專利名稱：用于超聲檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息，具體地說靜脈血流信息的圖像的方法和裝置的制作方法
用于超聲檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息，具體地說靜脈血流信息的圖像的方法和裝置本發(fā)明涉及一種用于超聲檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息，具體地說靜脈血流信息的圖像的方法，所述方法包括獲取和顯示來自超聲系統(tǒng)中的所研究實(shí)驗(yàn)體的多普勒數(shù)據(jù)的步
馬聚ο用于所研究體內(nèi)的移動(dòng)反射體的非侵入式檢測(cè)速度信息的超聲束是公知的技術(shù)。 已知若干備選方式并且它們當(dāng)前用于根據(jù)多普勒效應(yīng)從影響反向散射超聲束的頻移或相移確定散射體的速度。這些方法中的一種方法是所謂的多門(multigate)多普勒處理方法，此方法包括以下步驟a)將超聲波發(fā)射到所研究實(shí)驗(yàn)體中；b)響應(yīng)于從所述所研究實(shí)驗(yàn)體反向散射的超聲波而生成反向散射信號(hào)；c)響應(yīng)于所述反向散射信號(hào)而生成表示所述實(shí)驗(yàn)體內(nèi)的深度增量的預(yù)定范圍的多個(gè)多普勒信號(hào)采樣；d)響應(yīng)于所述多普勒信號(hào)采樣而生成表示深度增量的預(yù)定范圍的多個(gè)多普勒頻率信號(hào)；e)響應(yīng)于所述多普勒頻率信號(hào)而顯示沿第一軸表示所述多普勒頻率和沿第二軸表示所述深度增量的范圍的第一多普勒?qǐng)D。實(shí)際上，多門多普勒處理是一種特定的PW多普勒技術(shù)，該技術(shù)允許在所研究實(shí)驗(yàn)體(其中必須確定多普勒頻移分布(profile))內(nèi)的較大采樣容積(門)內(nèi)，在預(yù)定范圍中劃分與沿發(fā)射束的特定數(shù)量的相繼深度增量對(duì)應(yīng)的若干較小采樣容積。作為所述深度增量的函數(shù)的多普勒頻率分布指所述相繼的較小采樣容積內(nèi)的移動(dòng)微粒的速度分布?；旧喜⑿械貓?zhí)行在每個(gè)較小采樣容積(即，深度增量)處從實(shí)驗(yàn)體反向散射的多普勒信號(hào)采樣的處理?？紤]采樣容積與沿發(fā)射束的深度增量之間的上述等同性，這是由于為了在PW技術(shù)中獲取多普勒數(shù)據(jù)，脈沖超聲束必須沿特定方向(優(yōu)選地相對(duì)于反射體的運(yùn)動(dòng)方向呈一定角度)傳播。多種其他不同的用于血液動(dòng)力信息的超聲檢測(cè)的方法是公知的并在本領(lǐng)域中廣泛使用，這些方法允許確定平均多普勒移頻并因此確定預(yù)定點(diǎn)中的平均血流速度或預(yù)定點(diǎn)中的多普勒移位的頻譜表示，并顯示血流的血液微粒的速度在該點(diǎn)中的分布。通常稱為CFM(彩色血流圖)的方法(其用于確定平均多普勒移頻并因而確定血流的平均速度)包括針對(duì)一條血管處的預(yù)定點(diǎn)確定該點(diǎn)中的超聲脈沖的多普勒移頻的頻譜分布的平均值。作為一種獲取和處理方法，CFM是公知的并廣泛應(yīng)用。參見例如US 5，246, 006。發(fā)射、接收并處理超聲信號(hào)以針對(duì)沿預(yù)定掃描線的預(yù)定點(diǎn)檢測(cè)該點(diǎn)中的平均譜頻率值。該平均頻率是穿過該點(diǎn)移動(dòng)的反射體的平均位移速度的估計(jì)，并因此是流過該點(diǎn)的血液的平均位移速度的估計(jì)。CFM法的視覺結(jié)果包括以兩種不同顏色之一指示流向，每種顏色唯一地與兩個(gè)方向(朝向和遠(yuǎn)離探測(cè)器)之一關(guān)聯(lián)。此外，顏色的色調(diào)指示信號(hào)的強(qiáng)度并因此指示平均速度的流量和/或模數(shù)(modulus)。通常，在超聲信號(hào)的多普勒處理的同時(shí)，還在所謂的B模式中沿掃描平面(具體地說，沿包含用于CFM檢測(cè)的掃描線的掃描平面)生成形態(tài)(解剖)圖像。通常在發(fā)射、接收和處理多普勒信號(hào)的間隔中發(fā)射、接收和處理生成B模式圖像所需的信號(hào)。將顏色添加到B模式圖像的與在該處檢測(cè)到多普勒頻移的區(qū)域或點(diǎn)一致的像素。此外，如公知的，由于發(fā)射具有有限長(zhǎng)度的脈沖，該脈沖將具有特定帶寬，而不只是基礎(chǔ)頻率。此外，在每個(gè)采樣容積(門)內(nèi)，可以提供若干不同種類的移動(dòng)反射體，使得反向散射波具有特定帶寬并在該帶寬內(nèi)具有特定頻譜分布。除了確定平均速度值(S卩，多普勒頻移的頻譜的平均頻率的分量)以外，在提取與給定采樣點(diǎn)或容積關(guān)聯(lián)的多普勒頻率的整個(gè)譜中，多普勒技術(shù)是公知的。如以上已指出的， 由于與CFM相比，待處理信息量大得多，這些方法(稱為脈沖波(PW)方法)需要超聲信號(hào)的更復(fù)雜的處理。PW技術(shù)的擴(kuò)展是所謂的多門，其包括通過沿掃描線或掃描線的一部分排列的多個(gè)順序點(diǎn)(稱為門)的順序多普勒頻譜檢測(cè)，以便沿所述線重新構(gòu)建速度分布。在以下文檔中詳細(xì)描述了多門法P.Tortoli, G. Manes, C. Atzeni, Velocity profile reconstruction using ultrafast spectral analysis of Doppler ultrasonic, IEEE Transactions on Sonics and ultrasonics, Vol. SU 32，N. 4，pp.555—561，July 1985.P. Tortoli, F, Andreuccetti, G. Manes, C. Atzeni, Blood Flow Images by a SAff-Based Multigate Doppler system, IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics & Frequency Control, vol. 35, n. 5,pp.545-551,September 1988.P.Tortoli, F, Guidi, G. Guidi, C.Atzeni, Spectral velocity profiles for detailed ultrasound flow analysis,IEEE Trans, on Ultrasonics,Ferroelectrics & Frequency Control, vol. 34, n. 4,pp.654-659, July 1996.An FFT-Based Flow Profiler for High-Resolution In VivoInvestigation, Piero Tortoli 等人，Ultrasound in Med. & Biol. Vol. 23, No. 6pp. 899-910,1997.US 6, 450, 959.可以在以下文檔中找到CFM和PW方法的更多細(xì)節(jié)US 4，913，159，US 4，817，618，US 5，724，974 以及 WO 01/71376。如以上文檔所示(其公開通過參考在此引入)，上述技術(shù)早已是公知的并被廣泛使用。稱為多門或多門頻譜多普勒的技術(shù)允許根據(jù)超聲脈沖在檢查體內(nèi)的穿透深度快速且實(shí)時(shí)地確定多普勒移位的頻譜分布，而不對(duì)處理單元造成過多負(fù)擔(dān)。多普勒頻率的譜和/ 或?qū)?yīng)速度被表示為沿笛卡爾坐標(biāo)系中的第一軸的頻率或?qū)?yīng)速度以及沿第二軸的深度。如以上技術(shù)的描述清楚地顯示的，所有這些技術(shù)均基于多普勒效應(yīng)并且在聲脈沖束的軸(即，聲脈沖的傳播方向)與反射體的位移方向垂直時(shí)，不允許評(píng)估移動(dòng)反射體的方向和血流方向。實(shí)際上，根據(jù)多普勒效應(yīng)的頻移取決于沖擊在移動(dòng)反射體上的束的傳播角度和余弦函數(shù)(該函數(shù)在束的入射角為90°時(shí)給出為O的因數(shù))。通常在PW多普勒中，具體地說在多門技術(shù)中，確定與特定采樣容積所反向散射的超聲束對(duì)應(yīng)的接收回波信號(hào)的整個(gè)頻譜。當(dāng)超聲傳播方向垂直于移動(dòng)反射體并且在本發(fā)明的申請(qǐng)的特定情況下垂直于血流方向時(shí)，采樣容積(門或深度增量)處的頻譜頻率分布對(duì)于與零多普勒頻移對(duì)應(yīng)并因此與零速度對(duì)應(yīng)的線而言是對(duì)稱的。另一方面，由于在此類表示中，圖像的亮度對(duì)應(yīng)于所接收信號(hào)的強(qiáng)度并因此對(duì)應(yīng)于特定采樣容積內(nèi)存在的移動(dòng)反射體的數(shù)量，因此在所顯示的圖像中(其中根據(jù)一系列采樣容積的順序彼此相鄰地顯示每個(gè)采樣容積的多普勒頻率信號(hào))，使用每個(gè)采樣容積處的多普勒頻率信號(hào)的完整頻率內(nèi)容將更好地確定其中流量很大的采樣容積以及還確定流的傳播軸。