例如，在小鼠中，该安静阶段可以是约100到2000毫 秒。多普勒I和Q数据可以在动物的呼吸循环中的安静阶段内捕获。 在方框612中，捕获的超声波多普勒数据由超声波系统131来处理， 并且在方框614中，步进马达经色盒144将换能器150移动一小段距 离。在方框616中，确定该换能器是否在色盒144的边缘304。如果 确定该换能器不在色盒144的边缘304，那么在呼吸波形的峰值阶段 202内捕获一个多普勒数据线。如果确定该换能器在该色盒的右边缘 304,那么在方框618中进一步确定是否停止该过程。如果该换能器在 该色盒的右边缘304，该过程停止。如果确定应当停止该过程，那么 结束该过程。如果确定由于该换能器不在该色盒的右边缘304而不结 束该过程，那么将该换能器重新放置到该色盒的开始处或左边302。
图7A和7B是描述使用多个利用上述方法产生的2-D图像切片的 超声波成像方法的示意表示。如图7A所示，超声波探测器112沿方向 702发送超声波信号，投射出一条超声波能量"线"706。该超声波探 测器112转动和/或该探测器内的机械扫描换能器沿弧704扫过并且传 播从沿弧的各点产生的超声波能量线706。因此当超声波换能器沿弧 704移动时，对二维(2-D)平面或"切片"710成像。替代地，如果 使用阵列，通过电子装置的操纵或平移使超声波束扫过2-D平面，从 而对2-D "切片"成像。
一个2-D切片被看成是从单个2-D平面获取的数据的集合，超声 波束扫过该平面或者平移过该2-D平面一次或多次。它可由一个或多 个B型数据帧以及一个或多个彩色流多普勒数据帧组成，其中一个帧 被看成是在超声波束的单次扫描或平移期间获取的数据。
图7B图解了一个轴线(A)，该轴线基本垂直于投影在弧704中点 处的能量线706。该超声波探测器可以沿轴线(A)移动。为了沿轴线 (A)移动超声波探测器112,成像系统IOO使用一个"3-D马达"154， 该马达接收来自马达控制子系统158的输入。该马达154可以连附在 超声波探测器112上，并且能够沿轴线(A)正(f )向或反(r)向移 动超声波探测器112。通常在生成一个第一 2-D切片710后沿轴线(A) 移动该超声波探测器112。为了沿轴线(A)移动该超声波探测器以便 可以生成多个图像切片，成像系统IOO或阵列系统1300还可以包括一 个如以下美国专利申请中描述的集成多轨道成像系统于2005年2月 7曰提交的、题目为"Integrated Multi-Rail Imaging System"、申 请号为11/053, 748的专利申请，在此将该申请的内容完整纳入本文。
图8是一个示意表示，图解了在位置Xn处可以生成一个第一 2-D 切片710。而且，至少一个随后的切片804可以在位置Xn+1处生成。 附加的切片可以在位置Xn+2 ( 806 )、 Xn+3 ( 808 )以及Xn+z ( 810 )处 生成。任一上述2-D切片可以在由呼吸引起的受试者的运动已经基本 停止的时候利用上述方法生成。
为了在适当的时候沿轴线(A)移动超声波探测器112,马达控制 子系统158接收来自控制子系统127的信号，该控制子系统通过处理 器134控制3-D马达154的移动。该马达控制系统158可以从马达控 制软件156接收指导，使超声波系统131可以确定探测器112的扫描 何时已经完成以及切片何时已经生成，以及何时将超声波探测器112 沿轴线(A)移动到随后的点上，以便在随后的位置上获取一随后的切 片。还可以使用诸如系统1300的一个示例系统。可以利用马达沿轴线 (A)移动阵列换能器或者包括阵列换能器的探测器。与单元件换能器 系统的情形类似，该系统可以确定何时已经利用该阵列生成切片，以 及何时将换能器或包括换能器的探测器沿轴线(A)移动到下一个位置。
该马达控制软件156还可以使马达将超声波探测器112沿轴线(A ) 在每个位置Xn之间移动一给定距离，在该每个位置Xn处超声波被发 送和接收以生成一个2-D切片。例如，该马达控制软件156可以^吏3-D 马达154将超声波探测器112沿轴线(A)在每个所生成的2-D切片之 间移动约50微米(pm)。然而，每个2-D切片之间的距离是可以变化
