用于消融規(guī)劃的超聲體積流量測量的制作方法
【技術領域】
[0001] 本發(fā)明設及醫(yī)學診斷超聲系統(tǒng)，并且尤其設及提供用于消融治療規(guī)劃的血液體積 流量的度量的診斷超聲系統(tǒng)。
【背景技術】
[0002] 作為外科手術的替代，局部微創(chuàng)治療的使用發(fā)展迅速，用于對許多病變（尤其是 癌癥）的處置W及身體的許多部分中。該些微創(chuàng)處置的優(yōu)點包括較少的副作用、較快的恢 復，W及在一些情況中，可能處置更為重度疾病。該些微創(chuàng)治療中最重要的一種是組織消 融，其中，通過應用局部組織加熱、冷卻或其他手段來破壞患病組織。最常用的消融方法的 一些范例是射頻消融、微波消融、HI即（高強度聚焦超聲）和冷凍消融。
[0003] 成功的組織消融的關鍵步驟之一是在實施過程之前確定消融探頭在病變內(nèi)的合 適放置。每個消融探頭都具有處置區(qū)域，在處置區(qū)域周圍的溫度被改變到足W引起細胞死 亡。該區(qū)域通常被成為"燃燒區(qū)"。利用燃燒區(qū)完全覆蓋癌性病變確保沒有可能導致癌癥復 發(fā)的殘留細胞。該處置規(guī)劃設及評估目標病變的尺寸和形狀（通常是利用CT圖像），w及 使用關于消融設備的可用強度水平的已知信息，基于選擇的處置時間和/或要處置整個病 變需要的各自消融的數(shù)目來計算預測處置體積。針對與給定消融方法相關聯(lián)的消融區(qū)域、 針尺寸、處置強度和時間等的規(guī)范是由消融設備的制造商提供的，并且通常是基于由其各 自的制造商在不存在活動循環(huán)血管的受控的靜態(tài)環(huán)境中執(zhí)行的那些設備的特性。
[0004] 針對處置規(guī)劃的一個挑戰(zhàn)是在其中目標病變接近一個或多個血管的情形中，例 如，該會在肝臟消融中頻繁發(fā)生。在規(guī)劃處置過程時通常的做法是識別附近血管的位置，從 而它們在對病變的處置的實施中不受損。要避免損傷向健康器官和組織供血的血管或使之 失效。迄今尚未完全解決的一個問題在于，流過附近血管的血液能夠具有對組織的顯著的 冷卻或溫熱效應（即，作為將熱處置能量從處置部位傳送走的散熱），該造成實際處置體積 不同于設備制造商指定的和在處置規(guī)劃中使用的體積，并且該最終能夠導致對病變的不完 全消融W及疾病復發(fā)的風險。例如，Patterson等人（1998) W實驗方式在豬肝臟體內(nèi)演示 了血管的存在能使射頻消融處置體積的直徑變化高達200%。在嘗試補償血管的冷卻效應 時，一些成像公司提供了允許在（例如來自對比CT圖像的）圖像數(shù)據(jù)中識別較大血管的處 置規(guī)劃應用，并且然后能夠調節(jié)處置規(guī)劃。然而，由于對比CT圖像僅示出血管位于哪里W 及有多少血液流過它們，因此不可能準確預測冷卻效應，并且因此處置規(guī)劃可能仍是不正 確的。
[0005] 癌性和其他良性病變由于它們在體內(nèi)的急速生長而尤其危險，快速蔓延其疾病狀 況并且造成不利影響并且侵入健康器官和組織。為了給該急速生長供W燃料，該些病變生 長其自身的脈管，該脈管將身體的有營養(yǎng)的血流轉移到該些病變。進入和離開癌性區(qū)域的 血液的流量也能夠是減少消融能量遞送的熱效應的貢獻者。
