用于超声筛查的系统和方法

技术领域

本发明涉及超声领域，并且尤其涉及胎儿超声筛查领域。

背景技术

由于增加的产妇年龄的辅助生育技术的越来越多的使用导致双胞胎数量的显著增加。双胎妊娠与较高的风险相关联，并且因此胎儿健康的定期监测至关重要。通常通过使用多普勒超声换能器测量胎儿心率来评估胎儿健康。在双胎妊娠中，需要将两个独立的超声换能器手动定位在母体腹部上，这需要技巧和经验。

在双胎心率的测量期间经历的临床问题能够是因为两个心脏位于一个换能器的相同测量范围内而导致的。然后，所测得的多普勒信号包含与这两个胎儿的心脏有关的信息，并且胎儿心率估计算法不能提取针对任一胎儿的正确的胎儿心率信息。

此外，这两个换能器可能会错误地朝着相同胎儿心脏取向并测量相同的心率，从而丢失其他胎儿的心率信息。这可能导致潜在的问题，其中，胎儿之一被完全遗漏。心脏位置也能够由于胎儿移动而随时间改变，因此可能需要超声换能器的重新定位，从而向所测量的胎儿心率引入额外的不确定性。

另外，这两个超声换能器能够正确定位，但心率恰好重合。在这种情况下，系统可能不能够区分这两个测得的心率是属于相同胎儿还是来自两个不同的多普勒源。此外，由于脉动的母体动脉被定位于测量体积内，因此可能地是，可能发生母体心率的记录，而不是胎儿中的一个或多个的心率的记录。

因此，需要一种更可靠地从多个胎儿采集心率信息而无需显著额外硬件的系统。

发明内容

本发明由权利要求书定义。

根据依照本发明的方面的示例，提供了一种超声系统，该系统包括：

超声换能器阵列，其中，所述超声换能器阵列包括多个换能器元件，所述多个换能器元件适于与对象的身体相符，并且其中，所述多个换能器元件中的至少两个超声换能器元件适于以相对于感兴趣区域的不同取向从所述感兴趣区域采集多个超声信号；以及

处理器，其适于接收由所述超声换能器阵列采集的超声信号，其中，所述处理器适于：

根据信号深度来划分所述多个超声信号；

针对每个超声信号分区，计算多普勒功率；

针对每个超声信号，基于每个超声信号分区的所述多普勒功率来识别胎儿心跳的深度；并且

基于所识别的胎儿心跳和所述至少两个超声换能器的位置来识别胎儿心脏区域。

该系统允许以更高的准确度定位胎儿心跳，尤其是在超声信号内捕获了多个胎儿心脏(双胞胎)或母体血管的情况下。

多普勒功率反映给定测量体积或样本体积内的总运动。用于划分超声信号的信号深度确定该样本体积的深度。发射的超声波束的形状确定样品体积的长度和宽度。使用换能器的已知位置(定位)，可以确定成像区内的样本体积的位置。