的，并不限于50jam。例如，每个切片之间的距离可以是约1. Ojum、 5 ium、 lOjam、 50jLim、 100jim、 500jam、 1000 nm、 10000 pm,或著更 大。
如上所述，所生成的切片的数量以及每个切片之间的距离可以由 用户来定义，并且可以通过人机接口 136输入。通常，该3-D马达156 连附在可以使马达154和超声波探测器112沿轴线(A)移动的轨道系 统902 (图9)上。在一个方面，该3-D马达154既连附在超声波探测 器112上也连附在轨道系统902上。
一旦超声波探测器112已经移动到轴线(A)上的下一个位置处， 通过沿一类似于弧704的弧但在沿轴线(A)的一个新位置从换能器 150投射出超声波能量线，可以生成在位置Xn+l处的随后的2-D切片 804。 一旦该2-D切片804已经生成，该超声波探测器112可以再沿轴 线(A)移动，并且可以生成在位置Xn+2处的随后的切片806。可以 在由呼吸引起的受试者的运动已经基本停止的时候，利用上述方法生 成每个2-D切片。在生成每个切片之后，可以沿轴线(A)正(f )向 或反(r)向地移动探测器。
该生成2-D超声波图像切片以及移动探测器112的系列操作可以 重复所需要的那么多的次数。例如，可以使该超声波探测器112作第 三次移动，可以生成在位置Xn+3处的第四超声波图像切片808，或者 可以将该探测器移动z次，可以生成在位置Xn+z处的切片810。该系 列操作重复的次数取决于被成像结构的特征，包括它的尺寸、组织类 型以及血管分布。本领域的技术人员可以对这类因素进行估计，以确 定所获取的2-D切片的数量。
每个穿过被成像的结构或解剖部分的二维切片一般包括两个主要 区域。第一区域是结构的血流动的区域。第二区域是结构的血不流动 的区域。如果被成像的结构是瘤，该第二区域一般包括瘤的实质以及 支持孔(supportive stoma ),该第一区域包括流过该瘤的血管结构的 血液。 一个结构(即瘤)的血管分布可以通过对血流进行量化来确定。
可以结合至少两个2-D切片以形成一个三维(3-D)体图像。由于 这些2-D切片以一已知距离例如50 pm分开，该3-D重构软件162可 以通过重构至少两个二维切片来创建一个已知的3-D体。
图IO是示出了一个通过结合至少两个2-D图像切片而生成的示例 3-D体1000的示意视图。该3-D体1000包括一血管结构或该血管结 构一部分的体积。可以定义该结构体的边界以重构该结构或该结构一 部分的三维体。该边界可以借助于自动分割软件160通过一个自动分 割过程来定义。自动分割软件16Q (加拿大安大略省伦敦的Robarts 研究所(Robarts Research Institute, London, Ontario, Canada)) 以及使用自动分割软件150来确定该结构边界的方法是本领域已知 的。 一般地，自动分割软件160循着灰度轮廓并生成诸如瘤之类的结 构的表面积和体积。预期该自动选取的区域可可替代地由操作人员手 动选取和/或改进。在定义了边界以后，可以用本领域已知的相同的或 替代的软件来重构该结构或该结构的一部分的三维体。如下文描述的 随后对体元(voxel )的确定和分析可以对所定义或所重构的结构体内 部的体元进4亍。
由于3-D体1000是结合多个2-D切片而生成的，所以该3-D体包 括与该2-D切片相同的两个主要区域。第一区域1004是被成像结构或 者该结构的一部分内的血液流动的区域，该区域可以被显示为一个彩 色流多普勒图像。第二区域1006是被成像结构或该结构的一部分内的 血液不流动之处。
一旦生成3-D体1000,可以利用3-D重构软件162以及利用本领 域中已知的方法，在该3-D体内添加体元1002。体元1002是3-D图 像的最小可分辨立体表示。3-D体1000的整个体积可以分成多个体元 1002,每个体元具有一个已知体积。体元的总个数可以由3-D重构软 件162来确定。