另一方面，當(dāng)束的入射角相對(duì)于流向?yàn)?0°或接近90°時(shí)，將無法確定流向，因?yàn)槎嗥绽疹l率信號(hào)的頻譜內(nèi)的多普勒頻率分布是對(duì)稱的，包括鏡像的(specular)正和負(fù)譜分量。多門技術(shù)可用于同時(shí)突出顯示在多門處理的總體穿透深度范圍內(nèi)的不同穿透深度處(即，與超聲脈沖的起點(diǎn)相距不同的距離處)的多個(gè)血管并形成所述血管的圖像。簡(jiǎn)言之，對(duì)于現(xiàn)有技術(shù)，當(dāng)反射體(以及因此血流)的位移方向垂直于超聲脈沖入射束的傳播軸的方向時(shí)，無論是CFM法還是PW法(具體地說，多門方法)都不允許評(píng)估血流方向。與所表現(xiàn)的不同，上述其中反射體(以及因此血流)的位移方向垂直于超聲脈沖入射束的傳播軸的方向的情況在診斷成像中并非是罕見情況。例如，在顱內(nèi)腦血管的血液動(dòng)力成像中，只有幾個(gè)可通過其將超聲束導(dǎo)向所述血管的窗口。不幸的是，超聲脈沖束的方向經(jīng)常被定向?yàn)榇怪庇谒鲅苤械牧飨?。此外，?jīng)常需要或希望將超聲束的不同穿透深度處的相鄰或平行血管中的流狀況同時(shí)成像，從而根據(jù)要成像的所有血管都必須由此交叉的要求來固定和確定束軸的方向或聲前端的傳播方向。如果將多普勒成像用于靜脈血流，還會(huì)出現(xiàn)其他困難。在靜脈血流中，血管尺寸較小并且靜脈血流相對(duì)較慢。此外，血流量不是恒定的，而是根據(jù)心搏周期和吸氣呼氣循環(huán)而變化，使得對(duì)于每個(gè)采樣容積，血流速度可以從最大速度變化到接近零或甚至變化為負(fù)速度，即，變化為相反的流向。其效果是頻率信號(hào)將從最大值更改為接近零值或?yàn)樨?fù)值，并且所顯示的信號(hào)將在顯示的多普勒?qǐng)D中閃爍或甚至改變顏色。表示頻率信號(hào)值的圖像中的像素的外觀狀態(tài)變化將從檢測(cè)到流量時(shí)(即，存在移動(dòng)血液微粒時(shí))的特定顏色和亮度更改為沒有流量或流量非常低時(shí)的非常暗的外觀狀態(tài)和/或亮度非常低的外觀狀態(tài)。其中出現(xiàn)這些狀況的特定應(yīng)用是同時(shí)確定大腦大靜脈(galen’ s vein)、中部大腦內(nèi)靜脈(middle internal cerebral vein)以及羅森塔爾氏靜脈(Rosenthal，s vein)中的血流特性。如 “具有多發(fā)性硬化的患者中的慢性腦脊髓靜脈功能不全”(Chronic Cerebrospinal venous insufficiency in patients with multiple sclerosis,Paolo Zamboni 等人，J. Neurol. Neurosurg. Psychiatry，2008年12月5日)中報(bào)告的，確定這些靜脈中的靜脈血流對(duì)于多發(fā)性硬化的早期診斷而言似乎具有很大的臨床和診斷相關(guān)性?，F(xiàn)在，在此情況下，針對(duì)較深區(qū)域(包含出于診斷目的而必須控制血流的靜脈)的聲學(xué)處理發(fā)射的超聲脈沖所通過的顱窗口使得將發(fā)生上述不利情況并且當(dāng)前無法檢測(cè)血流方向。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明基于的問題是提供一種用于檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息，具體地說靜脈血流信息的圖像的方法，所述方法即使在最不利的狀況下，尤其是在血流方向垂直于發(fā)射到所檢查體中的超聲脈沖束的軸的狀況下，也允許評(píng)估血流方向。本發(fā)明的另一目標(biāo)是確保上述結(jié)果而無需用于多普勒模式獲取和處理超聲診斷圖像的較長(zhǎng)時(shí)間。本發(fā)明通過提供一種如上所述的用于超聲檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息，具體地說靜脈血流信息的圖像的方法而實(shí)現(xiàn)了上述目標(biāo)，所述方法用于獲取和顯示來自超聲系統(tǒng)中的所研究實(shí)驗(yàn)體的多普勒數(shù)據(jù)，所述方法包括以下步驟a)將超聲波發(fā)射到所研究實(shí)驗(yàn)體中；b)響應(yīng)于從所述所研究實(shí)驗(yàn)體反向散射的超聲波而生成反向散射信號(hào)；c)響應(yīng)于所述反向散射信號(hào)而生成表示所述實(shí)驗(yàn)體內(nèi)的預(yù)定范圍的深度增量的多個(gè)多普勒信號(hào)采樣；d)響應(yīng)于所述多普勒信號(hào)采樣而生成表示所述預(yù)定范圍的深度增量的多個(gè)多普勒頻率信號(hào)；e)響應(yīng)于所述多普勒頻率信號(hào)而顯示沿第一軸表示所述多普勒頻率和沿第二軸表示所述范圍的深度增量的第一多普勒?qǐng)D；f)根據(jù)所述多普勒頻率信號(hào)在所述范圍的深度增量的每個(gè)增量處生成多普勒平均頻率信號(hào)；g)顯示沿所述第一軸表示所述多普勒平均頻率和沿所述第二軸表示所述范圍的深度增量的第二多普勒?qǐng)D，其方式為設(shè)置定義形成所述第二多普勒?qǐng)D的顯示圖像的像素的外觀狀態(tài)的參數(shù)，使得在視覺上區(qū)分所述像素和所述第一多普勒?qǐng)D的圖像的像素；h)以特定重復(fù)頻率重復(fù)以上步驟序列；i)設(shè)置形成所述第二多普勒?qǐng)D的圖像的像素的外觀狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間，方式為在預(yù)定時(shí)段內(nèi)和/或直到根據(jù)在至少一個(gè)所述重復(fù)步驟h)期間獲取的多普勒信號(hào)采樣生成具有更大絕對(duì)平均頻率值的新的多普勒信號(hào)為止，所述像素保持其外觀狀態(tài)，而與所述多普勒頻率信號(hào)的任何衰減或終止無關(guān)；j)通過設(shè)置形成所述第二多普勒?qǐng)D的顯示圖像的像素的外觀狀態(tài)，使用所述多普勒平均頻率信號(hào)的新的值升級(jí)所述圖像。根據(jù)上述方法的第一改進(jìn)，還提供了以下步驟在生成所述多普勒平均頻率信號(hào)之前，濾出所述多普勒頻率信號(hào)的低頻分量。這允許增強(qiáng)平均多普勒頻率值相對(duì)于流向的極化效應(yīng)。根據(jù)一個(gè)實(shí)施例，上述步驟g)包括增強(qiáng)形成所述第二多普勒?qǐng)D的圖像的像素的亮度。此步驟可以單獨(dú)提供，或結(jié)合降低形成所述第一多普勒?qǐng)D的圖像的像素的亮度的另一步驟提供。為了進(jìn)一步增強(qiáng)方向指示，在實(shí)際中，亮度增強(qiáng)后的像素的蹤跡(trace)在笛卡爾系統(tǒng)(一個(gè)軸表示多普勒頻率或速度，另一個(gè)軸表示深度增量或采樣容積)中的圖形表示內(nèi)的多普勒頻率或速度的零值的左側(cè)或右側(cè)，將執(zhí)行沿表示所述多普勒頻率值的對(duì)應(yīng)軸改變頻率標(biāo)度的步驟?？梢赃@樣的方式選擇不同的標(biāo)度其沿所述第一軸相對(duì)于所述第一圖的尺寸而增大所述第二圖的圖像的尺寸。通過提供與所確定的平均多普勒頻率值相乘的增強(qiáng)參數(shù)，可以獲得相同的效果。如上所述，所述方法具體涉及這樣的所研究實(shí)驗(yàn)體所述所研究實(shí)驗(yàn)體至少包括血管，并且所述血管中的血流量具有在最大速度與接近零或相反方向的速度之間隨時(shí)間變化的流量速度。在此情況下，設(shè)置所述預(yù)定范圍的深度增量以便覆蓋至少一個(gè)血管的整個(gè)橫截面，所述多普勒頻率信號(hào)和所述多普勒平均頻率信號(hào)表示血流量在所述深度增量處的血管中的速度。此外，以如下方式應(yīng)用所述方法保持形成所述第二多普勒?qǐng)D的圖像的像素的外觀狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間(persistence)，直到根據(jù)在至少一個(gè)所述重復(fù)步驟h)期間獲取的多普勒信號(hào)采樣生成具有與更大絕對(duì)值的血流量速度一致的更大絕對(duì)平均頻率值的新的多普勒信號(hào)為止。此外，根據(jù)本發(fā)明的方法可應(yīng)用于從所述實(shí)驗(yàn)體中產(chǎn)生所述多普勒信號(hào)采樣的第一感興趣區(qū)域和從所述實(shí)驗(yàn)體中的至少第二或更多其他感興趣區(qū)域接收的所述反向散射信號(hào)。如果可能，在上述情況中，所發(fā)射的超聲波包括針對(duì)多普勒數(shù)據(jù)獲取優(yōu)化的沿橫穿至少兩個(gè)或更多所述感興趣區(qū)域的方向引導(dǎo)的超聲束。