通常，具有最强多普勒功率的样本体积指示(一个或多个)胎儿心脏的位置。3D可视化进一步阐明了成像区域(例如母体血管)内的位置和任何另外的多普勒源。

适于简单地适合对象的形式的阵列的使用减少或消除了临床医师执行正确定位的复杂任务的需要，在双胞胎的情况下，两个超声探头采集两个胎儿心跳的需要。

在实施例中，对多普勒功率的计算包括：

基于所述超声信号分区来计算多普勒信号；并且

计算预定时间段内所述多普勒信号的均方值，从而计算所述多普勒功率。

在另外的实施例中，时间段大于或等于1秒，例如大于或等于2秒。

以这种方式，减少或消除了在测量窗口内丢失心跳的风险。

在布置中，对胎儿心跳的深度的识别包括将多普勒功率与阈值功率进行比较。

以这种方式，低于给定值的功率值被拒绝，从而移除了由于除胎儿心跳以外的因子造成的较小运动。

在另外的布置中，胎儿心跳的深度的识别还包括将高于阈值功率的多普勒功率值聚类。

以这种方式，归因于胎儿心跳的多普勒功率可以被分组在一起，从而导致对胎儿心脏区域的指示。

在又一布置中，通过二分量高斯混合模型或k均值聚类模型来执行聚类。

在实施例中，处理器还适于基于所识别的胎儿心跳的胎儿心率来计算中值胎儿心率。

在实施例中，该系统还包括显示器，其中，该显示器适于向用户示出胎儿心脏区域。

在另外的实施例中，所述处理器还适于确定所述感兴趣区域内的每个超声信号分区的位置，并且其中，所述显示器还适于相对于每个超声信号分区来示出所述胎儿心脏区域。

相对于整个感兴趣区域的胎儿心脏区域的显示简化了对用户的识别。此外，这可以提供不正确的胎儿心脏区域识别的指示，例如，其中，已将母体血管识别为胎儿心跳。

在布置中，超声换能器阵列还包括传感器，并且处理器还适于基于传感器的输出来确定超声换能器阵列的曲率。

通过确定换能器元件的阵列的曲率，可以以更高准确度知道超声换能器相对于感兴趣区域的位置和取向。

在另外的布置中，传感器包括以下中的一项或多项：

应变仪；

加速度计；

压电传感器；以及

相机。

在实施例中，多个超声换能器包括以下中的一项或多项：

压电换能器；以及

CMUT。

根据依据本发明的方面的示例，提供了一种超声成像方法，所述方法包括：

通过具有针对感兴趣区域的不同取向的至少两个超声换能器来采集多个超声信号；

根据信号深度来划分所述多个超声信号；

针对每个超声信号分区，计算多普勒功率；

针对每个超声信号，基于每个超声信号分区的所述多普勒功率来识别胎儿心跳的深度；并且

基于所识别的胎儿心跳和所述至少两个超声换能器的位置来识别胎儿心脏区域。

在布置中，对所述胎儿心跳的所述深度的所述识别包括：

将所述多普勒功率与阈值功率进行比较；并且

将高于所述阈值功率的多普勒功率值进行聚类。

根据依据本发明的方面的示例，提供了一种包括计算机程序代码模块的计算机程序，当所述计算机程序在计算机上运行时，所述计算机程序代码模块适于实施上述方法。

参考下文描述的(一个或多个)实施例，本发明的这些和其他方面将显而易见并且得到阐述。

附图说明

为了更好地理解本发明，并更清楚地示出本发明如何实施，现在将仅通过范例参考附图，其中：

图1示出了用于解释一般操作的超声诊断成像系统；

图2示出了根据本发明的超声系统的示意性表示；

图3示出了接收到的回波信号的划分的示意性表示；

图4示出了根据本发明的超声系统的另外的示意性表示；

图5示出了包含两个胎儿心脏的测量区域的样本体积的3D可视化；并且

图6示出了本发明的方法。

具体实施方式

将参考附图描述本发明。

应当理解，详细说明和特定示例尽管指示装置、系统和方法的示例性实施例，但是仅旨在用于说明的目的，而不旨在限制本发明的范围。根据以下描述、所附权利要求书和附图，本发明的装置、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点将变为更好理解。应当理解，附图仅仅是示意性的，并且没有按比例绘制。还应当理解，贯穿附图使用相同的附图标记以指示相同或相似的部分。

本发明提供了一种超声系统，包括超声换能器阵列和处理器。超声换能器阵列包括多个换能器元件，其适于与对象的身体相符。此外，多个换能器元件中的至少两个超声换能器元件适于以相对于感兴趣区域的不同取向从所述感兴趣区域采集多个超声信号。处理器适于接收由超声换能器阵列采集的超声信号。处理器还适于根据信号深度来划分多个超声信号，并且针对每个超声信号分区，计算多普勒功率。针对每个超声信号，处理器基于每个超声信号分区的多普勒功率来识别胎儿心跳的深度，并且基于所识别的胎儿心跳和至少两个超声换能器的位置来识别胎儿心脏区域。