当3-D体1000被划分成多个体元1002时，利用3-D重构软件162 分析每个体元，以获取彩色数据，这些彩色数据表示血流。在一个示 例方面，功率多普勒可以将血流功率表示成颜色与灰度B型图像的关 系。例如，如果超声波系统将流体或血流显示为红色，那么每个红色 体元表示该3-D体中血液流动的部分。
对该结构内的每个彩色体元计数，彩色体元的总数量(Nv)由3-D 重构软件162来确定。可以利用阈值辨别器来确定是否将一个彩色体 元量化为具有有效的流。可以自动确定该阔值，或者可以基于对多普
勒信号本底噪声的分析来自动计算该阈值。该阔值还可以是用户可以
调节的参数。该3-D重构软件162将Nv乘以已知的体元体积(Vv)以 提供对整个3-D体内的血管分布总体积的估计(TVvas )。这样，TVvas= Nv* Vv。血管分布总体积可以解释成是对被其中有可被功率多普勒处理探 测到的流的血管占据的空间体积的一个估计。于是，该3-D重构软件 162可以通过将TVm除以包括瘤在内的一个结构的总体积(TVs)来计 算该结构的血管分布率。可以通过将该结构内的体元总数量(Ns)乘 以每个体元的体积(Vv)来计算该结构的总体积。这样TVs = Nv* Vv, 血管分布率- (Nv* Vv) / (Ns* Vv)。可以看出，消去Vv项后，血管分 布率=Nv/Ns。
这样，此处所提供的是一种用于确定血管结构或该血管结构的一 部分的血管分布率的方法。该方法包括利用超声波成像确定该结构或 该结构的一部分的总体积(TVS)和血管分布总体积(TVvas )。该方法还 包括确定TVm与TVs的比值，其中TVm与TVs的比值提供了该结构或 该结构的一部分的血管分布率。
在一个方面，通过生成多个穿过该结构或该结构的一部分获取的 二维超声波切片来确定该结构或该结构的一部分的TVs。每个切片可以 在沿基本垂直于切片平面的轴线的位置获取，并且每个切片沿该轴线 以一已知距离分开。在每个切片位置处捕获B型数据，根据在两个或 更多个切片位置处捕获的B型数据重构该结构或该结构的一部分的三 维体，并且根据重构的三维体确定TVs。该结构的三维体的确定可以包 括首先利用此处所述的自动或半自动程序来确定表面轮廓或边界。
可以通过在每个切片位置捕获多普勒数据来确定该结构或该结构 的一部分的TVvas。该多普勒数据表示该结构或该结构的一部分内的血 流。确定该重构的三维体内包括捕获的多普勒数据的体元的数量，将 包括该多普勒数据的体元的数量乘以一个体元的体积以确定TVvas。由 于一个切片可以包括一个或多个多普勒数据帧，可以对一个切片内的 帧进行平均处理或对一个切片内的帧应用持续处理，以提高该多普勒 数据的信噪比。
在一个替代的实现中，可以利用体元的多普勒信号的幅度来计算 一个与3-D体内的总血流成比例的值。在该实现中，3-D重构软件162
对图像中每个体元的多普勒信号的幅度(Pv)进行求和。可以在求和
之前将该参数Pv乘以一参数Kv。这样，TP-SPV*KV,其中该求和在包 含流的体元的数量的范围内进行。可以利用阈值辨别器来鉴别有效的 流。由于该功率多普勒信号的幅度与样本体积内红血球的数量成比例， 所以TP成了对脉管系统体积的相对测量。该参数Kv可以与每个体元 的体积成比例。对信号强度变化的补偿也可以包含进Kv内。例如，信 号强度随深度的变化可能由组织衰减引起，或者由超声波束强度的轴 向变化引起。Kv可以为特定的体元提供一个修正因子。该修正因子可 以对与深度有关的由组织衰减引起的信号强度变化以及超声波束的轴 向强度变化之类的影响进行补偿。
可以借助于自动分割软件160通过自动分割过程来确定TVs。自动 分割软件160 (加拿大安大略省伦敦的Robarts研究所)以及使用自 动分割软件150来确定结构的总体积(TVs)的方法是本领域已知的。 一般地，自动分割软件160循着灰度轮廓并生成诸如瘤之类的结构的 表面积和体积。预期该自动选取的区域可可替代地由操作人员手动选 取和/或改进。
