超声诊断成像多年来获益于利用谐波造影剂增强灌注研究和血流 成像。在一个典型研究中，造影剂从静脉注入患者。随后在例如心脏 或血管的感兴趣区域开始超声成像。当注射的造影剂团开始到达感兴 趣区域，造影剂的微泡返回相对较强的超声回波。此外，这些回波信 号具有显著的非线性(例如，二次谐波)成分。检测处于发射频率的 二次谐波的信号因而产生在体内其他反射体返回的信号中占优势的来 自造影剂的信号。映射体内造影剂位置的图像因而显示出携带微泡的 血流的位置，并且由二次谐波信号和其他谐波成分产生的图像分割出 流向周围组织的相对外部的血流的位置。
已经发现使用造影剂对组织中诸如心肌或肝脏的微脉管系统的灌 注进行成像产生了极好的结果，其使得实现了以血流量化组织灌注的 各种技术。如在此所用，术语“灌注”涉及单位体积组织的血流量。 随着低功率(低MI)的造影剂和技术的出现，单剂量的造影剂可以提 供一个相对较长的时段，在该时段期间造影剂存在于体内并灌注组 织。尽管如此，当成像和诊断较大血管时，这样长的成像周期一般不 是普遍的。在成团注射造影剂之后较大的动脉血管将通常首先开始填 充，并且最初的成像结果良好。但最终，造影剂将开始填充周围组织 的微脉管系统，使在较大血管中的造影剂流模糊。用于处理这个问题 的一项技术是在较高MI下成像，该较高MI刚好高到足以持续不断地 破坏感兴趣区域的微脉管系统中较慢移动的微泡，同时持续显像较大 血管中较快移动的微泡。这个方法将减少有效成像时间，因为造影剂 不断地遭到破坏。此外，在临床环境中，调整和保持适当的发射功率 水平以保持对微脉管系统微泡的恒定破坏而不显著破坏较大血管中的 微泡，常常是困难的。理想的是，能够同时对造影剂组织灌注和较大 血管中造影剂流成像，因为两者都提供了非常有用的临床信息。但是， 理想的是，以提供足够的造影剂成像时间从而使得能够对患者进行最 全面和精确的诊断的方式来实现。

根据本发明的原理，描述了一种超声诊断成像系统和方法，该系 统和方法使得能够通过造影剂对组织灌注和较大血管血流同时成像。 多个不同调制的发射信号被用于采集来自感兴趣区域中的点的回波信 息信号群。该信号群被不同地滤波以产生表征灌注和/或较高速率血流 的造影剂信号。超声系统使用这些信号产生以组织灌注为背景的较大 血管中血流的图像。临床医生因而能够同时显像组织灌注和较大血管 流，其中较大血管流在灌注背景下清楚地分割。
附图说明
在附图中:
图1以框图形式示出了根据本发明的原理构造的超声系统。
图2是对来自图1的超声系统中不同源的超声信号的检测和分类 进行对比信号滤波的详细框图。
图3a-3c示出了图2的滤波器的特性。
图4a-4b示出了对分类图2的实施例中接收到的信号有用的响应 特性

首先参考图1，以框图形式示出了根据本发明的原理构造的一种超 声诊断成像系统。该系统通过用超声发射波束扫描被成像身体的二维 或三维区域，进行工作。由于每一波束沿着其穿过身体的操纵路径发 射，体内的组织和血流返回回波信号，所述回波信号具有对应于发射 频率成分的线性和非线性(基波的和谐波的)成分。发射信号被波束 穿过的组织的非线性效应或波束遇到的造影剂微泡的非线性响应调 制，因此产生具有非线性成分的回波信号。
图1的超声系统利用发射器16在期望的波束方向上发射具有选定 调制特性的波或脉冲，用于从体内散射体返回谐波回波成分。发射器 响应于多个决定如图所示的发射波束特性的控制参数，发射波束特性 包括发射波束的频率成分，它们的相对强度或幅度，和发射信号的相 位或极性。发射器通过发射/接收开关14耦合到探头10的阵列换能器 12的元件。该阵列换能器可以是用于平面(二维)成像的一维阵列或 者是用于二维或体积(三维)成像的二维阵列。
换能器阵列12接收来自身体的回波，所述回波包括在换能器通频 带中的基波和谐波(非线性)频率成分。这些回波信号通过开关14耦 合到波束形成器18，波束形成器18适当地延迟来自不同换能器元件的 回波信号，随后组合它们以形成一系列沿着波束由浅入深的基波和谐 波信号。优选地，该波束形成器是数字波束形成器，其操作数字化的 回波信号以产生一系列从近场到远场场深度的离散相干数字回波信 号。波束形成器可以是响应单个发射波束沿着多个空间上不同的接收 扫描线产生两个或多个系列回波信号的多线波束形成器，这对3D成像 特别有用。经过波束形成的回波信号耦合到信号群存储器20。
