对血管狭窄的超声测量的制作方法

本发明涉及医学诊断超声系统，并且具体涉及使用超声系统来测量血管狭窄、血管阻塞百分比。

背景技术：

斑块和其他物质的堆积会阻塞血管，从而阻止向身体的组织和器官供应足够的营养血液。因此，期望能够检测和测量血管阻塞，通常以狭窄百分比表示由斑块引起的正常流动管腔减小的百分比。由于难以获得正确的图像平面以进行正确的测量，因此利用超声对阻塞进行可视化和测量对于二维(2d)超声来说是个问题。三维(3d)超声将消除该问题，但是会因斑块钙化阴影和分辨率不足而受到阻碍。量化血管阻塞的最常见的方法不是通过超声，而是通过血管造影。由于血管造影照片是投影图像，因此可以用于评估血管直径的减小，而不能用于流动管腔面积的变化。图1图示了利用投影图像来评估管腔尺寸的困难之处。在图1中，如由流动向量f所示，血液在血管10中流动。在该示例中，血管10完全没有受到阻塞，但是具有如图所示的弯曲。如果平行于流动方向f拍摄投影图像，则结果得到的管腔图像将表现出如图1a中的管腔70所示的那样。因此，可以将血管10的该视图视为阻塞的血管的视图。血管造影照片通常不是如图1所示的那样平行于流动方向拍摄的，而是法向于如图1所示的血管的长度的方向拍摄的，但是它们的重建原理相同。结果得到的血管造影照片将受到血管内的斑块的旋转取向和血管的曲折路径的强烈影响，并且由于这些原因，通常会在不同的血管观察方向上采集大量的血管造影照片。通过比较不同的视图，通常使用nascet标准对狭窄程度进行评估，该nascet标准将在狭窄处感知的残留管腔直径与血管中的无阻塞点处的血管管腔直径进行关联。然而，即使从多个角度观看血管，利用血管造影照片也常常会低估狭窄程度。尽管如此，这种测量仍然优于用于评估狭窄的当前超声方法，后者测量狭窄处的峰值血流速度，然后基于已知的先前测量结果将该速度与血管直径减小量相关联。但是超声简单易用，并且不像血管造影术那样涉及使用放射性造影剂。因此，如果可以获得准确可靠的超声技术，则期望能够使用超声对血管狭窄执行初步评估。由于已经发现狭窄的血液动力学效应与残留的管腔面积而不是管腔直径更紧密相关，因此对于这样的评估还期望测量管腔面积的减小量而不是管腔直径的减小量。

技术实现要素：

根据本发明的原理，描述了用于根据管腔面积减小量来测量血管的狭窄百分比的超声系统和超声测量技术。在阻塞部位附近的血管的无阻塞点处进行体积血流量测量。在狭窄处进行对血流速度的测量。计算这两个值的商以产生残留的管腔面积与阻塞部位处的狭窄百分比的估计值。优选使用3d超声进行体积血流量测量。

附图说明

在附图中：

图1图示了曲折的无阻塞的血管。

图1a图示了在血流方向上拍摄的图1的血管管腔的投影图像。

图2图示了颈总动脉和颈内动脉中的具有要根据本发明的原理测量其狭窄百分比的狭窄区域的颈动脉。

图3图示了具有要测量其血流量的横截面的血管。

图4图示了对通过超声换能器前面的虚拟表面的体积血流量的测量。

图5图示了为什么图4的体积流量测量技术不需要角度校正。

图6图示了在若干心动周期上跟踪其平均速度的谱多普勒显示。

图7是根据本发明的原理构造的超声系统的框图。

具体实施方式

参考图2，图示了分叉的颈动脉的三个部分：即，颈总动脉10a、颈外动脉10b和颈内动脉10c。在颈动脉中可能会发生斑块堆积，从而限制血液流向大脑，并且该示例图示了两个这样的区：颈总动脉中的阻塞72和颈内动脉中的阻塞74。期望测量因这两个阻塞引起的狭窄百分比。根据本发明的原理，在阻塞的动脉中的无阻塞点处进行体积流量测量，并且在该狭窄处进行流速测量。然后使用这两个值来计算因狭窄引起的动脉面积减小的百分比。这些测量的前提是：通过动脉横截面的血液体积流量q等于血流量的时间平均速度v乘以横截面积a，或者

q＝v·a[1]

在颈总动脉阻塞的情况下，在带圆圈的“1”指示的无阻塞点处进行体积流量测量。在动脉的该点处，

q1＝v1·a1[2]