图11是图解一个利用示例成像系统100来生成超声波图像的示例 方法1100的方框图。在方框1102中，定义所研究的结构。该结构可 以由用户在人机接口 136处定义。在一个实施方案中，所定义的结构 是一个可以位于一个小动物受试者内部的瘤或者该瘤的一部分。 一个 结构在本文中被使用时，表示一个受试者体内的任何结构或该结构内 有血液流过的一部分。该结构可以是受试者内部的一整个瘤，或者是 该瘤的一部分。该结构还可以是一个器官或者组织，或者是该器官或 组织中有血液流过的任何一部分。该结构通常位于一个受试者内部。 可以利用软件来定义所研究的结构。例如，可以利用自动分割软件160 来定义所研究的结构。而且，成像方式包括，但不限于，超声波、放 射线照相术、CT扫描、OCT扫描、MRI扫描，并且还可以利用体格检 查来使用所描述的方法定义期望成像的结构。
在方框1104中，将单元件换能器150放置在受试者102附近，并 且使超声波探测器112位于初始位置。该位置对应于在其中开始超声 波成像的所研究结构的一部分。它还可以对应于在其中开始超声波成
像的所研究结构的邻近位置。
在方框1106中，换能器150发射超声波并接收功率多普勒超声波 数据。使用上述方法，可以在由呼吸引起的受试者的运动已经基本停 止的时候发射和接收超声波能量。可以利用 一个机械扫描超声波换能 器150来收集超声波数据。当换能器150扫过或者探测器112转动横 跨一个弧时，捕获以及收集多普勒样本。为了能够填充作废的区域， 可获取一个以上的功率多普勒帧。
在方框1108中，换能器150发射超声波并接收B型超声波数据。 利用上述方法，可以在由呼吸引起的受试者的运动已经基本停止的时 候发射和接收超声波能量。该附加的B型帧空间上和功率多普勒叠层 (overlay )对齐，因此可以作为之前所获取的功率多普勒数据的一个 参考帧。该附加的B型帧提供了解剖及参考信息。
在方框1110中，利用在方框1106和1108中所收集的数据生成一 个复合的2-D切片图像，该复合的2-D切片图像由一个叠置在所获取 的B型帧上的多普勒图像组成。如果在方框1114中确定该之前获取的 切片不是该结构中的最后切片，那么在方框1112中，将探测器沿轴线 (A)移动到下一个结构位置。如果在方框1114中确定该切片是所定 义的结构中的最后切片，那么该结构已经被充分成像。 一个结构是否 "被充分成像"可以由用户来确定，或者可以基于用户输入的参数或 者被成像结构的特征确定。例如，该结构在以下情况下可能被充分成 像当已经生成一定数量的穿过所定义的结构或者该结构的一部分的 整个范围的切片时，或者当到达色盒144的边缘时。
如果在方框1114中确定所定义的结构已经被充分成像，那么在方 框1116中处理所生成的2-D切片。如果在方框1114中确定所定义的 结构还没有被充分成像，那么在方框1112中将探测器移动到下一个位 置，在方框1106中再次获取数据，并且在方框1110中生成随后的切 片。
图12是图解图11中的"处理2-D切片图像"方框1116的流程图。 在方框1202中，在图11的方框1108中生成的2-D切片图像被输入到 3-D重构软件162中。在方框1206中，利用3-D重构软件162从2-D 图像切片生成一个3-D体。在方框1210中，利用3-D重构软件162在整个该3-D体中添加体元。在方冲匡1212中，该3-D重构软件162计算 该3-D体内彩色体元的总数量。在方框1214中，通过将彩色体元的总 数量乘以已知的一个体元的已知体积，确定带有颜色(表示血流)的 体元的总体积TVm。
在方框1204中，自动分割软件160确定该3-D体内的所研究的结 构的表面积。在方框1208中，确定所研究的结构的总体积TVs。
在方框1216中，确定所研究的结构的血管分布率。该血管分布率 可以通过将方框1208中确定的具有血流的体元的总体积TVm除以方 框1214中确定的所研究的结构的总体积TVs来确定。
本发明的前述描述以本发明的最佳的、当前已知的实施方案的形 式被提供作为可实现本发明的教导。为此，相关领域的技术人员将认 识到并理解，可以对在此描述的本发明的各方面进行4艮多改变，而仍 获得本发明的有益效果。还显而易见的是，通过选择本发明的一些特 征而不利用其它特征可以获得本发明的一些期望的益处。相应的结构、 材料、过程以及下面的权利要求书中的所有装置或步骤加功能要素的 等同物意在包括用于结合其它请求保护的要素执行功能的任何结构、 材料或过程，如特别请求保护的那些。