首先将参考图1来描述示例性超声系统的一般操作，并且重点在于系统的信号处理功能，因为本发明涉及对由换能器阵列测量的信号的处理。

该系统包括阵列换能器探头4，其具有用于发射超声波和接收回波信息的换能器阵列6。换能器阵列6可以包括CMUT换能器；由诸如PZT或PVDF的材料形成的压电换能器；或任何其他合适的换能器技术。在该示例中，换能器阵列6是能够扫描感兴趣区域的2D平面或三维体积的换能器8的二维阵列。在另一示例中，换能器阵列可以是1D阵列。

换能器阵列6耦合到微波束形成器12，微波束形成器12控制由换能器元件对信号的接收。微波束形成器能够对由换能器的子阵列(通常称为“组”或“片块”)接收的信号进行至少部分波束形成，如美国专利US 5997479(Savord等人)、US 6013032(Savord)和US6623432(Powers等)中所描述的。

应当注意，微波束形成器是完全任选的。此外，该系统包括发射/接收(T/R)开关16，微波束形成器12可以耦合到该开关，并且该开关在发射模式和接收模式之间切换阵列，并在不使用微波束形成器并且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下保护主波束形成器20免受高能量发射信号影响。来自换能器阵列6的超声波束的发射由通过T/R开关16和主发射波束形成器(未示出)耦合到微波束形成器的换能器控制器18引导，该主发射波束形成器可以从用户对用户接口或控制面板38的操作接收输入。控制器18可以包括发射电路，该发射电路被布置为在发射模式期间(直接或经由微波束形成器)驱动阵列6的换能器元件。

在典型的逐行成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下操作。在发射期间，波束形成器(其取决于实施方式可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔。子孔可以是较大阵列内的换能器的一维线或换能器的二维片块。在发射模式下，控制由阵列或阵列的子孔生成的超声波束的聚焦和操纵，如下所述。

在接收到来自对象的反向散射的回波信号后，接收到的信号经历接收波束形成(如下所述)，以便将接收到的信号对齐，并且在使用子孔的情况下，然后例如由一个换能器元件对子孔进行移位。经移位的子孔然后激活，并且该过程重复，直到换能器阵列的所有换能器元件已经激活。

对于每条线(或子孔)，用于形成最终超声图像的相关联线的总接收信号将是在接收时段期间由给定子孔的换能器元件所测量的电压信号的总和。在下面的波束形成过程之后，得到的线信号通常称为射频(RF)数据。然后由各个子孔生成的每条线信号(RF数据集)经历额外的处理以生成最终超声图像的线。线信号的幅度随时间的变化将贡献于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高幅度峰将对应于最终图像中的亮像素(或像素的集合)。出现在线信号的开始附近的峰将表示来自浅结构的回波，而逐渐出现在线信号后期的峰将表示来自对象内增加深度处的结构的回波。

由换能器控制器18控制的功能之一是波束操纵和聚焦的方向。波束可以操纵为从换能器阵列笔直向前(正交于其)，或者在不同角度处以用于更宽视场。可以根据换能器元件致动时间来控制发射波束的操纵和聚焦。

在一般的超声数据采集中可以区分两种方法：平面波成像和“波束控制”成像。两种方法通过在发射模式(“波束操纵”成像)和/或接收模式(平面波成像和“波束操纵”成像)中波束形成的存在来区分。

首先看一下聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，该平面波在其行进通过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持不聚焦。通过向换能器的激活引入位置相关时间延迟，能够使波束的波前聚在期望的点处，该点称为聚焦区。聚焦区定义为横向波束宽度小于发射波束宽度一半的点。以这种方式，改进了最终超声图像的横向分辨率。