[0006] 為了預測附近血管中的血液流量如何影響消融區(qū)域，必須創(chuàng)建表征該效應的模 型。該模型可W是通過實驗發(fā)展的，例如使用體內(nèi)或體外的動物模型，或者其可W是根據(jù)理 論原理發(fā)展的。例如，盡管對該些的解決方案通常需要有限元法，已形成了對生物傳熱模型 的修正，其并入了血管和流量?，F(xiàn)有方法的問題在于，為了使該些模型適度準確，需要知道 流過血管的血液體積量（例如，ml/min)，并且該信息是目前使用任何無創(chuàng)技術不容易獲得 的。因此，期望能夠無創(chuàng)地測量血液流量體積，W及量化區(qū)域血液流量的熱效應并且在規(guī)劃 消融過程時將該信息考慮在內(nèi)。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0007] 根據(jù)本發(fā)明的原理，在消融過程之前進行診斷成像，W識別緊密鄰近要利用消融 治療被處置的病變的血管。診斷成像模態(tài)能夠是CT、MR、超聲或能夠使血管可視化的任何 其他模態(tài)。然后在過程時使用診斷超聲系統(tǒng)，W獲得來自所識別的血管的3D超聲多普勒數(shù) 據(jù)。根據(jù)多普勒數(shù)據(jù)計算流動流過所識別的血管的血液的量，例如通過在血管管腔的面積 上對流速進行積分。因此，測量的血液流動的量用于發(fā)展或修正消融處置規(guī)劃，所述消融處 置規(guī)劃將該血液流量的熱效應考慮在內(nèi)。例如，血液流量信息能夠用于針對手動規(guī)劃修正 預測的射頻消融處置體積，或者被包括作為對自動處置規(guī)劃算法的輸入，所述自動處置規(guī) 劃算法追求使處置效力最大化。
【附圖說明】
[000引 附圖中；
[0009] 圖1圖示了被構建為根據(jù)本發(fā)明的原理操作的超聲診斷成像系統(tǒng)。
[0010] 圖2圖示了使用圖1中示出的超聲探頭對要被消融的病變及其脈管的超聲成像。
[0011] 圖3是圖2的病變及其脈管的放大視圖。
[0012] 圖4a和圖4b圖示了對病變及其供應脈管的體積區(qū)域的分割，W根據(jù)本發(fā)明的原 理進行血液體積流量測量。
[0013] 圖5a和圖化圖示了根據(jù)本發(fā)明的原理對鄰近要通過消融被處置的病變的血管的 血液體積流量的測量。
【具體實施方式】
[0014] 首先參考圖1，W框圖形式示出根據(jù)本發(fā)明的原理構建的超聲診斷成像系統(tǒng)。能 夠進行=維成像的超聲探頭10包括二維陣列換能器12,其在體積區(qū)域上發(fā)射電子操縱的 并且聚焦的射束，并響應于每個發(fā)射射束接收單個或多個接收射束。相鄰換能器元件的組 (被稱作"貼片"或"子陣列"）由探頭12中的微束形成器（UB巧整體操作，所述微束形成 器對接收到的回波信號執(zhí)行部分射束形成，并且從而減少探頭與主系統(tǒng)之間的線纜中導體 的數(shù)目。在美國專利6419633(Robinson等人）和美國專利6368281(Solomon等人）中描 述了合適的二維陣列。在美國專利5997479(Savord等人）和6013032(Savord)中描述了 微束形成器。陣列的發(fā)射射束特性由射束發(fā)射器16控制，所述射束發(fā)射器16引起陣列的 變跡孔徑元件沿期望方向發(fā)射期望寬度的聚焦射束通過身體的體積區(qū)域。借助于發(fā)射/接 收開關14將發(fā)射脈沖從射束發(fā)射器16禪合到陣列的元件。由陣列元件和微束形成器響應 于發(fā)射射束所接收的回波信號被禪合到系統(tǒng)射束形成器18,在系統(tǒng)射束形成器18處，處理 來自微束形成器的部分射束形成的回波信號，W響應于發(fā)射射束形成經(jīng)完全射束形成的單 個或多個接收射束。在上述Savord' 032專利中描述了用于此目的的合適的射束形成器。