除非另有明确说明，决不意指此处所给出的任何方法被解释为要 求其步骤以特定的顺序来执行。因此，当方法权利要求实际上没有陈
述其步骤应遵循的顺序时，或在权利要求书或说明书中并没有另外特 别说明这些步骤限于特定的顺序时，决不意图在任何方面暗示一个顺 序。这同样适用于任何可能的非明示的进行解释的根据，包括关于 步骤的安排或操作流程的逻辑问题；从语法结构或标点符号导出的普 通词义；以及在本说明书中描述的实施方案的数量或类型。上述流程 图中的方框可以按所示的顺序来执行，不按所示的顺序执行，或者基 本并行执行。
因此，本领域的技术人员将认识到，可能对本发明的很多修改和 适应性变化是可能的，并且在某些情况下甚至可能是理想的，这些都 是本发明的一部分。根据本说明书的描述和在此公开的本发明的实施， 本发明的其它实施方案对本领域的技术人员来说将是显而易见的。因 此，前面的描述被提供作为对本发明的原理的说明，而不是对本发明
的限制。旨在本说明书和示例被认为是仅仅是说明性的，由下面的权 利要求书说明本发明的真正范围和实质。
权利要求
1.一种用于确定血管结构或该血管结构的一部分的血管分布率的方法，该方法包括利用超声波成像确定该结构或该结构的一部分的总体积(TVs)和血管分布总体积(TVvas)；以及确定TVvas与TVs的比值，其中TVvas与TVs的比值提供了该结构或该结构的一部分的血管分布率。
2. 根据权利要求1的方法，其中该结构或该结构的一部分的TVs 通过以下步骤确定生成多个穿过该结构或该结构的一部分获取的二维超声波切片， 每个切片在沿基本垂直于该切片平面的轴线的位置取得，并且每个切 片沿该轴线以一已知距离分开；在每个切片位置处捕获B型数据；根据在两个或更多个切片位置处捕获的B型数据重构该结构或该 结构的一部分的三维体；以及 根据重构的三维体确定TVs。
3. 根据权利要求2的方法，其中该结构或该结构的一部分的TVvas 通过以下步骤确定在每个切片位置捕获多普勒数据，该多普勒数据表示该结构或该 结构的一部分内的血流；确定重构的三维体内的包括所捕获的多普勒数据的体元的数量， 并且将包括该多普勒数据的体元的数量乘以一个体元的体积以确定vas o
4. 根据权利要求2的方法，其中该结构或该结构的一部分的TVvas 通过以下步骤确定在每个切片位置捕获多普勒数据，该多普勒数据表示该结构或该 结构的一部分内的血流；确定重构的三维体内的不包括所捕获的多普勒数据的体元的数量；将不包括多普勒数据的体元的数量乘以一个体元的体积；以及 从所确定的TVS中减去所确定的乘积以确定TVvas。
5. 根据权利要求3的方法，其中在计算TVvas中忽略每个其具有的测量功率低于预定阈值的体元。
6. 根据权利要求3或4的方法，还包括确定该结构或该结构的一 部分内的血流的总功率。
7. 根据权利要求6的方法，其中该结构或该结构的一部分内的血 流的总功率通过对每个体元的功率多普勒值和参数Kv的乘积进行求和 来确定，其中L提供了对与深度有关的信号变化的修正因子。
8. 根据权利要求7的方法，其中忽略每个其具有的测量功率低于 预定阈值的体元。
9. 根据权利要求3的方法，其中所捕获的多普勒数据是功率多普 勒数据。
10. 根据权利要求3的方法，其中所捕获的多普勒数据是彩色流多 普勒数据。
11. 根据权利要求3的方法，其中该结构位于受试者内部。
12. 根据权利要求11的方法，其中利用发射到该受试者或该受试 者的一部分中的频率为20MHz或20MHz以上的超声波来生成所捕获的 多普勒数据以及B型数据。
13. 根据权利要求11的方法，其中该受试者为小动物。
14. 根据权利要求13的方法，其中该小动物选自由小鼠、大鼠以 及兔组成的组。
15. 根据权利要求11的方法，其中该结构为瘤。
16. 根据权利要求3的方法，其中沿该轴线的每个位置对应于在其 中从受试者捕获B型数据和多普勒数据的该受试者的一个解剖部分的 一个预定区域。
17. 根据权利要求3的方法，其中该结构位于受试者内部，并且其 中在由呼吸引起的该受试者的运动已经基本停止的时候捕获B型数据 和多普勒数据。