此外，在此實(shí)施例的情況中，所述感興趣區(qū)域是響應(yīng)于表示預(yù)定范圍的深度增量的所述反向散射信號(hào)而生成多個(gè)多普勒信號(hào)采樣的不同血管，所述增量中的每個(gè)增量至少部分地橫穿所述血管之一。在顯示回波深度記錄多普勒數(shù)據(jù)的方法中，本發(fā)明的方法還包括以下步驟在超聲系統(tǒng)中獲取和顯示來自所述所研究實(shí)驗(yàn)體的B模式數(shù)據(jù)。如所知的，所述步驟包括生成包含所述所研究實(shí)驗(yàn)體的感興趣區(qū)域的B模式數(shù)據(jù)，以及顯示B模式圖像并以在所述B模式圖像上疊加的方式顯示掃描線和對(duì)應(yīng)感興趣區(qū)域上的深度增量的范圍，其中多普勒束沿所述掃描線聚焦。根據(jù)本發(fā)明的方法允許基于以下事實(shí)提取血流的方向信息在實(shí)際情況下，發(fā)射束的入射角相對(duì)于流量方向恰好為90° (這是其中不產(chǎn)生頻移的情況)是不太可能的。在正常操作情況下，更可能的是入射角將非常接近90° (而非恰好90° )，并且例如由于所研究體的運(yùn)動(dòng)或持有和定位超聲探測(cè)器的人員的運(yùn)動(dòng)，還將隨時(shí)間而在特定容差內(nèi)變化。在此情況下，將相對(duì)于發(fā)射波的頻率存在反向散射波的非常低的多普勒頻移。因此，特定采樣處的多普勒頻移譜將包含由于或正或負(fù)的非常小的頻移而產(chǎn)生的方向信息，并且根據(jù)本發(fā)明的多普勒頻率信號(hào)的處理和顯示步驟幫助增強(qiáng)并顯示此類頻移，以便提取并且還指示移動(dòng)散射體(即，血管中的血流量)的方向。根據(jù)本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，可以結(jié)合允許進(jìn)一步區(qū)分發(fā)射超聲波相對(duì)于移動(dòng)散射體的運(yùn)動(dòng)方向(如血流方向)的入射角的另一步驟而提供上述方法步驟。根據(jù)這些進(jìn)一步的步驟，提供了發(fā)射和接收超聲換能器陣列，分別用于在借助激勵(lì)信號(hào)激勵(lì)時(shí)發(fā)出超聲波(發(fā)出的超聲波被發(fā)射到所研究實(shí)驗(yàn)體)以及用于檢測(cè)從所研究實(shí)驗(yàn)體反向散射的超聲波并生成相應(yīng)的接收信號(hào)，所述換能器陣列具有特定孔徑。根據(jù)本發(fā)明的方法規(guī)定使用所述發(fā)射換能器陣列的第一子陣列發(fā)射超聲波，所述第一子陣列僅由所述發(fā)射陣列的一部分超聲換能器形成、具有與所述發(fā)射陣列的孔徑不同的第一孔徑， 并生成傳播方向與完整發(fā)射換能器陣列所生成的超聲束的傳播方向不同的超聲束，限定所述子陣列發(fā)出的超聲束的傳播方向，以便至少部分地橫穿所述所研究實(shí)驗(yàn)體內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)感興趣區(qū)域；而反向散射的超聲束由接收換能器陣列的第二子陣列或由完整的換能器陣列接收。所述第二接收換能器子陣列可以不同于所述第一接收換能器子陣列。根據(jù)進(jìn)一步的改進(jìn)，所述發(fā)射和接收換能器陣列包括同一換能器陣列連同切換器，所述切換器將所述陣列的換能器交替地連接到所述換能器的激勵(lì)信號(hào)發(fā)生器以及連接到由沖擊在所述換能器上的反向散射超聲波生成的接收信號(hào)的處理器件。由于上述方法步驟，在發(fā)射期間僅使用發(fā)射電聲換能器元件中的一些元件，這些元件形成換能器子陣列，所述子陣列相對(duì)于與完整換能器陣列垂直的中心軸而偏心。所述換能器子陣列的中心軸因而相對(duì)于完整陣列的中心軸而側(cè)向偏移。當(dāng)發(fā)射時(shí)，以發(fā)射脈沖束聚焦于實(shí)驗(yàn)體的方式激勵(lì)子陣列的電聲元件。以上引入的換能器子陣列相對(duì)于探測(cè)器完整陣列的所述中心軸的偏心在朝向完整陣列的中心軸的方向上確定了對(duì)由子陣列生成的束的微小轉(zhuǎn)向(steering)。考慮其中激勵(lì)完整陣列以便生成聚焦于一個(gè)采樣容積上的發(fā)射束的情況，顯然， 由偏心的子陣列生成并聚焦于同一采樣容積的束的入射角將不同于完整陣列生成的束的入射角，并且如果完整陣列生成的束的入射角為90°，則子陣列生成的束的入射角將不同于90°，從而增強(qiáng)多普勒頻率信號(hào)?？梢越柚c發(fā)射超聲束的子陣列不同的子陣列或由完整陣列接收反向散射的超聲波以便使接收信號(hào)具有盡可能大的信號(hào)強(qiáng)度。作為上述方式的備選方案，可以通過操作接收元件而不是發(fā)射元件來同樣地 (specularly)獲得偏心度。盡管如此，這將需要使用較少數(shù)量的接收元件，并因此導(dǎo)致不容易被補(bǔ)償?shù)撵`敏度降低。相反地，通過脈沖調(diào)制(pulsing)更高電壓可以補(bǔ)償發(fā)射元件數(shù)目的任何減小。還可以通過使用第一換能器子陣列和第二換能器子陣列相對(duì)于中心線提供雙重偏心度，所述第一換能器子陣列確定第一孔徑，所述第一孔徑在完整陣列的中心的一側(cè)，至少沿生成超聲發(fā)射束的陣列的一個(gè)維度，并且所述第二換能器子陣列確定第二孔徑，所述第二孔徑在完整陣列的中心的另一側(cè)，至少沿接收反向散射超聲束的陣列的一個(gè)維度。所述第一和第二子陣列以及對(duì)應(yīng)的第一和第二孔徑至少相對(duì)于完整陣列維度之一而相對(duì)于完整換能器陣列的中心是對(duì)稱的。實(shí)際上，換能器可以是線性換能器或二維換能器。在一種情況下，清楚地定義了換能器的中心及相對(duì)于該中心的對(duì)稱性。在二維陣列的情況下，可以選擇不同的備選方案，因?yàn)閾Q能器中心是換能器沿其對(duì)齊的兩個(gè)方向的中心處的點(diǎn)并且子陣列相對(duì)于該中心的位置限定取決于沿所述兩個(gè)方向中的每個(gè)方向的位置。盡管如此，以上備選實(shí)施例除了如上所述那樣降低靈敏度以外，還導(dǎo)致觀察窗口從正交位置的過度位移，這將阻止與探測(cè)器基本平行的血管的同時(shí)成像，如上述腦血管的情況那樣。但是，在其他特定情況下，可以使用此接收模式。在本發(fā)明的一個(gè)變型實(shí)施例中，所述第一和第二子陣列以及對(duì)應(yīng)的第一和第二孔徑至少相對(duì)于完整陣列維度之一而相對(duì)于完整換能器陣列的中心是不對(duì)稱的。
考慮一維換能器陣列，在所述換能器中，用于束生成的那些換能器對(duì)于與具有由電聲換能器陣列的所有元件生成的超聲束的換能器對(duì)應(yīng)的超聲脈沖束的傳播方向是偏心的。通過在所述傳播方向上提供焦點(diǎn)，以便聚焦僅由陣列區(qū)域中布置的換能器陣列的一部分(其相對(duì)于傳播方向是偏心的)生成的超聲束，束的傳播方向?qū)⒈厝皇莻?cè)向偏移的，由此引入上述微小的轉(zhuǎn)向。當(dāng)完整探測(cè)器生成的束的入射角將為90°時(shí)，上述設(shè)置允許獲得相對(duì)于血流方向?yàn)?7°到85°的發(fā)射脈沖束入射角。在實(shí)際中，考慮包括具有1 個(gè)元件的線性陣列的相位陣列探測(cè)器，束的傳播方向是中心軸，其將相鄰電聲元件陣列分成兩半，每一半包括64個(gè)元件。在第32個(gè)或96個(gè)元件處提供包含線性電聲元件陣列的兩半之一的子陣列的中心軸，從而如果超聲發(fā)射脈沖束聚焦于沿完整陣列的所述中心軸的一個(gè)或多個(gè)點(diǎn)，則該子陣列生成的束的傳播方向?qū)⑾鄬?duì)于所述中心軸傾斜并在焦點(diǎn)處相交。因此，本發(fā)明的上述改進(jìn)結(jié)合了改進(jìn)PW多普勒數(shù)據(jù)獲取的多門處理和顯示的方法步驟，其中沿至少一個(gè)掃描線定義了多個(gè)點(diǎn)或采樣容積，所述點(diǎn)或采樣容積表示沿所述至少一個(gè)掃描線的進(jìn)入待檢查體的超聲脈沖的穿透深度增量的范圍；而反向散射的超聲束被處理以便生成每個(gè)所述點(diǎn)或采樣容積的多普勒頻率信號(hào)， 并且根據(jù)穿透深度在圖中顯示所述多普勒頻率信號(hào)。沿一個(gè)軸表示所述穿透深度增量并沿與第一軸垂直的第二軸表示多普勒頻率，以及還生成多普勒平均頻率信號(hào)，其以疊加方式在所述圖上顯示，方式為根據(jù)深度增量相對(duì)于表示所述多普勒頻率信號(hào)的像素而增強(qiáng)表示所述平均頻率值的像素的外觀，通過至少為生成的發(fā)射束提供不同陣列孔徑的步驟，使得超聲束的傳播方向相對(duì)于傳統(tǒng)驅(qū)動(dòng)陣列方式獲得的傳播方向而輕微不同。此特性結(jié)合上述披露的其他特性允許在發(fā)射超聲波的入射角垂直于散射體的移動(dòng)方向時(shí)增強(qiáng)對(duì)移動(dòng)散射體(如血流)的方向的檢測(cè)。