其中，a1是血管中的该点处的无阻塞横截面积。由于在点1处流过血管的所有血液随后将流过带圆圈的“2”处的阻塞，因此已知：

q1＝q2[3]

现在在血管中的点2处的狭窄处进行时间平均速度测量。这可以通过使用谱多普勒仪并测量流过狭窄的血液的经时间平均化的平均速度来完成。用户将多普勒样本体积光标置于狭窄的窄阻塞上，如附图中的“+”图标所示，然后开始多普勒采集以测量在血管中的该点处的速度。在狭窄处已知：

q2＝v2·a2[4]

其中，q2是通过狭窄点2的血液体积流量，并且a2是狭窄处的残留管腔面积，即，期望测量的减小的面积。由于已知q1＝q2并且狭窄处的血流速度v2是通过谱多普勒仪测量的，因此残留管腔面积通过下式来计算：

并且血管管腔的面积减小的百分比为：

在图2中的颈内动脉中，阻塞位于带圆圈的“1＇”处。先前在颈总动脉中进行的体积流量测量不能用于测量颈内动脉中的狭窄百分比，因为cca的血流会分裂，其中，一些血流流进eca，而其余的血流流进ica。因此，必须在ica中对这个第二阻塞进行体积流量测量，在ica处，所有流过点1＇处的血液也都流过测量点处的血管，在该示例中，测量点为带圆圈的“2＇”。在点2处进行体积流量测量，并且在狭窄处进行时间平均速度测量。然后如上所述地计算狭窄处的残留管腔面积。

参考图3，通过测量穿过血管的任意样本表面14的体积流速，能够测量通过血管10的血液的体积流速。通过首先执行三维多普勒扫描来确定流过样本表面14的血液速度，能够测量通过样本表面14的体积流速。然后在整个样本表面14的区域上对速度进行积分。

样本表面14能够具有任意的形状或取向。表面14不需要被特别地定向的原因是：无论多少体积的血液流过血管10，也都会流过样本表面14。因此，样本表面14能够是对通过血管10的血流具有任意取向的任意形状。在本发明的优选实施方式中，如图4所示，通过获得与二维阵列换能器112等距的窄样本体积22中的三维多普勒图像来获得球形样本表面20。在这种背景下，这种类型的多普勒扫描被称为流动模式或f模式扫描。通过f模式扫描来获得3d流动图像，并且利用通过血管10的球形横截面20来绘制3d流动图像，并且对虚拟球形表面20上的速度值进行积分以获得体积流量测量结果，在下文中对其进行了更全面的描述。

如图5所示，通过发射从二维阵列112的共同起源o转向的波束b，对虚拟球形表面20上的点处的多普勒流进行采样。采集沿着每个波束在共同深度v处的回波信号，从而采集在与血管10相交的球形上的回波。因此，球形表面在每个采样点v处都法向于波束。在二维不是正方形而是矩形的情况下，虚拟表面能够是环形的，但是也能够起到相同的作用。在波束b的点v处采集的信号将是来自针对在血管20的管腔内部的每个点v的血流的回波，并且将从在血管壁和周围组织中的点处的组织返回。因此，如本领域中已知的，能够通过多普勒壁滤波器来分割流量信号。为了考虑边界效应(其中，回波是从血管壁附近的点返回的，因此很可能是血流信号和组织信号的混合物)，能够通过每个回波的功率多普勒特性强度对返回的回波进行加权，从而对来自管腔边界的信号的加权比对血管内部的信号的加权更少。通常，在表面上测得的多普勒速度值与角度相关，因此需要根据入射多普勒角度的余弦、多普勒波束b与流动方向f之间的夹角进行缩放。但是由于多普勒波束b在采样点v处垂直于表面20的单位面积(如划出单位面积的平面的虚线所示)，垂直于单位面积的方向与流动方向之间的夹角的余弦项与多普勒角θ的余弦项相同。因此，高斯定律针对体积流量可以消除两个余弦项，并且在对管腔中的速度值进行求和(积分)之前不需要对测得的速度值进行缩放。

图6图示了由超声系统产生的典型的谱多普勒显示。横坐标以厘米/秒为单位进行校准，并且纵坐标为时间轴。每条垂直线是在对象中的从中采集多普勒信号的样本体积(例如，图3中的+图标)处的速度零散的量度。用跟踪线60从一条谱线到下一条谱线跟踪峰值速度值，而用虚线62连接平均速度值。在美国专利us5606972(routh)中详细描述了对图6的多普勒谱的采集和显示。在本发明的实施方式中，优选使用针对狭窄处的血流速度值的经时间平均化的平均速度值，其是通过在心动周期的区间上对虚线62上的平均速度值进行平均化而获得的。