例如，如果时间延迟使换能器元件从最外面的元件开始并在换能器阵列的(一个或多个)中心元件处结束在系列中激活，则将在距探头给定距离处形成聚焦区，与(一个或多个)中心元件一致。聚焦区距探头的距离将根据换能器元件激活的每个后续轮之间的时间延迟而变化。在波束经过聚焦区后，其将开始发散，从而形成远场成像区域。应当注意，对于定位靠近于换能器阵列的聚焦区，超声波束将在远场中迅速发散，从而导致最终图像中的波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的大交叠，位于换能器阵列和聚焦区之间的近场示出很少细节。因此，改变聚焦区的位置会导致最终图像的质量的显著变化。

应当注意，在发射模式下，除非将超声图像划分为多个聚焦区(其中每个可能具有不同的发射焦点)，否则可以定义仅一个焦点。

另外，在从对象内接收到回波信号后，能够执行上述过程的逆过程以执行接收聚焦。换句话说，传入的信号可以由换能器元件接收并且在被传递到系统中以进行信号处理之前经历电子时间延迟。这一点的最简单示例称为延迟求和波束形成。能够根据时间动态调节换能器阵列的接收聚焦。

现在来看波束操纵的功能，通过对换能器元件正确地施加时间延迟，能够在超声波束离开换能器阵列时在超声波束上赋予期望的角度。例如，通过以在阵列的相对侧结束的顺序来激活换能器阵列的第一侧上的换能器，之后剩余的换能器，波束的波前将朝向第二侧成角度。相对于换能器阵列的法线的操纵角的大小取决于随后的换能器元件激活之间的时间延迟的大小。

此外，能够聚焦操纵波束，其中，施加到每个换能器元件的总时间延迟是聚焦和操纵时间延迟两者的总和。在这种情况下，换能器阵列称为相控阵列。

在需要用于对其进行激活的DC偏置电压的CMUT换能器的情况下，换能器控制器18可以耦合以控制换能器阵列的DC偏置控制45。DC偏置控制45设置施加到CMUT换能器元件的(一个或多个)DC偏置电压。

针对换能器阵列的每个换能器元件，通常称为信道数据的模拟超声信号通过接收信道进入系统。在接收信道中，部分波束形成信号由微波束形成器12根据信道数据中产生，并且然后传递到主接收波束形成器20，其中，来自换能器的个体片块的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号，被称为射频(RF)数据。在每个阶段处执行的波束形成可以如上所述被执行，或者可以包括额外的功能。例如，主波束形成器20可以具有128信道，其中每个从几十个或数百换能器元件的片块接收部分波束形成信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收到的信号可以有效地贡献于单个波束形成信号。

将波束形成接收信号耦合到信号处理器22。信号处理器22能够以各种方式处理接收到的回波信号，例如，带通滤波；抽选；I和Q分量分离；以及谐波信号分离，其用于分离线性信号与非线性信号，从而使得能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的较高谐波)回波信号。信号处理器22还可以执行额外的信号增强，例如，散斑减少、信号合成以及噪声消除。在信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，当从递增的深度接收回波信号时所述带通滤波器的通带从较高的频率带滑动到较低的频率带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其通常缺乏解剖信息。

用于发射和用于接收的波束形成器以不同的硬件实施并且可以具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑发射波束形成器的特性。为了简化，在图1中仅示出了接收器波束形成器12、20。在整个系统中，还将存在带有发射微波束形成器和主发射波束形成器的发射链。

微波束形成器12的功能是提供信号的初始组合，以便减少模拟信号路径的数量。这通常在模拟域中执行。

最终波束形成在主波束形成器20中完成，并且通常在数字化之后完成。

发射和接收信道使用具有固定频带的相同换能器阵列6。然而，发射脉冲占用的带宽可以根据所使用的发射波束形成而变化。接收信道可以捕获整个换能器带宽(其是经典方法)，或者通过使用带通处理，其只能提取包含期望信息(例如主谐波的谐波)的带宽。