根据本发明的一个方面，使用不同的调制技术，在每个波束方向 上发射多个波或脉冲，导致对图像场的每个被扫描点接收多个回波。 对应于共同空间位置的回波在此称作回波的信号群，并被存储在信号 群存储器20中，该信号群可以从信号群存储器20中被一起取出和处 理。信号群中的回波用如下更充分描述的各种方法处理，以产生期望 的基波或谐波信号。回波信号被包括灰阶信号处理器22的B模式信号 通道和包括多普勒处理器24的多普勒信号通道处理。在所示的实施例 中，在ASIC(专用集成电路)中提供多普勒处理器，其包括用于同时 处理两个多普勒信号的两条平行通道。这些通道在图中被示为多普勒 处理器A和多普勒处理器B。
灰阶和多普勒处理器能以常规方式单独工作，以产生灰阶图像或 多普勒图像，或通过用多普勒血流信息覆盖基波或谐波灰阶组织图像 形成的彩色血流(colorflow)图像。根据本发明，来自灰阶处理器22 和多普勒处理器24的信号耦合到分类器30。在一个构想实施例中，分 类器由在CPU上运行的软件形成，其分析接收到的信号和决定接收到 的信号应该显示为血流图像中的象素还是灌注图像中的象素或是两 者。例如，大脉管可以显像在灌注图像和血流图像两者中。该信号适 当地存储在图像存储器32中，图像存储器32被分成血流图像部分和 灌注图像部分。血流和灌注图像进一步被扫描转换处理成和被图像处 理器36组合成血流图像覆盖灌注图像的覆盖图。或者，血流信息能被 嵌入图像存储器的灌注图像中。另外，血流和灌注图像可以覆盖组织 背景图像。合成图像显示在图像显示器38上。
在电影循环(cineloop)序列回顾时或在实时成像期间，可以通过 用户控制，二选一地移出血管血流图像和/或灌注图像。这允许临床医 生观察组织上的灌注图像、组织上的血流图像或组织上的组织和血流 两者一起。这也允许隔绝于其他信息观察灌注或血流。可以改变灌注 和血流图像的透明度以允许一起显像灌注、血流和背景组织图像。例 如，当微循环充满微泡时，灌注图像将很大程度地模糊下面的组织或 血流。随后，可以以半透明模式显示灌注，从而临床医生能观察下面 的组织或血流，同时仍察觉组织灌注。
在使用中，超声造影剂被导入患者的脉管系统，并且以低MI开始 对例如肝脏的感兴趣区域的成像。最初，在造影剂到达感兴趣的区域 之前，由从组织接收的信号形成组织图像。这些信号被B模式信号通 道中的背景组织信号处理器处理。该背景组织信号处理器以类似于灰 阶信号处理器22的处理的方式，产生感兴趣区域中的背景组织的图 像，但是阈值设定成检测来自组织的信号。该组织信号可以是基波或 谐波。通常当在低MI操作时基波信号是优选的，此时组织谐波信号将 处于低水平。该背景组织图像耦合到图像处理器36，在图像处理器36 中它最初仅显示为组织图像，随后当造影剂开始填充感兴趣区域时显 示为血流和灌注的背景。
感兴趣区域中的较大动脉血管将首先在图像中开始变亮，这是因 为由于较大动脉血管的流动速度较高，造影剂将首先到达较大动脉血 管。根据由流动的造影剂产生并由多普勒处理器24检测到的基波和谐 波信号显示较大血管。最终，造影剂将开始灌注较大血管周围的组织， 并且微泡慢慢地开始灌注组织的微脉管系统。微泡对微脉管系统的这 种填充增加了由灰阶信号处理器检测到的非线性信号。由于灰阶信号 处理器产生信号的非线性(谐波)幅度响应，组织的这种灌注随后将 变亮。已显示的图像将因此呈现为包含具有更快流动的造影微泡的较 大血管的造影灌注图像。多普勒处理器24的信号通道A和B分别工作 在谐波和基波频率。在一个构想实施例中，这种基波和非线性混频允 许近场中的较大血管显示为非线性(谐波)造影片段和远场的较大血 管显示为线性基波造影片段，因此补偿来自较深深度的较高谐波频率 的衰减。基波和谐波信号可以混合在一起成为一幅血流图像，因此在 灌注组织的背景下，在相当深的场深度上显示较大血管的血流。