[0015] 由射束形成器18形成的接收射束被禪合到信號處理器26,所述信號處理器26執(zhí) 行諸如濾波和正交解調的功能。經(jīng)處理的接收射束的回波信號被禪合到多普勒處理器30 和B模式處理器24。多普勒處理器30將回波信息處理成空間解析的多普勒功率或速度信 息。針對B模式成像，對接收射束回波進行包絡檢測，并由B模式處理器24將信號對數(shù)壓 縮到合適的動態(tài)范圍。來自體積區(qū)域的回波信號W 3D圖像數(shù)據(jù)集32的形式被緩存?？?若干種方式處理3D圖像數(shù)據(jù)W進行顯示。一種方式是產(chǎn)生體積的一個或多個2D平 面。在美國專利6443896值etmer)中描述了該種方式。通過對空間離散的圖像平面中的 3D圖像數(shù)據(jù)集的數(shù)據(jù)進行尋址（被稱作多平面重新格式化）來形成該樣的平面圖像。也 可W由體積繪制器36繪制=維圖像數(shù)據(jù)，W形成透視或運動視差3D顯示。第=種方式是 產(chǎn)生"iSlice"圖像，其是由iSlice掃描轉換器34根據(jù)3D體積的重復掃描平面的圖像數(shù) 據(jù)形成的。通過僅掃描體積中的一個或若干個圖像平面，能夠快速完成掃描，足W產(chǎn)生一 個或多個實況2D iSlice圖像。在被稱為雙平面成像中執(zhí)行對iSlice圖像的有效使用， 在雙平面成像中，兩幅或更多幅圖像被同時顯示并且能夠在空間上關于彼此被操縱，如在 美國專利6709394(化isa等人）中所描述的。一種優(yōu)選的雙平面模式是旋轉模式，其中， 一幅iSlice圖像具有關于探頭10的固定取向，并且第二幅iSlice圖像在共同中屯、掃描 線處與第一幅iSlice圖像交叉，并且能夠圍繞該掃描線旋轉。第一幅圖像為用戶提供空 間參照，并且第二幅圖像能夠被旋轉到體積中的視圖交叉平面。雙平面成像在如下文所述 的本發(fā)明的實踐中是有用的。得到的2D或3D圖像被禪合到顯示處理器38,如在美國專利 5720291 (Schwartz)中所描述的，它們可W是B模式、多普勒或兩者，從所述顯示處理器38 它們被顯示在圖像顯示器40上。根據(jù)本發(fā)明，體積流量計算器60被禪合為從3D圖像數(shù)據(jù) 集32接收選定的多普勒流量數(shù)據(jù)。體積流量計算器W ml/秒為單位計算血液的體積流量， 優(yōu)選地通過對與血管交叉的表面的流量數(shù)據(jù)進行積分，如在美國專利6780155 (Li等人）或 美國專利6663568(Gil)中描述的。體積流量計算被禪合到顯示處理器38W在顯示器40 上進行顯示。通過用戶接口或控制面板20來提供對射束形成器控制器22的用戶控制和超 聲系統(tǒng)的其他功能。
[0016] 圖2示出了對身體的區(qū)域（例如肝臟）的iSlice圖像平面84進行成像的超聲探 頭10。在該范例中，探頭10通過線纜和應變消除37被連接到超聲系統(tǒng)。iSlice圖像顯示 要通過消融被處置的病理結構，在該情況中為肝臟中的病變70,例如肥C病變。病變70被 視為被供給W來自周圍的脈管72的網(wǎng)絡的血液。圖3是病變70及其脈管的放大視圖，在 該視圖中揭示了附近大血管80的存在。在該范例中，血管80被視為針對脈管72的血管中 的一些的血液供應的源，盡管在給定患者中并不總是該樣；大血管80可W簡單地穿過病變 70附近的組織。血管80被視為在距病變距離"d"的點處具有其到病變70的最接近鄰近 度。
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