在針對(duì)腦內(nèi)血管的多普勒成像，具體地說，針對(duì)根據(jù)本發(fā)明的同時(shí)多普勒成像設(shè)計(jì)的特定應(yīng)用中，在超聲脈沖束的第一軸上提供了 8個(gè)等距的焦點(diǎn)，其對(duì)應(yīng)于位于以下穿透深度處的相繼穿透深度增量限制25、40、55、70、85、100、115、130毫米。有利地，在本發(fā)明的方法中使用相位陣列探測(cè)器。根據(jù)一個(gè)變型實(shí)施例，本發(fā)明的方法可以包括并行獲取以及疊加或并列顯示包含已檢測(cè)到血流的血管的區(qū)域的B模式灰度圖像。從先前披露可以看到，本發(fā)明的基于多門的方法(與傳統(tǒng)CFM法相比)允許同時(shí) CFM成像，且同時(shí)具有低PRF(涉及高靈敏度，但是過度混淆，即識(shí)別血管而非其方向)和高 PRF(涉及低靈敏度，但是識(shí)別流向)，這在僅使用CFM法的情況下將是不可能的。這將同時(shí)提供與具有低PRF的CFM法所提供的靈敏度相同的靈敏度以及與具有高PRF的CFM法所提供的流向識(shí)別相同的流向識(shí)別。本發(fā)明還涉及一種用于實(shí)現(xiàn)所述用于超聲檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息，具體地說靜脈血流信息的圖像的方法的超聲成像系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括超聲探測(cè)器，其包括發(fā)射和接收電聲換能器陣列，所述換能器根據(jù)預(yù)定順序和設(shè)計(jì)設(shè)置；
發(fā)射電聲換能器元件，每個(gè)均具有其自己的單獨(dú)的線路，以便連接到用于生成和發(fā)射對(duì)應(yīng)電聲換能器元件的電激勵(lì)信號(hào)的單元；接收電聲換能器，每個(gè)均具有其自己的單獨(dú)的線路，以便連接到至少一個(gè)處理單元；至少一個(gè)單元，用于圖像數(shù)據(jù)的多門處理，以便從在不同深度增量處的采樣容積接收的多普勒信號(hào)采樣生成多普勒頻率信號(hào)，所述至少一個(gè)處理單元用于計(jì)算與所述采樣容積中的至少一些采樣容積相關(guān)的多普勒頻率信號(hào)的平均信號(hào)頻率；一部件，所述部件用于響應(yīng)于所述多普勒頻率信號(hào)而顯示沿第一軸表示所述多普勒頻率和沿第二軸表示所述范圍的深度增量的第一多普勒?qǐng)D；以及用于顯示沿所述第一軸表示所述多普勒平均頻率和沿所述第二軸表示所述范圍的深度增量的第二多普勒?qǐng)D，方式為設(shè)置定義形成所述第二多普勒?qǐng)D的顯示圖像的像素的外觀狀態(tài)的參數(shù)，使得在視覺上區(qū)分所述像素和所述第一多普勒?qǐng)D的圖像的像素。根據(jù)一種改進(jìn)，所述裝置還可以包括用于發(fā)射和接收用于解剖B模式成像的電聲脈沖束的部件；以及用于生成B模式圖像數(shù)據(jù)的接收信號(hào)處理單元，以及用于顯示B模式圖像的部件， 所述部件以與根據(jù)發(fā)射超聲脈沖束的穿透深度顯示多普勒移頻的頻譜分布的平均頻率和多普勒移頻的頻譜分布的圖像并列的方式顯示所述B模式圖像。在此情況下，所述系統(tǒng)還可以包括一部件，用于以圖形方式在所述B模式圖像上繪制線以及用于選擇所述線作為多普勒數(shù)據(jù)獲取束必須沿其聚焦的線；一部件，用于選擇在所述線的一個(gè)或多個(gè)區(qū)域處的、沿所述線的預(yù)定范圍的深度
增量；一部件，用于計(jì)算束聚焦參數(shù)以便以將所述束聚焦在所述線處的方式驅(qū)動(dòng)所述探測(cè)器的陣列的換能器，以及用于設(shè)置超聲裝置的接收信號(hào)處理單元，設(shè)置方式為提取并處理與從對(duì)應(yīng)于所述深度增量的每個(gè)所述采樣容積反向散射的超聲束相關(guān)的接收信號(hào)貢獻(xiàn)；一部件，用于跟蹤所述探測(cè)器的位置和方位、確定超聲發(fā)射束將沿其聚焦的線的方位，以及在所述B模式圖像上顯示所述線；一部件，用于當(dāng)所述超聲束在其上聚焦的線與所述B模式圖像上繪制的線重合時(shí)，觸發(fā)所述束的發(fā)射。作為進(jìn)一步的改進(jìn)，所述系統(tǒng)還具備切換部件，用于將多個(gè)選定換能器連接到用于生成和發(fā)射電激勵(lì)信號(hào)的單元，所述選定換能器的數(shù)量小于所述陣列的換能器總數(shù)，以這樣的方式選擇換能器的數(shù)量形成換能器的子陣列，所述子陣列具有與完整換能器陣列的孔徑不同的孔徑并相對(duì)于所述換能器陣列的中心而偏心；以及具有將接收換能器陣列的多個(gè)選定換能器連接到用于處理接收信號(hào)的單元的切換部件，以這樣的方式選擇換能器的數(shù)量所述換能器的數(shù)量能夠在換能器總數(shù)到小于換能器總數(shù)的數(shù)量之間變動(dòng)，以便形成換能器的子陣列，所述子陣列具有與完整換能器陣列的孔徑不同的孔徑并相對(duì)于所述換能器陣列的中心而偏心。根據(jù)進(jìn)一步的改進(jìn)，由控制部件自動(dòng)驅(qū)動(dòng)所述切換部件，所述控制部件通過根據(jù)由聲波傳播的物理定律確定的數(shù)據(jù)、在所述B模式圖像上繪制的發(fā)射束必須沿其聚焦的線的方位以及所述采樣容積的線上由所述范圍的深度增量定義的位置計(jì)算對(duì)應(yīng)孔徑，而改變發(fā)射換能器陣列和/或接收換能器陣列的選定換能器的數(shù)量。根據(jù)進(jìn)一步的改進(jìn)，還可以提供改變要選擇的發(fā)射和/或接收換能器陣列的數(shù)量和位置以便最大化檢測(cè)到的最大平均多普勒頻率值的部件。本發(fā)明的其他改進(jìn)將形成從屬權(quán)利要求的主題。


從以下對(duì)附圖中示出的幾個(gè)實(shí)施例的描述，本發(fā)明的這些和其他特性和優(yōu)點(diǎn)將更加顯而易見，這些附圖是圖1示出了顯示血液動(dòng)力信息的屏幕的一個(gè)實(shí)例，所述血液動(dòng)力信息涉及大腦深靜脈，具體地說，如本發(fā)明的方法和裝置同時(shí)檢測(cè)的大腦大靜脈、中部大腦內(nèi)靜脈以及羅森塔爾氏靜脈，其中再現(xiàn)了從與上述靜脈對(duì)應(yīng)的穿透深度范圍中的多普勒頻移的頻譜分布和所述頻譜分布的平均頻率導(dǎo)出的流速；圖2示意性地示出了具有64個(gè)元件的相位陣列超聲探測(cè)器以及根據(jù)本發(fā)明的方法的超聲脈沖束的發(fā)射；圖3是類似于圖1的示出如何聚焦接收超聲脈沖束的視圖；圖4是用于實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的方法的裝置的方塊圖。
具體實(shí)施例方式根據(jù)本發(fā)明，使用多門頻譜多普勒技術(shù)處理多普勒信號(hào)，所述技術(shù)根據(jù)特定穿透深度提供頻譜分布信息。這通過在所研究實(shí)驗(yàn)體中的超聲脈沖束的不同穿透深度增量處沿視線定義多個(gè)焦點(diǎn)來實(shí)現(xiàn)。所述焦點(diǎn)被定義為與所述深度增量對(duì)應(yīng)的容積采樣并且此定義是符合邏輯的，因?yàn)槊總€(gè)超聲束具有包含有限維度的橫截模式和軸模式。在此，多門處理所生成的多普勒頻率信號(hào)在特定帶寬內(nèi)具有特定譜頻率分布，并且根據(jù)束的穿透深度增量顯示相對(duì)于每個(gè)采樣容積或深度增量的每個(gè)多普勒頻率信號(hào)的頻譜中存在的頻率，該頻率以笛卡爾坐標(biāo)系的y軸表示，而χ軸表示多普勒移頻，即，流速 (參見圖1左側(cè)的圖像)。從圖1可見，采樣容積處的第一圖(表示多普勒頻率)由在零速度處在Y軸上居中的黑色區(qū)域分隔的兩個(gè)垂直灰色條表示。由于圖4的圖像右側(cè)上的B模式圖像中的LV 所指示的超聲束的入射角相對(duì)于血管中的流向?yàn)榇蠹s90°，所以多門處理后的圖像數(shù)據(jù)相對(duì)于在零速度值處穿過χ軸的y軸是對(duì)稱的?？梢缘玫降奈ㄒ恍畔⑹怯嘘P(guān)與不同血管一致的深度增量或采樣容積的信息。這通過特定深度增量水平處的像素的較高亮度示出。所以在束的入射角相對(duì)于流向?yàn)?0°或接近90°的特殊情況下，傳統(tǒng)多門多普勒處理和顯示只能給出沿血流的超聲發(fā)射束的傳播方向的位置信息。根據(jù)本發(fā)明的方法，為了還提取關(guān)于血液流向的信息，將處理多普勒頻率信號(hào)以便至少針對(duì)超聲脈沖束的特定穿透深度處的采樣容積確定平均頻率值。特別地，所述穿透深度是這樣的速度在該深度處，多普勒?qǐng)D中的像素的亮度揭示了流量的存在。由于超聲束相對(duì)于血液通量的方向的入射角恰好為90°是不太可能的，所以多普勒頻率信號(hào)必須包含與所述通量方向相關(guān)的、但是非常小并且無法被傳統(tǒng)的處理和顯示所述信號(hào)的方式所揭示的信號(hào)貢獻(xiàn)(contribution)。本發(fā)明的方法已表明所述平均多普勒頻率信號(hào)增強(qiáng)了通量方向的指示，因?yàn)槎嗥绽疹l率信號(hào)的關(guān)于零多普勒頻率對(duì)稱的頻譜分量將相互抵消。