可以使用各种不同的发射序列以检测非线性信号成分。谐波分离 优选由所谓“脉冲反相(pulse inversion)”执行，通过该操作来自多 个不同调制的发射脉冲的回波被组合以分离谐波成分和衰减线性基波 成分。不同的调制可以是不同的相位调制、极性调制或幅度调制，或 它们的组合，如2003年12月5日提交的并且题为“ULTRASONIC SPECKLE REDUCTION USING NONLINEAR ECHO COMBINATI0N(使用非线性回波 组合的超声去斑)”的美国专利申请序列号60/527538中所述。例如， 发射序列可以包括为检测多普勒流速，以期望的脉冲重复间隔(PRI) 发射的三个发射脉冲，其中第一脉冲具有0.5的标称幅度和0°相位或 +极性，第二脉冲具有1.0的标称幅度和180°相位或-极性，第三脉 冲具有0.5的标称幅度和0°相位或+极性。当来自这三个发射脉冲的 回波在幅度上标准化并相加地组合时，线性基波频率成分抵消而谐波 成分被增强。用幅度和相位调制(参见美国专利6,095,980(Burns等 人)和美国专利6,319,203(Averkiou))，有可能以存在一些基波频 率能量的方式组合非线性回波。该能量在此称为“非线性基波”能量， 并且它是不同幅度的谐波活动的结果。该“非线性基波”不应该与在 基波频率具有单激发的系统的线性响应相混淆。该非线性基波可以用 于灌注检测和/或血管血流检测两者中。或者，可以在从一个脉冲对到 下一个脉冲对的PRI快速发射成对的不同调制的脉冲以防止运动伪 影，如在美国专利6,620,103(Bruce等人)中所述，其示出了脉冲对 如何能在不同的发射线上空间交错以用于低速血流检测。
灰阶和多普勒处理器的详细框图在图2中示出。来自发射脉冲1 -N的信号群的回波信号被应用于所述处理器的输入。所述灰阶信号 通道22包括正交带通滤波器(quadrature bandpass filter，QBP)42， 该正交带通滤波器42通过2f。附近的频带中的谐波回波信号。正交带 通滤波器的结构和操作在美国专利6,050,942(Rust等人)中描述，所 述专利解释了该滤波器如何产生期望通频带中的回波信号的I和Q分 量。通过矩阵壁滤波器(matrix wall filter)的低通特性进一步滤波回 波信号群的这些分量，该滤波器通过从组织和静止微泡返回的回波。 矩阵壁滤波器可以显示例如在图3a中所示的响应特性。可以看到低通 滤波器响应在回波信号群的重复频率的一半PRF/2处下降。对于脉冲 反相的情形，因为QBP在谐频带中工作，来自组织或静止微泡的基波 频率回波信号包含在位于通频带端部的频带62中。谐波信号成分处在 位于滤波器响应的标称DC点的频带64中。经滤波的回波信号群应用 于估计器(estimator)52，该估计器52组合回波信号以分离非线性二 次谐波信号成分，并检测信号功率或幅度平方。该信号通道以非线性 脉冲反相处理器的方式工作，以通过来自静止或接近静止的灌注了感 兴趣区域中组织的微泡的非线性信号。
该实施例中的第二信号通道24A是包括了设定成通过谐波频率的 QBP 42b的多普勒处理通道。这可以是与在灰阶信号通道中使用的相 同的QBP或者如图所示的单独的QBP。通过QBP 42b的信号被带通 矩阵壁滤波器46滤波。该滤波器被设计成检测谐波血流信号，因为当 使用宽频带发射脉冲时，由QBP产生的基波和谐波成分存在相当大的 重叠。可以以类似的方式使用不同于相位或极性调制脉冲反相的非线 性脉冲方案(例如，相位或极性脉冲反相和幅度调制的组合)，以检 测造影剂灌注和流动两者，和甚至在宽频带发射信号的情况下分离线 性和非线性成分。有助于该第一多普勒信号通道的响应特性在图3b中 示出。可以看出带通特性70、70’在DC具有阻带。来自微泡的基波 频率如图所示位于72，对被QBP 42b衰减的运动微泡，位于74。来自 静止微泡的谐波信号分量位于滤波器阻带的频带76中，来自运动微泡 的可检测信号位于频带78中。经滤波的谐波血流信号群耦合到估计谐 波血流信号的估计器54。由于高谐波频率，这些信号将显示良好的轴 向和横向分辨率，并且因为来自流动微泡的回波显著强于返回的组织 谐波信号，将显示优良的信号-杂乱回波比。通过与在基波频率血流 检测中可见的散焦效应(blooming effect)相比较，这些回波将因此提 供优良的空间分辨率。谐波多普勒处理的进一步细节可以在美国专利 6,036,643(Criton等人)中找到，该专利以组织谐波多普勒为背景。