然后，可以将RF信号耦合到B模式(即，亮度模式或2D成像模式)处理器26和多普勒处理器28。B模式处理器26对接收到的超声信号执行幅度检测以对身体中的结构进行成像，例如器官组织和血管。在逐行成像的情况下，每条线(波束)由关联的RF信号表示，其幅度用于生成要分配给B模式图像中的像素的亮度值。图像内像素的确切位置由沿RF信号的相关联幅度测量结果的位置和RF信号的线(射束)数确定。这样的结构的B模式图像可以以谐波或基波图像模式或两者的组合形成，如在美国专利US 6283919(Roundhill等人)和美国专利US 6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理由组织移动和血流产生的时间上不同的信号，以检测移动物质，例如图像场中的血液细胞的流。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，该壁滤波器具有设置成通过或拒绝从身体内的选定类型的材料返回的回波的参数。

由B模式和多普勒处理器产生的结构和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以空间关系布置回波信号，根据该空间关系以期望的图像格式接收回波信号。换句话说，扫描转换器用于将RF数据从圆柱坐标系转换到适于在图像显示器40上显示超声图像的笛卡尔坐标系。在B模式成像的情况下，给定坐标处的像素的亮度与从该位置接收的RF信号的幅度成正比。例如，扫描转换器可以将回波信号布置成二维(2D)扇形格式或金字塔形三维(3D)图像。扫描转换器可以向B模式结构图像叠加与图像场中的点处的运动相对应的颜色，其中，多普勒估计速度产生给定的颜色。组合的B模式结构图像和彩色多普勒图像描绘了结构图像场内的组织和血流的运动。如美国专利US 6443896(Detmer)中所描述的，多平面重新格式化器将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收的回波转换成该平面的超声图像。体积绘制器42将3D数据集的回波信号转换成投影的3D图像，如从给定参考点所查看到的，如美国专利US 6530885(Entrekin等人)中所描述的。

2D或3D图像从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体绘制器42耦合到图像处理器30，以用于进一步增强、缓冲和临时存储以显示在图像显示器40上。成像处理器可以适于从最终超声图像移除某些成像伪影，诸如：例如由强衰减器或折射引起的声学阴影；例如由弱衰减器引起的后增强；混响伪影，例如，其中，高度反射的组织界面紧邻定位；等等。另外，图像处理器可以适于处理某些散斑减少功能，以便改进最终超声图像的对比度。

除了用于成像，由多普勒处理器28产生的血流值和由B模式处理器26产生的组织结构信息还耦合到量化处理器34。该量化处理器产生不同流状况的量度，例如除了诸如器官的大小和胎龄的结构测量结果外的血流的体积速率。量化处理器可以从用户控制面板38接收输入，例如图像的解剖结构中要进行测量的点。

来自量化处理器的输出数据耦合到图形处理器36，其用于在显示器40上与图像一起再现测量图形和值，并且用于从显示设备(图像显示器)40的音频输出。图形处理器36还可以生成图形叠加，以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包含标准识别信息，例如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器从用户接口(或面板)38接收输入，例如患者姓名。用户接口还耦合到发射控制器18，以控制生成来自换能器阵列6的超声信号，并且因此由换能器阵列和超声系统产生的图像。控制器18的发射控制功能仅是所执行的功能之一。控制器18还考虑操作模式(由用户给定)以及接收器模数转换器中的对应的所需的发射器配置和带通配置。控制器18可以是具有固定状态的状态机。

用户接口还耦合到多平面重新格式化器44，以用于选择和控制多个多平面重新格式化(MPR)图像的平面，其可以用于在MPR图像的图像场中执行量化的量度。

图2示出了包括超声换能器阵列110和处理器120的超声系统100的示意性表示，该处理器120例如可以是上述处理器26、28、30、34中的一个或多个。

超声换能器阵列110包括多个换能器元件130，并且适于与对象的身体140相符。多个换能器元件中的至少两个超声换能器元件适于在相对于感兴趣区域150的不同取向从所述感兴趣区域采集多个超声信号。每个个体换能器元件130适于发射和接收超声波。换能器元件可以包括压电换能器或CMUT单元。

