用于消融规划的超声体积流量测量的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明设及医学诊断超声系统，并且尤其设及提供用于消融治疗规划的血液体积 流量的度量的诊断超声系统。
【背景技术】
[0002] 作为外科手术的替代，局部微创治疗的使用发展迅速，用于对许多病变（尤其是 癌症）的处置W及身体的许多部分中。该些微创处置的优点包括较少的副作用、较快的恢 复，W及在一些情况中，可能处置更为重度疾病。该些微创治疗中最重要的一种是组织消 融，其中，通过应用局部组织加热、冷却或其他手段来破坏患病组织。最常用的消融方法的 一些范例是射频消融、微波消融、HI即（高强度聚焦超声）和冷冻消融。
[0003] 成功的组织消融的关键步骤之一是在实施过程之前确定消融探头在病变内的合 适放置。每个消融探头都具有处置区域，在处置区域周围的温度被改变到足W引起细胞死 亡。该区域通常被成为"燃烧区"。利用燃烧区完全覆盖癌性病变确保没有可能导致癌症复 发的残留细胞。该处置规划设及评估目标病变的尺寸和形状（通常是利用CT图像），w及 使用关于消融设备的可用强度水平的已知信息，基于选择的处置时间和/或要处置整个病 变需要的各自消融的数目来计算预测处置体积。针对与给定消融方法相关联的消融区域、 针尺寸、处置强度和时间等的规范是由消融设备的制造商提供的，并且通常是基于由其各 自的制造商在不存在活动循环血管的受控的静态环境中执行的那些设备的特性。
[0004] 针对处置规划的一个挑战是在其中目标病变接近一个或多个血管的情形中，例 如，该会在肝脏消融中频繁发生。在规划处置过程时通常的做法是识别附近血管的位置，从 而它们在对病变的处置的实施中不受损。要避免损伤向健康器官和组织供血的血管或使之 失效。迄今尚未完全解决的一个问题在于，流过附近血管的血液能够具有对组织的显著的 冷却或温热效应（即，作为将热处置能量从处置部位传送走的散热），该造成实际处置体积 不同于设备制造商指定的和在处置规划中使用的体积，并且该最终能够导致对病变的不完 全消融W及疾病复发的风险。例如，Patterson等人（1998) W实验方式在猪肝脏体内演示 了血管的存在能使射频消融处置体积的直径变化高达200%。在尝试补偿血管的冷却效应 时，一些成像公司提供了允许在（例如来自对比CT图像的）图像数据中识别较大血管的处 置规划应用，并且然后能够调节处置规划。然而，由于对比CT图像仅示出血管位于哪里W 及有多少血液流过它们，因此不可能准确预测冷却效应，并且因此处置规划可能仍是不正 确的。
[0005] 癌性和其他良性病变由于它们在体内的急速生长而尤其危险，快速蔓延其疾病状 况并且造成不利影响并且侵入健康器官和组织。为了给该急速生长供W燃料，该些病变生 长其自身的脉管，该脉管将身体的有营养的血流转移到该些病变。进入和离开癌性区域的 血液的流量也能够是减少消融能量递送的热效应的贡献者。
[0006] 为了预测附近血管中的血液流量如何影响消融区域，必须创建表征该效应的模 型。该模型可W是通过实验发展的，例如使用体内或体外的动物模型，或者其可W是根据理 论原理发展的。例如，尽管对该些的解决方案通常需要有限元法，已形成了对生物传热模型 的修正，其并入了血管和流量。现有方法的问题在于，为了使该些模型适度准确，需要知道 流过血管的血液体积量（例如，ml/min)，并且该信息是目前使用任何无创技术不容易获得 的。因此，期望能够无创地测量血液流量体积，W及量化区域血液流量的热效应并且在规划 消融过程时将该信息考虑在内。
【发明内容】
[0007] 根据本发明的原理，在消融过程之前进行诊断成像，W识别紧密邻近要利用消融 治疗被处置的病变的血管。诊断成像模态能够是CT、MR、超声或能够使血管可视化的任何 其他模态。然后在过程时使用诊断超声系统，W获得来自所识别的血管的3D超声多普勒数 据。根据多普勒数据计算流动流过所识别的血管的血液的量，例如通过在血管管腔的面积 上对流速进行积分。因此，测量的血液流动的量用于发展或修正消融处置规划，所述消融处 置规划将该血液流量的热效应考虑在内。例如，血液流量信息能够用于针对手动规划修正 预测的射频消融处置体积，或者被包括作为对自动处置规划算法的输入，所述自动处置规 划算法追求使处置效力最大化。
【附图说明】
[000引 附图中；
[0009] 图1图示了被构建为根据本发明的原理操作的超声诊断成像系统。
[0010] 图2图示了使用图1中示出的超声探头对要被消融的病变及其脉管的超声成像。
[0011] 图3是图2的病变及其脉管的放大视图。
[0012] 图4a和图4b图示了对病变及其供应脉管的体积区域的分割，W根据本发明的原 理进行血液体积流量测量。