第三信号通道24B包括设定成通过基波频率f。的QBP 42c。通过 该QBP的基波频率信号群被具有例如在图3c中所示的带通特性的矩 阵壁滤波器48滤波。在QBP响应和取决于深度的衰减的帮助下，阻 带76附近的谐波成分衰减，位于滤波器边缘的频带72中的来自静止 成分的回波信号也是如此。运动的微泡将在频带74显示相对强的响 应。这些回波信号成分与谐波信号相比，将具有优良的信噪比，但是 将具有较低的信号-杂波响应并显示相对低的空间分辨率，这是因为 强基波频率回波信号是由组织和微泡两者返回的。由于检测的高灵敏 度和多普勒信号估计器56的信噪比，使用这些回波的图像片段可能显 示出一些散焦。因此，在一个优选实施例中，在近场中的血流利用由 通道24A产生的谐波多普勒血流信号。在谐波频率变得衰减的较深的 深度，基波多普勒血流信号被用于显示。在中等深度，血流显示是谐 波和基波信号的混合，在过渡深度区域产生从100％谐波到100％基波 的比率变化的过渡。谐波和基波信号随深度的混和在美国专利 6,283,919(Roundhill等人)中描述。因而，血流可以在相当大的观察 深度上显示在灌注和血流图像中。
由三个处理通道22、24A和24B产生的信号被分类器30分类以用 作组织、静止微泡(灌注)或流动微泡(在较大脉管中)。该分类可 以基于经壁滤波的信号的功率和速度估计而完成。在所示实施例中， 分类器确定在其中响应于速度变化估计通道显示回波的(多个)图像， 该速度变化估计通道包括工作在基波频率f。的QBP 42d，和速度变化 处理器50。如虚线所示的，在速度变化处理器的输出端，这些变化估 计也可以被分类和用于显示。该变化估计值被计算为多普勒速度带宽 的均方根，在一级近似下，其可以使用具有形式的公式进行估 计，其中R(o)是回波值的平方，并可以通过$R\left(o\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}x\left(n\right)x^{*}\left(n\right)$ 计算，R(1)是 回波值的自相关的第一滞后，并可以通过$R\left(1\right)=\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}x\left(n\right)x^{*}(n-1)$ 计算。使用 信号分割的速度的前提是假设，组织和微脉管系统中的微泡(灌注) 以相对低的速度运动并显示相对狭窄的速度分散，而较大脉管中的微 泡以相对较高速度运动并显示相对较宽的速度分散。如图4a中所示的 分割方案可以响应于平均速度的计算被分类器30使用。该方案具有将 响应分为不同区域的两条曲线82和84。如果，例如，象素的速度估计 值R(o)显示相对低的平均速度(多普勒频率)和相对高的功率，可 能是信号来自组织并且它将显示在灌注图像中。这些速度估计值将在 通常由区域86定义的区域中。那些显示了较高平均速度和相对较 低功率的信号可能是来自血流，并且通常分类在区域88中的信号将显 示在多普勒血流图像中。
图4b中显示了根据变化估计值预测的另一个分类方案。在区域92 中的具有相对狭窄(低)速度变化和相对较大功率的估计值R(o)可能是 组织的微脉管系统中的较低速度灌注微泡，并将显示在灌注图像中。 在区域94中的具有小一些的功率但显示了较宽(较高)速度变化的估 计值R(o)可能是来自流动微泡，并将显示在血流图像中。在变化阈值98 之下的信号，被分类为来自在其微循环中有或没有微泡的组织。在幅 度或功率阈值96之下的信号，被分类为表现出宽的、随机变化的噪声。
因此可见，通过在低MI成像造影和利用本发明的原理，对于在单 个显示图像中的延长的时间段，灌注和血流都可以同时被分割和成 像。