参考图7，以框图形式示出了根据本发明构造的用于测量因狭窄引起的血管面积减小的超声系统。换能器阵列112被提供在超声探头100中，以用于将超声波发射到身体的体积区域并接收来自身体的体积区域的回波信息。换能器阵列112可以是换能器元件的二维阵列，该换能器元件能够在高程(在3d中)和方位角上以二维或三维方式进行电子扫描，如图所示。替代地，换能器可以是能够扫描图像平面的元件的一维阵列，该扫描来回振荡以将图像平面扫过体积区域，从而扫描该区域以进行三维成像，例如在美国专利us7497830(li等人)中所描述的那样。二维换能器阵列112被耦合到探头中的微波束形成器114，该微波束形成器114控制由阵列元件进行的信号发射和接收。微波束形成器能够对由换能器元件的组或“拼片”接收的信号进行至少部分的波束形成，如在美国专利us5997479(savord等人)、us6013032(savord)和us6623432(powers等人)中所描述的那样。微波束形成器通过探头电缆被耦合到发射/接收(t/r)开关16，t/r开关16在发射与接收之间切换并保护主系统波束形成器120免受高能发射信号的影响。在微波束形成器114的控制下，从换能器阵列112进行的超声波束的发射由被耦合到t/r开关和波束形成器120的发射控制器18进行指导，发射控制器18接收来自超声系统用户接口或控件124的用户操作的输入。由发射控制器控制的发射特性包括发射波束和波形的间隔、幅度、相位和极性。在脉冲发射的方向上形成的波束可以直接从换能器阵列直向前转向，或者以不同角度转向以获得更宽的扇形视场，或者扫描体积区域(例如，在换能器阵列112前面且包括图4中的球形表面20的体积区域)。

通过适当地延迟由一组相邻的换能器元件接收的回波并然后对其进行组合来对其进行波束形成。由微波束形成器114根据换能器元件的每个拼片产生的部分波束形成的信号被耦合到主波束形成器120，在主波束形成器120中，来自换能器元件的个体拼片的部分波束形成的信号被延迟并被组合成完全波束形成的相干回波信号。例如，主波束形成器120可以具有128个通道，每个通道接收来自12个换能器元件的拼片的部分波束形成的信号。以这种方式，由二维阵列换能器的超过1500个换能器元件接收的信号能够有效地贡献于单个波束形成的信号。

相干回波信号由信号处理器26进行信号处理，该信号处理包括通过数字滤波器进行的滤波和通过空间或频率复合进行的降噪。信号处理器26的数字滤波器例如能够是在美国专利us5833613号(averkiou等人)中公开的类型的滤波器。正交解调器28将经处理的回波信号解调成正交(i和q)分量，正交解调器28提供信号相位信息并且还能够将信号信息移位到基带频率范围。

经波束形成和处理的相干回波信号被耦合到b模式处理器52，b模式处理器52产生身体中的结构(例如，组织)的b模式图像。b模式处理器通过计算(i²+q²)^1/2的形式的回波信号幅度来执行对经正交解调的i信号分量和q信号分量的幅度(包络)检测。正交回波信号分量也被耦合到多普勒处理器46，多普勒处理器46存储来自图像场中的离散点的回波信号的总集，然后利用快速傅里叶变换(fft)处理器使用该回波信号的总集来估计图像中的点(例如，与血管相交的虚拟球形表面上的点)处的多普勒频移。多普勒频移与图像场中的点处的运动(例如，血液流动和组织运动)成比例。对于彩色多普勒图像(该彩色多普勒图像的表面可以用于体积流量测量)，对通过血管的虚拟表面20上的每个点处的估计的多普勒血流值进行壁滤波并将表面多普勒值如上所述地用于产生体积血流测量结果。还可以使用查找表将整个扫描体积中的表面多普勒值和其他值转换为颜色值，以产生彩色流多普勒图像。可以单独显示b模式图像或多普勒图像，也可以在解剖配准中一起显示b模式图像或多普勒图像，在解剖配准中，彩色多普勒叠加图示出了被成像区域中的组织和血管中的血流。

b模式图像信号和多普勒血流值被耦合到3d图像数据存储器32，3d图像数据存储器32将图像数据存储在与对象的扫描体积区域中的空间位置相对应的x、y和z可寻址存储器位置中。该体积图像数据被耦合到体积绘制器34，体积绘制器34将3d数据集的回波信号转换成如从给定参考点所看到的投影的3d图像，如在美国专利us6530885(entrekin等人)中所描述的那样。可以通过对控制面板124上的控件的操纵来改变参考点，即，从其观看被成像体积的视角，控制面板124使得能够倾斜或旋转该体积以从不同的视点观察被扫描区域。体积绘制的图像被耦合到图像处理器30以供在显示器40上进行显示。