[0013] 图5a和图化图示了根据本发明的原理对邻近要通过消融被处置的病变的血管的 血液体积流量的测量。
【具体实施方式】
[0014] 首先参考图1，W框图形式示出根据本发明的原理构建的超声诊断成像系统。能 够进行=维成像的超声探头10包括二维阵列换能器12,其在体积区域上发射电子操纵的 并且聚焦的射束，并响应于每个发射射束接收单个或多个接收射束。相邻换能器元件的组 (被称作"贴片"或"子阵列"）由探头12中的微束形成器（UB巧整体操作，所述微束形成 器对接收到的回波信号执行部分射束形成，并且从而减少探头与主系统之间的线缆中导体 的数目。在美国专利6419633(Robinson等人）和美国专利6368281(Solomon等人）中描 述了合适的二维阵列。在美国专利5997479(Savord等人）和6013032(Savord)中描述了 微束形成器。阵列的发射射束特性由射束发射器16控制，所述射束发射器16引起阵列的 变迹孔径元件沿期望方向发射期望宽度的聚焦射束通过身体的体积区域。借助于发射/接 收开关14将发射脉冲从射束发射器16禪合到阵列的元件。由阵列元件和微束形成器响应 于发射射束所接收的回波信号被禪合到系统射束形成器18,在系统射束形成器18处，处理 来自微束形成器的部分射束形成的回波信号，W响应于发射射束形成经完全射束形成的单 个或多个接收射束。在上述Savord' 032专利中描述了用于此目的的合适的射束形成器。
[0015] 由射束形成器18形成的接收射束被禪合到信号处理器26,所述信号处理器26执 行诸如滤波和正交解调的功能。经处理的接收射束的回波信号被禪合到多普勒处理器30 和B模式处理器24。多普勒处理器30将回波信息处理成空间解析的多普勒功率或速度信 息。针对B模式成像，对接收射束回波进行包络检测，并由B模式处理器24将信号对数压 缩到合适的动态范围。来自体积区域的回波信号W 3D图像数据集32的形式被缓存。可 若干种方式处理3D图像数据W进行显示。一种方式是产生体积的一个或多个2D平 面。在美国专利6443896值etmer)中描述了该种方式。通过对空间离散的图像平面中的 3D图像数据集的数据进行寻址（被称作多平面重新格式化）来形成该样的平面图像。也 可W由体积绘制器36绘制=维图像数据，W形成透视或运动视差3D显示。第=种方式是 产生"iSlice"图像，其是由iSlice扫描转换器34根据3D体积的重复扫描平面的图像数 据形成的。通过仅扫描体积中的一个或若干个图像平面，能够快速完成扫描，足W产生一 个或多个实况2D iSlice图像。在被称为双平面成像中执行对iSlice图像的有效使用， 在双平面成像中，两幅或更多幅图像被同时显示并且能够在空间上关于彼此被操纵，如在 美国专利6709394(化isa等人）中所描述的。一种优选的双平面模式是旋转模式，其中， 一幅iSlice图像具有关于探头10的固定取向，并且第二幅iSlice图像在共同中屯、扫描 线处与第一幅iSlice图像交叉，并且能够围绕该扫描线旋转。第一幅图像为用户提供空 间参照，并且第二幅图像能够被旋转到体积中的视图交叉平面。双平面成像在如下文所述 的本发明的实践中是有用的。得到的2D或3D图像被禪合到显示处理器38,如在美国专利 5720291 (Schwartz)中所描述的，它们可W是B模式、多普勒或两者，从所述显示处理器38 它们被显示在图像显示器40上。根据本发明，体积流量计算器60被禪合为从3D图像数据 集32接收选定的多普勒流量数据。体积流量计算器W ml/秒为单位计算血液的体积流量， 优选地通过对与血管交叉的表面的流量数据进行积分，如在美国专利6780155 (Li等人）或 美国专利6663568(Gil)中描述的。体积流量计算被禪合到显示处理器38W在显示器40 上进行显示。通过用户接口或控制面板20来提供对射束形成器控制器22的用户控制和超 声系统的其他功能。
[0016] 图2示出了对身体的区域（例如肝脏）的iSlice图像平面84进行成像的超声探 头10。在该范例中，探头10通过线缆和应变消除37被连接到超声系统。iSlice图像显示 要通过消融被处置的病理结构，在该情况中为肝脏中的病变70,例如肥C病变。病变70被 视为被供给W来自周围的脉管72的网络的血液。图3是病变70及其脉管的放大视图，在 该视图中揭示了附近大血管80的存在。在该范例中，血管80被视为针对脉管72的血管中 的一些的血液供应的源，尽管在给定患者中并不总是该样；大血管80可W简单地穿过病变 70附近的组织。血管80被视为在距病变距离"d"的点处具有其到病变70的最接近邻近 度。
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