在此清楚的是，說明書和權(quán)利要求書中的術(shù)語“多普勒頻率”指與多普勒相移或速度等價(jià)的多普勒頻移。實(shí)際上，通過確定與圖1的右手部分中的血通量位置重合的采樣容積或深度增量相關(guān)的多普勒頻率信號(hào)的平均多普勒頻率，以及通過使用同一坐標(biāo)系統(tǒng)在表示每個(gè)多普勒頻率信號(hào)的頻譜分量的多普勒頻率圖上以疊加方式將所述值顯示為像素軌跡，多普勒頻率分布(即，每個(gè)血管內(nèi)的血流速度分布)僅在穿過零頻率或零速度值的線的一側(cè)顯示為像素軌跡，因而指示了血管腔內(nèi)的流量方向以及還指示了流的速度分布。 此圖像由M所指示的弧線表示。如所示出的，多門技術(shù)與計(jì)算所檢查血流導(dǎo)致的多普勒移位頻譜分布的平均頻率的組合可以克服以上簡(jiǎn)要描述的現(xiàn)有技術(shù)的限制，即，稱為彩色血流圖的多普勒成像技術(shù)的限制，該限制源于在設(shè)置脈沖重復(fù)頻率(PRF)中實(shí)現(xiàn)足夠信號(hào)靈敏度以及檢測(cè)流向的對(duì)立要求。圖1涉及大腦深靜脈(具體地說，大腦大靜脈、中部大腦內(nèi)靜脈以及羅森塔爾氏靜脈)的多普勒成像。這些靜脈的超聲多普勒成像尤其可指示本發(fā)明旨在解決的問題，因?yàn)轱B內(nèi)超聲成像受顱內(nèi)存在的非常少的超聲束穿透窗口的限制。使用這些窗口，上述血管相對(duì)于視線位于其中流實(shí)際上垂直于聲前端的穿透方向并因而垂直于超聲脈沖束的軸的位置(如果使用傳統(tǒng)技術(shù))。在圖1的左側(cè)，其中y軸表示穿透深度并且χ軸表示多普勒移頻(即，血流速度) 的圖顯示了沿視線LV(超聲脈沖束的焦點(diǎn)2位于其上)的在不同穿透深度增量處確定的頻譜分布。由具有變化亮度的區(qū)域給出頻譜分布?？梢杂^察到，所述頻譜分布清晰地突出顯示了更稠密和更亮的區(qū)域，這些區(qū)域?qū)?yīng)于三種血管，即大腦大靜脈、中部大腦內(nèi)靜脈以及羅森塔爾氏靜脈，它們基本上彼此平行并垂直于可能的視線(考慮到顱內(nèi)存在的針對(duì)通過超聲脈沖設(shè)計(jì)的窗口的較小尺寸)。作為深度增量的函數(shù)的平均多普勒速度或頻率的圖M顯示了較深深度處的兩個(gè)血管的流被定向?yàn)橥环较?，而第三血?即，較深度處的血管)的流被導(dǎo)向與其他兩個(gè)血管的流向相反的方向。根據(jù)圖1中示出的進(jìn)一步改進(jìn)，與多普勒成像并行地執(zhí)行解剖B模式成像，并與頻譜分布和多普勒移位平均值之一相鄰地顯示B模式圖像。這在圖1的圖像的右側(cè)示出。B 模式圖像典型地是灰度圖像。此外，可能在其上顯示同樣與其他圖像并行地獲得的彩色血流圖多普勒?qǐng)D像。B模式圖像顯示了血管以及視線LV和可能在其上設(shè)置的聚焦范圍2。為了實(shí)現(xiàn)最小化的處理負(fù)擔(dān)和實(shí)時(shí)成像，可以沿視線重置特定的有限數(shù)量的焦點(diǎn)，以便在其中還可設(shè)置最大和最小端值的穿透深度增量或采樣容積內(nèi)定義預(yù)定數(shù)量的范圍門?？梢愿鶕?jù)解剖條件和相關(guān)要求設(shè)置沿視線的焦點(diǎn)數(shù)和穿透深度范圍(即，所述范圍的最小和最大端值)。通常并且尤其是對(duì)于大腦深靜脈的顱內(nèi)多普勒成像，選擇8個(gè)焦點(diǎn)以限定從25到 130毫米的深度范圍，所述焦點(diǎn)位于為25、40、55、70、85、100、115以及130毫米的深度處。
在接收期間，焦點(diǎn)數(shù)為傳統(tǒng)的32個(gè)焦點(diǎn)，它們被動(dòng)態(tài)地聚焦。本發(fā)明的方法包括額外的改進(jìn)步驟，所述步驟協(xié)助通過生成并顯示平均頻率信號(hào) (艮P，在圖ι的圖像中的對(duì)應(yīng)血管內(nèi)的血液流向)獲得的增強(qiáng)。關(guān)于所述圖像，根據(jù)本發(fā)明的第一改進(jìn)，與顯示不同深度增量處的每個(gè)多普勒頻率信號(hào)的頻譜的頻率分量相關(guān)的第一圖的圖像亮度相對(duì)于常用值而言減弱?？梢杂捎脩粢宰远x方式和/或根據(jù)預(yù)定固定級(jí)別來選擇此類減弱。進(jìn)一步的特性包括大量濾出每個(gè)多普勒頻率信號(hào)的頻譜的低頻分量，由此從中獲得的平均值就流向信息而言更加顯著。根據(jù)再一改進(jìn)，可以遞增與根據(jù)深度增量表示平均多普勒頻率的圖相關(guān)的圖像 (像素軌跡M)的亮度和/或顏色，以便相對(duì)于被疊加的圖像而突出顯示。可以通過確定表示平均頻率值的像素周圍的像素的亮度以自動(dòng)方式執(zhí)行此增強(qiáng)。此外，為了更清晰地指示流向，可以重新改變平均頻率值的標(biāo)度?？梢葬槍?duì)X軸定義新的標(biāo)度，其允許放大像素的軌跡，使得軌跡在X方向上范圍更寬。備選地或相結(jié)合地， 可以保持標(biāo)度不變，而將平均頻率值乘以增強(qiáng)因數(shù)。關(guān)于顯示圖像的進(jìn)一步設(shè)置包括提供頻譜平均圖像的不對(duì)稱的持續(xù)時(shí)間 (persistence)。這對(duì)于在吸氣期間發(fā)生的血液流動(dòng)并且尤其是對(duì)于靜脈血流是恰當(dāng)?shù)?。在吸氣時(shí)，多普勒頻率信號(hào)及其表示處于最大值，而強(qiáng)度隨時(shí)間減小，在呼氣期間基本消失， 并且在下一吸氣階段再次達(dá)到最大值。此生理狀況將涉及頻譜平均繪圖在所顯示的圖像中逐步減小。為了防止此類波動(dòng)，至少平均頻率信號(hào)而且還有多普勒頻率信號(hào)在每個(gè)完整吸氣和呼氣循環(huán)內(nèi)顯示和保持在最大級(jí)別，并被與在隨后的新吸氣期間接收的反向散射束相關(guān)的新多普勒頻率信號(hào)和對(duì)應(yīng)平均頻率信號(hào)的顯示所替換。因此，信號(hào)持續(xù)時(shí)間關(guān)于吸氣和呼氣循環(huán)是不對(duì)稱的。所述特征可應(yīng)用于速度在最大值與最小值之間隨時(shí)間周期變化的每一種移動(dòng)散射體。在此情況下，所顯示的信號(hào)與在速度是最大值階段中確定的信號(hào)相關(guān)，并且在循環(huán)的整個(gè)后續(xù)階段保持所述圖像，直到下一階段散射體速度再次處于其最大值為止，然后生成并顯示新的信號(hào)以替換先前的信號(hào)。對(duì)于本披露，就解剖超聲成像(具體地說，使用B模式)而言以及就多普勒和彩色多普勒超聲成像(即，頻譜多普勒成像和諸如彩色血流圖的多普勒彩色血流成像)而言，超聲成像被認(rèn)為是本領(lǐng)域技術(shù)人員的基礎(chǔ)知識(shí)的一部分。除了上述文檔以外，B模式和多普勒超聲成像早已通過多種不同變型而廣為人知。 已出版了多普勒成像技術(shù)概述并可從http://echoincontext.mc. duke. edu/doppler04. Pdf (其是杜克大學(xué)的教育網(wǎng)站的一部分)下載。此概述的作者也是《Doppler color flow imaging》一書(JA Kisslo，DB Adams,RN Belkin, 1988,Churchill Livingstone)的作者。為了簡(jiǎn)潔、清晰和簡(jiǎn)要，以下將對(duì)本發(fā)明的方法布置進(jìn)行特殊引用，它們超越了常用現(xiàn)有技術(shù)方法和裝置的技術(shù)基礎(chǔ)。關(guān)于血流檢測(cè)技術(shù)，如以上指出的，稱為多門的技術(shù)已為人所知近十年。在以下文檔中描述了此技術(shù)的理論基礎(chǔ)P. Tortoli, F. Guidi, G. Guidi, C. Atzeni, Spectral velocity profiles for detailed ultrasound flow analysis, IEEE Trans, on Ultrasonics，F(xiàn)erroelectrics &Frequency Control, vol. 34, η. 4, pp.654-659, July 1996.An FFT-Based Flow Profiler for High-Resolution In Vivo Investigation, Piero Tortoli 等人，Ultrasound in Med. & Biol. Vol. 23, No. 6pp. 899-910,1997.Detection of vascular hemodynamics through a high-speed velocity profiler, Piero Tortoli 等人，European Journal of Ultrasound 9 (199) 231—244 ；以及W001/71376，其提出了顯示流速度信息的特定方法。從以下對(duì)圖2和3的描述將更加顯而易見的，通過在超聲信號(hào)的發(fā)射和/或接收階段應(yīng)用改進(jìn)，可增強(qiáng)借助上述方法獲得的效果。