18. 根据权利要求17的方法，还包括监测受试者的呼吸波形以及检测该呼吸波形中的峰阶段，其中该 峰阶段对应于由受试者的呼吸引起的该受试者的身体运动已经基本停 止的时间；从受试者捕获B型数据和多普勒数据，其中该捕获在该波形的峰 阶段内进行，该峰阶段对应于由受试者的呼吸引起的该受试者的身体 运动已经基本停止的时间。
19. 根据权利要求18的方法，还包括在从受试者捕获B型数据和 多普勒数据的步骤之前，生成频率为至少20兆赫兹(MHz)的超声波；以及 将频率为至少20MHz的超声波发射到受试者中，其中该生成、发 射以及捕获的步骤在波形峰阶段内进行，该峰阶段对应于由受试者的 呼吸引起的该受试者的身体运动已经基本停止的时间。
20. 根据权利要求19的方法，其中该生成、发射以及捕获的步骤 在沿轴线的每个位置渐增地重复，以捕获B型数据和多普勒数据。
21.根据权利要求17的方法，还包括监测受试者的呼吸波形以及检测该呼吸波形中的至少 一 个峰阶段 以及该呼吸波形中的至少一个非峰阶段，每个峰阶段对应于由受试者 的呼吸引起的该受试者的身体运动已经基本停止的时间，每个非峰阶 段对应于受试者的身体因该受试者的呼吸而处于运动状态的时间生成频率为至少20兆赫兹(MHz)的超声波；将频率为至少20MHz的超声波发射到受试者中；在该受试者的呼吸波形的至少一个峰阶段以及该受试者的呼吸波 形的至少一个非峰阶段内从该受试者捕获B型数据和多普勒数据，其 中该生成、发射以及捕获的步骤在沿轴线的每个位置处渐增地重复；在每个切片位置处编译所捕获的超声波数据以形成包括B型数据 和多普勒数据的初始数据帧；识别包括在该受试者的呼吸波形的非峰阶段内接收的数据的至少 一部分该初始数据帧；处理该初始数据帧以对每个切片位置生成一个最终的数据帧，其 中该最终的数据帧从在该受试者的呼吸波形的递增峰阶段内接收的B 型数据和多普勒数据编译而来；以及从多个最终的数据帧重构该三维体。
22.根据权利要求21的方法，其中该处理步骤包括从初始数据帧中移除在该受试者的呼吸波形的非峰阶段内在沿轴 线的位置接收的数据，以生成具有至少一个作废的区域的部分作废的数据帧；以及将来自在沿轴线的同一位置获取的至少一个其他初始数据帧的、 在该受试者的呼吸波形的峰阶段内接收的数据代入该部分作废的图像 的至少一个作废的区域中，以生成最终的数据帧。
23. 根据权利要求22的方法，其中在该受试者的呼吸波形的峰阶 段内接收的替代数据是来自其数据帧的这样一个区域该区域和该部 分作废的图像的部分作废的区域的作废区域空间上相对应。
24. —种用于确定血管结构或该血管结构的一部分的血管分布率 的系统，该系统包括一个换能器，该换能器用于生成频率为至少20MHz的超声波，将 至少一部分生成的超声波发射到该血管结构或该血管结构的一部分 中，以及捕获超声波能量；以及一个处理器，该处理器用于根据捕获的超声波能量确定该结构或 该结构的一部分的总体积(TVs)和血管分布总体积(TVvas )，以及确定TVm与TVs的比值，其中TVw与TVS的比值提供了该结构或该结构的一部分的血管分布率。
25. 根据权利要求24的系统，还包括一个用于监测受试者的呼吸 波形以及用于检测该波形中的峰阶段的装置，其中该峰阶段对应于由 该受试者的呼吸引起的该受试者的身体运动已经基本停止的时间。
26. 根据权利要求24的系统，其中该处理器被配置用于确定该血 管结构或该血管结构的一部分内的血流的总功率。
全文摘要
一种用于对一个结构或该结构的一部分的血管分布进行量化的方法，包括生成多个穿过该结构的至少一部分的二维(2-D)高频超声波图像切片，其中该结构或该结构的一部分位于一个受试者内部，处理该多个2-D超声波图像切片中的至少两个以生成一个三维(3-D)体图像以及对该结构或该结构的一部分的血管分布进行量化。
文档编号A61B1/00GK101184428SQ200680018668
公开日2008年5月21日 申请日期2006年3月31日 优先权日2005年4月1日
发明者克里斯·A·怀特, 德西蒙·希尔森, 詹姆斯·I·梅希 申请人:视声公司