根据本发明的原理，从狭窄处的样本体积+采集的多普勒信号样本被耦合到谱多普勒显示处理器56。平均速度计算器52在心动周期的区间上对如图6所示的在每条谱线上跟踪的平均速度值进行平均化，以产生狭窄处的血流的经时间平均化的平均速度值，该平均速度值被耦合到阻塞百分比计算器50。在3d图像数据存储器32中存储的、在虚拟表面20上的点处采集的多普勒流速值被耦合到体积流量计算器54，体积流量计算器54对速度值进行求和(积分)以产生体积流量值，该体积流量值被耦合到阻塞百分比计算器。阻塞百分比计算器计算狭窄处的经时间平均化的平均速度值与血管中的无阻塞点处的体积流量测量结果的商，以使用上面的公式[5]来计算狭窄处的残留血流管腔面积。阻塞百分比计算器也可以使用公式[6]来计算面积减小的百分比(阻塞百分比)。当超声图像数据被校准而在解剖上准确时，可以通过从彩色流体积图像中分割出法向于流动方向的管腔面积并使用已知技术测量该面积来计算无阻塞管腔的面积a1(图3的面积14)。替代地，可以通过以下操作来计算a1：在管腔中的无阻塞点处进行一次或多次速度测量以计算v1，并且通过使用公式[2]，使用体积流量测量来计算a1。狭窄处的残留管腔面积和/或狭窄百分比值被耦合到图像处理器或图形处理器36，以供在图像显示器40上进行显示。如果期望在显示器上图示与3d超声图像配准的虚拟表面20，则也可以采用图形处理器。

应当注意，适合用于在本发明的实施方式中使用的超声系统(特别是图7的超声系统的部件结构)可以以硬件、软件或其组合来实施。超声系统的各种实施例和/或部件(例如，图7的处理器、计算器和体积绘制器，或其中的部件、处理器和控制器)也可以被实施为一个或多个计算机或微处理器的部分。计算机或处理器可以包括例如用于访问互联网的计算设备、输入设备、显示单元和接口。计算机或处理器可以包括微处理器。微处理器可以被连接到通信总线，以例如访问pacs系统或数据网络，从而导入训练图像。计算机或处理器还可以包括存储器。诸如3d图像数据存储器之类的存储器设备以及用于存储多普勒总集的存储器设备可以包括随机存取存储器(ram)和只读存储器(rom)。计算机或处理器还可以包括存储设备，该存储设备可以是硬盘驱动器或可移动存储驱动器，例如，软盘驱动器、光盘驱动器、固态拇指驱动器等。存储设备也可以是用于将计算机程序或其他指令加载到计算机或处理器中的其他类似单元。

本文使用的术语“计算机”或“模块”或“处理器”或“工作站”可以包括任何基于处理器或基于微处理器的系统，包括使用微控制器、精简指令集计算机(risc)、asic、逻辑电路以及能够执行本文描述的功能的任何其他电路或处理器的系统。以上示例仅是示例性的，因此并不旨在以任何方式限制这些术语的定义和/或含义。

计算机或处理器执行被存储在一个或多个存储元件中的指令集，以便处理输入数据。存储元件还可以根据需要而存储数据或其他信息。存储元件可以是处理机器内的信息源或物理存储元件的形式。

包括如上所述的控制对超声图像的采集、处理和传输的指令集的超声系统的指令集可以包括各种命令，所述各种命令指示计算机或处理器作为处理机器以执行诸如本发明的各种实施例的方法和过程的特定操作。所述指令集可以是软件程序的形式。所述软件可以是各种形式(例如，系统软件或应用软件)并且可以被实施为有形和非瞬态计算机可读介质。另外，所述软件可以是单独程序或模块的集合(例如，神经网络模型模块)、较大程序内的程序模块或程序模块的部分的形式。所述软件还可以包括面向对象编程形式的模块化编程。处理机器对输入数据的处理可以对操作者命令做出响应，或者对先前处理的结果做出响应，或者对另一处理机器做出的请求做出响应。

此外，权利要求的限制不是以功能模块的形式写出的，且并不旨在基于35u.s.c112的第六段来解释。除非此类权利要求限制明确使用短语“用于……的单元”来陈述没有进一步结构的功能时才会如此。