根據(jù)這些改進(jìn)，還提供了進(jìn)一步的步驟，其中提供了發(fā)射和接收超聲換能器陣列， 分別用于在借助激勵(lì)信號(hào)激勵(lì)時(shí)發(fā)出超聲波(發(fā)出的超聲波被發(fā)射到所研究實(shí)驗(yàn)體)以及用于檢測(cè)從所研究實(shí)驗(yàn)體反向散射的超聲波并生成相應(yīng)的接收信號(hào)，所述換能器陣列具有特定孔徑。根據(jù)本發(fā)明的方法規(guī)定使用所述發(fā)射環(huán)能器陣列的第一子陣列發(fā)射超聲波，所述子陣列僅由所述發(fā)射陣列的一部分超聲換能器形成、具有與所述發(fā)射陣列的孔徑不同的第一孔徑，并生成傳播方向與完整發(fā)射換能器陣列所生成的超聲束的傳播方向不同的超聲束，限定所述子陣列發(fā)出的超聲束的傳播方向，以便至少部分地橫穿所述所研究實(shí)驗(yàn)體內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)感興趣區(qū)域，而反向散射的超聲束由接收換能器陣列的第二子陣列或由完整的換能器陣列接收。所述第二接收換能器子陣列可以不同于所述第一接收換能器子陣列。所述發(fā)射和接收換能器陣列可包括同一換能器陣列連同切換器，所述切換器將所述陣列的換能器交替地連接到所述換能器的激勵(lì)信號(hào)發(fā)生器以及連接到由沖擊在所述換能器上的反向散射超聲波生成的接收信號(hào)的處理器件。由于上述方法步驟，在發(fā)射期間僅使用發(fā)射電聲換能器元件中的一些元件，這些元件形成換能器子陣列，所述子陣列相對(duì)于與完整換能器陣列垂直的中心軸而偏心。所述換能器子陣列的中心軸因而相對(duì)于完整陣列的中心軸而側(cè)向偏移。當(dāng)發(fā)射時(shí)，以發(fā)射脈沖束聚焦于實(shí)驗(yàn)體的方式激勵(lì)子陣列的電聲元件。以上引入的換能器子陣列相對(duì)于探測(cè)器完整陣列的所述中心軸的偏心在朝向完整陣列的中心軸的方向上確定了對(duì)由子陣列生成的束的微小轉(zhuǎn)向(steering)?？紤]其中激勵(lì)完整陣列以便生成聚焦于一采樣容積上的發(fā)射束的情況，顯然，由偏心的子陣列生成并聚焦于同一采樣容積的束的入射角將不同于整個(gè)陣列生成的束的入射角，并且如果整個(gè)陣列生成的束的入射角為90°，則子陣列生成的束的入射角將不同于 90°，從而增強(qiáng)多普勒頻率信號(hào)?？梢越柚c發(fā)射超聲束的子陣列不同的子陣列或由完整陣列接收反向散射的超聲波以便使接收信號(hào)具有盡可能大的信號(hào)強(qiáng)度。然后，以圖2和3中示出的線性陣列的簡(jiǎn)化特殊實(shí)例說明以上通用原理。本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠?qū)⒃搶?shí)例的教導(dǎo)擴(kuò)展到上述通用情況。圖2示出了電聲換能器元件的陣列1，其包括單獨(dú)的電聲換能器元件101。在所示實(shí)施例中，提供了 64個(gè)換能器元件，第一元件由標(biāo)號(hào)101(1)表示，最后一個(gè)元件由標(biāo)號(hào) 101(64)表示。探測(cè)器優(yōu)選為相位陣列型，如haote S. P. A制造的探測(cè)器PA240。每個(gè)發(fā)射換能器元件具有獨(dú)立的線，以便饋送從以下描述的激勵(lì)部分提供給線的電激勵(lì)脈沖?？紤]在此實(shí)例中與換能器元件101(1)至101(64)的陣列1的中心軸重合的視線 LV，所述中心軸將陣列1分成兩半，每一半36個(gè)換能器元件，分別從101(1)至101 (36)以及從101 (37)至101 (64)，此視線LV垂直于被所述視線橫截的兩個(gè)血管Vl和V2中的血流方向Fl和F2。因此，通過在沿所述視線LV排列的聚焦點(diǎn)2所限定的深度處將整個(gè)換能器元件陣列1生成的發(fā)射超聲脈沖束連續(xù)聚焦于所述視線LV，將不能從多普勒頻移數(shù)據(jù)檢索到流向信息。如圖1中所示，視線LV與血管Vl和V2中的血流Fl和F2形成為90°的角度 LV。束聚焦的示意和簡(jiǎn)化表示將與圖2所示的束聚焦類似，其是接收期間聚焦的簡(jiǎn)化和示意實(shí)例。為了引入不是90°的發(fā)射超聲脈沖束入射角，根據(jù)本發(fā)明，僅使用64個(gè)電聲換能器元件101中的一些換能器元件，這些元件形成呈直接并列關(guān)系的發(fā)射電聲元件的子陣列，并且所述子陣列的發(fā)射表面相對(duì)于整體電聲換能器陣列1(即，整體發(fā)射表面)的中心軸偏心。在所示實(shí)施例中，所述電聲換能器元件的子陣列包括在中心軸LV的兩側(cè)之一上的、陣列1的兩個(gè)一半之一的電聲換能器元件。具體參考圖1，所述子陣列包括由標(biāo)號(hào) 101(37)至101 (64)表示的電聲換能器元件37至63。在此情況下，發(fā)射脈沖束的軸被定義為始于所述子陣列的電聲換能器元件的發(fā)射表面的中心點(diǎn)的軸，且所述子陣列的中心軸AC(示為虛線，在圖1中標(biāo)為1’ )經(jīng)過該點(diǎn)。將理解，假設(shè)視線LV及其上的焦點(diǎn)2，僅由子陣列1’的電聲換能器元件發(fā)射的發(fā)射超聲脈沖束的聚焦導(dǎo)致聲學(xué)前端的傳播方向(即，連續(xù)聚焦于視線LV上的焦點(diǎn)2的每個(gè)發(fā)射超聲脈沖束的軸AF)與血流方向Fl和F2形成不同于90°的角度 LV，并且在此情況下，當(dāng)視線LV垂直于血流方向Fl和F2時(shí)，角度θ LV小于90°。在接收期間，如圖3所示，使用整個(gè)陣列1并且以這樣的方式激勵(lì)接收電聲換能器元件將接收超聲脈沖束聚焦于與視線LV重合(在此，與垂直于整個(gè)陣列1的發(fā)射表面的中心軸重合)的軸。備選地，也可以使用孔徑不同于發(fā)射期間使用的子陣列的孔徑或不同于整個(gè)陣列的孔徑的子陣列來接收反向散射的超聲束。借助此布置，引入了對(duì)發(fā)射脈沖束的微小轉(zhuǎn)向，并導(dǎo)致隨待檢查的血流方向變化的多普勒信息的進(jìn)一步極化。轉(zhuǎn)向角(steeringangle)相對(duì)較小，在 83 至 87° 或(180-83) ° 至(180-87) ° 的量級(jí)，由此發(fā)生輕微多普勒頻移，使用諸如彩色血流圖或頻譜多普勒技術(shù)(如多門)的現(xiàn)有技術(shù)將難以提取流向信息。在確定一個(gè)點(diǎn)處的平均頻率值的彩色血流圖技術(shù)的情況下，為了達(dá)到足夠的信號(hào)靈敏度，脈沖重復(fù)頻率(PRF)應(yīng)保持在較低值，而檢索并顯示上述轉(zhuǎn)向引入的流向信息將需要較高的脈沖重復(fù)頻率(PRF)，其將導(dǎo)致過度的靈敏度降低以及因此導(dǎo)致信號(hào)丟失。在諸如稱為多門的頻譜多普勒成像技術(shù)的情況下，上述轉(zhuǎn)向無法用于使頻譜分布相對(duì)于零軸(即，相對(duì)于零移位或零流速)不對(duì)稱。相反，使用發(fā)射和/或反向散射束的所述轉(zhuǎn)向方法結(jié)合根據(jù)本發(fā)明的方法，在發(fā)射束的入射角相對(duì)于運(yùn)動(dòng)方向非常接近90°時(shí)，從多普勒頻率信號(hào)提取平均多普勒頻率并通過增強(qiáng)圖像外觀而沿發(fā)射束的穿透深度根據(jù)對(duì)應(yīng)采樣容積表示所述平均多普勒頻率提供了對(duì)所述運(yùn)動(dòng)方向的改進(jìn)的和清晰的指示。圖3示意性地示出了適于實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的方法的超聲成像系統(tǒng)。此外，在此情況中，功能部件提供了本身公知并廣泛使用的特征和構(gòu)造。超聲探測(cè)器包括電聲換能器元件陣列1。所述探測(cè)器優(yōu)選地是相位陣列型，并且換能器均單獨(dú)從其他位置并經(jīng)由切換器12交替連接到發(fā)射束成形器16和接收束成形器13。 發(fā)射束成形器16從脈沖發(fā)生器17接收陣列1的電聲換能器元件的電激勵(lì)脈沖。根據(jù)特定模式將脈沖饋送到各個(gè)換能器，即，針對(duì)每個(gè)電聲換能器元件設(shè)置激勵(lì)延遲，從而沿預(yù)定視線或相繼地沿多個(gè)相鄰視線聚焦脈沖束以便覆蓋一個(gè)二維區(qū)域。選擇取決于期望的成像模式。在此情況中，還根據(jù)當(dāng)前超聲成像裝置中廣泛使用的公知方法以預(yù)定頻率重復(fù)激勵(lì)脈沖。在圖3中，以區(qū)別方式指示兩個(gè)部件18和19，以便表明用于多普勒成像的電聲換能器元件的形成和激勵(lì)不同于傳統(tǒng)上使用的那些方法，尤其不同于為生成解剖或B模式圖形而使用的那些方法。具體地說，此類激勵(lì)方法是先前參考圖1描述的那些方法?？梢砸杂脩糇远x的方式手動(dòng)選擇一個(gè)或多個(gè)視線以及發(fā)射超聲脈沖束在所述視線上的焦點(diǎn)。否貝U，用戶可以在不同固定設(shè)置組合(其被存儲(chǔ)以供選擇)中進(jìn)行選擇，或者所述裝置在設(shè)置了多普勒成像特征時(shí)自動(dòng)設(shè)置所述參數(shù)。上述內(nèi)容由部件20體現(xiàn)，部件20可以是用于用戶的數(shù)據(jù)輸入接口，或是自動(dòng)提供設(shè)置視線和焦點(diǎn)的參數(shù)的存儲(chǔ)器。在接收期間，束成形器13還由提供上述聚焦數(shù)據(jù)的部件控制。具體地說，如兩個(gè)部件14和15所示，對(duì)于根據(jù)本發(fā)明的方法的多普勒成像以及對(duì)于并行B模式成像，用于聚焦接收脈沖束的方法可以是不同的。以公知方式處理接收束成形器發(fā)出的接收信號(hào)以獲得期望的圖像。檢索圖像數(shù)據(jù)并將其轉(zhuǎn)換成在屏幕27上顯示的圖像的處理本身是公知的并且在此將不進(jìn)一步詳細(xì)說明，因?yàn)榇祟愄幚淼闹R(shí)是本領(lǐng)域技術(shù)人員的專門知識(shí)的一部分。由標(biāo)號(hào)21表示的多門多普勒處理器處理接收信號(hào)，所述處理器從各種穿透深度處的多普勒移位檢索頻譜分布信息。如功能單元M所示，生成圖像數(shù)據(jù)以便顯示所述頻譜分布，如圖3和圖4中所示，而標(biāo)號(hào)25表示用于從至少一些穿透深度范圍(并且具體地說， 與從頻譜分布檢測(cè)到的流重合的那些范圍)的頻譜多普勒移位分布確定平均頻率的部件。 圖像處理部件沈?qū)⑺龇植嫉念l譜分布數(shù)據(jù)和頻譜平均數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成待顯示的圖像。除了部件對(duì)和25，關(guān)于所述圖像，部件沈還執(zhí)行以上提供和列出的一個(gè)或多個(gè)處理步驟并尤其執(zhí)行以下步驟與標(biāo)準(zhǔn)顯示相比減弱所述頻譜分布的顯示，以增強(qiáng)重疊平均值(overlapped average)；大量濾出頻譜的低頻分量以提取更顯著的平均值；就范圍而言增強(qiáng)平均分量以給出清晰的方向信息；引入增強(qiáng)流到達(dá)(通常在強(qiáng)制吸氣期間)的非對(duì)稱持續(xù)時(shí)間并在持續(xù)時(shí)間減小時(shí) “保持”持續(xù)時(shí)間?？梢蕴峁〣模式圖像處理器23并可允許通過圖像處理部件沈與多門多普勒?qǐng)D像相鄰地顯示B模式圖像。在可能情況下，如由虛線22標(biāo)示外形的框所示，可以提供用于生成彩色血流圖(CFM)圖像(其可顯示于所述B模式圖像之上)的圖像處理單元。用于輸入焦點(diǎn)參數(shù)的視線的部件20可以具備圖形用戶接口，該圖形用戶接口允許在B模式圖像上繪制視線以及沿視線的各個(gè)焦點(diǎn)的圖形。顯示圖形輸入數(shù)據(jù)并通過聚焦控制部件19將其轉(zhuǎn)換成要饋送到發(fā)射束成形器16的參數(shù)。根據(jù)進(jìn)一步的改進(jìn)，圖3的系統(tǒng)還具備圖形用戶接口以及諸如鼠標(biāo)等的部件，以便在B模式圖像上繪制視線LV。此外，所述系統(tǒng)可具備用于在線LV上以圖形方式繪制若干深度增量(如圖1的標(biāo)號(hào)2指示的增量)的部件。圖像處理器沈確定幾何參數(shù)，如相對(duì)于繪制線和深度增量的B模式圖像的方向和位置?？梢栽诔曄到y(tǒng)的與發(fā)射束成形器16和多門處理器21相關(guān)的對(duì)應(yīng)設(shè)置中由掃描線和范圍門輸入數(shù)據(jù)單元20轉(zhuǎn)換這些數(shù)據(jù)。此外，取決于視線LV的方向以及所述線上的選定深度增量的位置，所述系統(tǒng)可自動(dòng)確定必須激活換能器陣列1的單個(gè)換能器中的哪個(gè)換能器作為發(fā)射和/或接收換能器子陣列的元件，以便增強(qiáng)多普勒信號(hào)采樣中的流向信息的極化。如果確定方向信息的極化的減小，則可以在掃描操作期間自動(dòng)改變以上確定的設(shè)置和用于形成具有不同孔徑的發(fā)射和/或接收子陣列的選定換能器。這可以通過監(jiān)視跨血管腔的最大平均頻率或跨血管腔的平均頻率分布的平均值來評(píng)估。作為進(jìn)一步的改進(jìn)，根據(jù)圖3的系統(tǒng)可具備用于跟蹤承載換能器陣列的探測(cè)器的位置和方向的部件。這意味著可以跟蹤換能器陣列的位置和方向以及由所述陣列生成的束的位置和方向。因此，所述系統(tǒng)允許通過圖形用戶接口跟蹤最佳希望視線以及還跟蹤用戶是否以正確方式保持探測(cè)器以便沿選定視線定向發(fā)射束?？梢栽贐模式圖像上顯示由探測(cè)器生成的視線，以便以沿選定視線定向生成的超聲束的方式幫助用戶移動(dòng)探測(cè)器以及因此移動(dòng)換能器陣列。當(dāng)兩條線重合時(shí)，圖像處理器可以被設(shè)計(jì)為生成啟動(dòng)成像處理的觸發(fā)輸出信號(hào)，以便發(fā)射和接收超聲信號(hào)以及顯示多普勒速度信息。
權(quán)利要求
1.一種在超聲系統(tǒng)中獲取和顯示來自所研究實(shí)驗(yàn)體的多普勒數(shù)據(jù)的方法，所述方法包括以下步驟a)將超聲波發(fā)射到所研究實(shí)驗(yàn)體中；b)響應(yīng)于從所述所研究實(shí)驗(yàn)體反向散射的超聲波而生成反向散射信號(hào)；c)響應(yīng)于所述反向散射信號(hào)而生成表示所述實(shí)驗(yàn)體內(nèi)的預(yù)定范圍的深度增量的多個(gè)多普勒信號(hào)采樣；d)響應(yīng)于所述多普勒信號(hào)采樣而生成表示所述預(yù)定范圍的深度增量的多個(gè)多普勒頻率信號(hào)；e)響應(yīng)于所述多普勒頻率信號(hào)而顯示沿第一軸表示所述多普勒頻率和沿第二軸表示所述范圍的深度增量的第一多普勒?qǐng)D；f)根據(jù)所述多普勒頻率信號(hào)在所述范圍的深度增量的每個(gè)增量處生成多普勒平均頻率信號(hào)；g)顯示沿所述第一軸表示所述多普勒平均頻率和沿所述第二軸表示所述范圍的深度增量的第二多普勒?qǐng)D，其方式為設(shè)置定義形成所述第二多普勒?qǐng)D的顯示圖像的像素的外觀狀態(tài)的參數(shù)，使得在視覺上區(qū)分所述像素和所述第一多普勒?qǐng)D的圖像的像素；h)以特定重復(fù)頻率重復(fù)以上步驟序列；i)設(shè)置形成所述第二多普勒?qǐng)D的圖像的像素的外觀狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間，方式為在預(yù)定時(shí)段內(nèi)和/或直到根據(jù)在至少一個(gè)所述重復(fù)步驟h)期間獲取的多普勒信號(hào)采樣生成具有更大絕對(duì)平均頻率值的新的多普勒信號(hào)為止，所述像素保持其外觀狀態(tài)，而與所述多普勒頻率信號(hào)的任何衰減或終止無關(guān)；j)通過設(shè)置形成所述第二多普勒?qǐng)D的顯示圖像的像素的外觀狀態(tài)，使用所述多普勒平均頻率信號(hào)的新的值升級(jí)所述圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中還提供了以下步驟在生成所述多普勒平均頻率信號(hào)之前，濾出所述多普勒頻率信號(hào)的低頻分量。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2的方法，其中步驟g)包括增強(qiáng)形成所述第二多普勒?qǐng)D的圖像的像素的亮度。
4.根據(jù)權(quán)利要求3的方法，其中還提供了以下步驟降低形成所述第一多普勒?qǐng)D的圖像的像素的亮度。
5.根據(jù)上述權(quán)利要求中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求的方法，還包括以下步驟沿表示所述多普勒平均頻率信號(hào)的多普勒平均頻率值的第一軸改變頻率標(biāo)度。
6.根據(jù)權(quán)利要求5的方法，其中增大所述標(biāo)度以便沿所述第一軸相對(duì)于所述第一圖的尺寸而增大所述第二圖的圖像的尺寸。
7.根據(jù)上述權(quán)利要求中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求的方法，其中所述所研究實(shí)驗(yàn)體至少包括血管，并且所述血管中的血流量具有在最大速度與接近零或相反方向的速度之間隨時(shí)間變化的流量速度；設(shè)置所述預(yù)定范圍的深度增量以便覆蓋至少一個(gè)血管的整個(gè)橫截面；所述多普勒頻率信號(hào)和所述多普勒平均頻率信號(hào)表示血流量在所述深度增量處的血管中的速度；保持形成所述第二多普勒?qǐng)D的圖像的像素的外觀狀態(tài)的持續(xù)時(shí)間，直到根據(jù)在至少一個(gè)所述重復(fù)步驟h)期間獲取的多普勒信號(hào)采樣生成具有與更大絕對(duì)值的血流量速度一致的更大絕對(duì)平均頻率值的新的多普勒信號(hào)為止。
8.根據(jù)上述權(quán)利要求中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求的方法，其中從所述實(shí)驗(yàn)體中產(chǎn)生所述多普勒信號(hào)采樣的第一感興趣區(qū)域和從所述實(shí)驗(yàn)體中的至少第二或更多其他感興趣區(qū)域接收所述反向散射信號(hào)。
9.根據(jù)上述權(quán)利要求中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求的方法，其中所發(fā)射的超聲波包括針對(duì)多普勒數(shù)據(jù)獲取優(yōu)化的沿橫穿至少兩個(gè)或更多所述感興趣區(qū)域的方向引導(dǎo)的超聲束。
10.根據(jù)權(quán)利要求8或9的方法，其中所述感興趣區(qū)域是響應(yīng)于表示預(yù)定范圍的深度增量的所述反向散射信號(hào)而生成多個(gè)多普勒信號(hào)采樣的不同血管，所述增量中的每個(gè)增量至少部分地橫穿所述血管之一。
11.根據(jù)上述權(quán)利要求中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求的方法，其中還提供了以下步驟在超聲系統(tǒng)中獲取和顯示來自所述所研究實(shí)驗(yàn)體的B模式數(shù)據(jù)，所述超聲系統(tǒng)包括以下步驟生成包含所述所研究實(shí)驗(yàn)體的感興趣區(qū)域的B模式數(shù)據(jù)；顯示B模式圖像并以在所述B模式圖像上疊加的方式顯示掃描線和對(duì)應(yīng)感興趣區(qū)域上的深度增量的范圍，其中多普勒束沿所述掃描線聚焦。
12.根據(jù)上述權(quán)利要求中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求的方法，其中提供了發(fā)射和接收超聲換能器陣列，所述陣列具有特定孔徑，使用所述換能器陣列的第一子陣列發(fā)射超聲波，所述第一子陣列僅由所述陣列的一部分超聲換能器形成、具有與所述換能器陣列的孔徑不同的第一孔徑，并生成傳播方向與完整換能器陣列所生成的超聲束的傳播方向不同的超聲束， 限定所述子陣列發(fā)出的超聲束的傳播方向，以便至少部分地橫穿所述所研究實(shí)驗(yàn)體內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)感興趣區(qū)域；而反向散射的超聲束由接收換能器陣列的第二子陣列或由完整的接收器陣列接收。
13.根據(jù)權(quán)利要求12的方法，其中所述第二子陣列不同于所述第一子陣列。
14.根據(jù)權(quán)利要求13的方法，其中所述發(fā)射和接收換能器陣列包括同一換能器陣列連同切換器，所述切換器將所述陣列的換能器交替地連接到所述換能器的激勵(lì)信號(hào)發(fā)生器以及連接到由沖擊在所述換能器上的反向散射超聲波生成的接收信號(hào)的處理器件。
15.一種執(zhí)行如權(quán)利要求1至14中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求所述的用于超聲檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息，具體地說形成靜脈血流信息的圖像的方法的裝置，所述裝置包括超聲探測(cè)器，其包括發(fā)射和接收電聲換能器陣列，所述換能器根據(jù)預(yù)定順序和設(shè)計(jì)設(shè)置；發(fā)射電聲換能器元件，每個(gè)均具有其自己的單獨(dú)的線路，以便連接到用于生成和發(fā)射對(duì)應(yīng)電聲換能器元件的電激勵(lì)信號(hào)的單元；接收電聲換能器，每個(gè)均具有其自己的單獨(dú)的線路，以便連接到至少一個(gè)處理單元；至少一個(gè)單元，用于圖像數(shù)據(jù)的多門處理，以便從在不同深度增量處的采樣容積接收的多普勒信號(hào)采樣生成多普勒頻率信號(hào)，所述至少一個(gè)處理單元用于計(jì)算與所述采樣容積中的至少一些采樣容積相關(guān)的多普勒頻率信號(hào)的平均信號(hào)頻率；一部件，所述部件用于響應(yīng)于所述多普勒頻率信號(hào)而顯示沿第一軸表示所述多普勒頻率和沿第二軸表示所述范圍的深度增量的第一多普勒?qǐng)D；以及用于顯示沿所述第一軸表示所述多普勒平均頻率和沿所述第二軸表示所述范圍的深度增量的第二多普勒?qǐng)D，方式為設(shè)置定義形成所述第二多普勒?qǐng)D的顯示圖像的像素的外觀狀態(tài)的參數(shù)，使得在視覺上區(qū)分所述像素和所述第一多普勒?qǐng)D的圖像的像素。
16.根據(jù)權(quán)利要求15的裝置，其特征在于，還包括 根據(jù)一種改進(jìn)，所述裝置還包括用于發(fā)射和接收用于解剖B模式成像的電聲脈沖束的部件；以及用于生成B模式圖像數(shù)據(jù)的接收信號(hào)處理單元，以及用于顯示B模式圖像的部件，所述部件以與根據(jù)發(fā)射超聲脈沖束的穿透深度顯示多普勒移頻的頻譜分布的平均頻率和多普勒移頻的頻譜分布的圖像并列的方式顯示所述B模式圖像。
17.根據(jù)權(quán)利要求15或16的裝置，其特征在于，包括一部件，用于以圖形方式在所述B模式圖像上繪制線以及用于選擇所述線作為多普勒數(shù)據(jù)獲取束必須沿其聚焦的線；一部件，用于選擇在所述線的一個(gè)或多個(gè)區(qū)域處的、沿所述線的預(yù)定范圍的深度增量；一部件，用于計(jì)算束聚焦參數(shù)以便以將所述束聚焦在所述線處的方式驅(qū)動(dòng)所述探測(cè)器的陣列的換能器，以及用于設(shè)置超聲裝置的接收信號(hào)處理單元，設(shè)置方式為提取并處理與從對(duì)應(yīng)于所述深度增量的每個(gè)所述采樣容積反向散射的超聲束相關(guān)的接收信號(hào)貢獻(xiàn)；一部件，用于跟蹤所述探測(cè)器的位置和方位、確定超聲發(fā)射束將沿其聚焦的線的方位， 以及在所述B模式圖像上顯示所述線；一部件，用于當(dāng)所述超聲束在其上聚焦的線與所述B模式圖像上繪制的線重合時(shí)，觸發(fā)所述束的發(fā)射。
18.根據(jù)權(quán)利要求17的裝置，其特征在于，還具備切換部件，用于將多個(gè)選定換能器連接到用于生成和發(fā)射電激勵(lì)信號(hào)的單元，所述選定換能器的數(shù)量小于所述陣列的換能器總數(shù)，以這樣的方式選擇換能器的數(shù)量形成換能器的子陣列，所述子陣列具有與完整換能器陣列的孔徑不同的孔徑并相對(duì)于所述換能器陣列的中心而偏心；以及具有將接收換能器陣列的多個(gè)選定換能器連接到用于處理接收信號(hào)的單元的切換部件，以這樣的方式選擇換能器的數(shù)量所述換能器的數(shù)量能夠在換能器總數(shù)到小于換能器總數(shù)的數(shù)量之間變動(dòng)，以便形成換能器的子陣列，所述子陣列具有與完整換能器陣列的孔徑不同的孔徑并相對(duì)于所述換能器陣列的中心而偏心。
19.根據(jù)權(quán)利要求18的裝置，其特征在于，由控制部件自動(dòng)驅(qū)動(dòng)所述切換部件，所述控制部件通過根據(jù)由聲波傳播的物理定律確定的數(shù)據(jù)、在所述B模式圖像上繪制的發(fā)射束必須沿其聚焦的線的方位以及所述采樣容積的線上由所述范圍的深度增量定義的位置計(jì)算對(duì)應(yīng)孔徑，而改變發(fā)射換能器陣列和/或接收換能器陣列的選定的換能器的數(shù)量。
20.根據(jù)權(quán)利要求15至19中的一個(gè)或多個(gè)權(quán)利要求的裝置，其特征在于，還具備改變要選擇的發(fā)射和/或接收換能器陣列的數(shù)量和位置以便最大化檢測(cè)到的最大平均多普勒頻率值的部件。
全文摘要
一種用于超聲檢測(cè)并形成血液動(dòng)力信息(具體地說，靜脈血流信息)的圖像的方法，所述方法包括以下步驟將超聲脈沖發(fā)射到待檢查體中，所述脈沖由根據(jù)預(yù)定順序和設(shè)計(jì)設(shè)置的電聲換能器陣列生成；由接收電聲換能器陣列接收由反射發(fā)射脈沖而產(chǎn)生的反射脈沖，所述接收電聲換能器陣列在從所述待檢查體反射的脈沖的激勵(lì)下生成接收信號(hào)；沿一個(gè)或多個(gè)掃描線聚焦發(fā)射到所述待檢查體的系列脈沖和/或從所述待檢查體接收的脈沖；生成流入血管的血液所發(fā)出的脈沖反射產(chǎn)生的至少一個(gè)多普勒頻移信號(hào)，所述血管被所述掃描線橫截、在至少一個(gè)點(diǎn)中并至少沿所述掃描線，或沿脈沖傳播方向；根據(jù)多普勒移頻頻譜的平均頻率值確定血流速度至少在所述點(diǎn)中的方向，以及通過區(qū)分相反方向的圖形和/或彩色表示顯示血流速度的方向。
文檔編號(hào)G01S15/89GK102481142SQ201080038514
公開日2012年5月30日 申請(qǐng)日期2010年8月27日 優(yōu)先權(quán)日2009年8月31日
發(fā)明者F·安德魯塞蒂, P·托特里 申請(qǐng)人:百勝集團(tuán)