换能器阵列110可以适于以多种方式与对象的身体140相符。例如，多个换能器元件可以被嵌入到柔性硅树脂层中。

换句话说，换能器阵列可以适于与对象的身体相符，以确保换能器元件与身体表面具有良好的接触。此外，可以选择位于换能器元件与对象之间的元件下方的材料层，以具有适于超声传播的适当声阻抗。换能器阵列可以由任何合适的材料制成，例如，通过将换能器元件集成到可以缠绕在对象身体周围的织物或皮带中。

此外，柔性阵列不需要完全关闭。例如，个体元件可以通过任何柔性连接器部件互连，该柔性连接器部件定义了元件相对于彼此的近似位置。

备选地，个体换能器元件130可以以与直接附接到皮肤的ECG测量电极相似的方式直接附接在对象的皮肤上。

此外，元件的子集(例如，七个元件的换能器子阵列)可以放置在刚性板上，其然后可以放置在皮肤上。这些子阵列中的多个可以用于叠加大面积，同时还跟随测量对象的曲率。

在图2所示的示例中，采用超声系统100来测量胎儿心跳。更具体地，换能器阵列110被定位在母体腹部附近，以对胎儿区域进行声穿透。

由于换能器阵列100是柔性的并且位于母体腹部上的事实，每个换能器元件以特定角度指向母体腹部。知道阵列的近似曲率使得能够估计组成由超声系统捕获的3D超声图像的每个样本体积的位置。可以从怀孕母体的腹部的平均曲率估计换能器阵列的近似曲率。

备选地，超声换能器阵列110还可以包括传感器160，并且处理器120适于基于传感器的输出来确定超声换能器阵列的曲率。该传感器可以包括以下中的一项或多项：应变仪；加速度计；压电传感器；以及相机。例如，可以使用相机来确定阵列的曲率，并且此外，还确定阵列在母体腹部上的位置。

个体换能器元件在2D阵列中的已知位置以及该阵列的曲率允许导出换能器元件相对于患者的位置，并且从而估计测量体积内的心脏位置的x位置和y位置。

处理器120适于接收由超声换能器阵列采集的超声回波信号。在接收到信号之后，处理器适于根据信号深度来划分信号。下面还参考图3描述信号的划分。

图3示出了接收到的回波信号的划分的示意性表示。第一轴170示出了如上所述的放置于母体腹部180附近的换能器阵列110和胎儿心脏190之间的位移z。

第二轴200示出了可以由换能器阵列的超声换能器生成的示例超声信号210。第二轴与组织中的超声信号的速度成比例地对应于第一轴。

第三轴220示出了由胎儿心脏190反射的接收到的超声回波信号230。类似的信号由换能器阵列的每个有源换能器元件接收。接收到的信号然后由时间门240划分。

利用多个时间门240来划分接收到的回波信号允许估计测量体积内的心脏位置的深度(z位置)。

针对每个换能器元件，从不同深度计算多个多普勒信号。换句话说，针对每个超声信号分区，计算多普勒功率。这可以通过在多普勒功率计算过程期间设置多个时间门(也称为距离门)来完成。针对每个发射的超声脉冲串，获得接收到的超声回波信号y

多普勒功率的计算可以包括基于超声信号划分来计算多普勒信号，并且计算在预定时间段内的多普勒信号的均方值，从而计算多普勒功率。

换句话说，针对接收到的回波信号230的每个分区，计算多普勒信号。该计算的多普勒信号的长度取决于距离门的大小。然后在定义预定时间段的距离门上计算多普勒信号的均方值。例如，时间段大于或等于1秒，例如大于或等于2秒。

换句话说，在示例中，使用均方值在2秒的时间段内计算每个多普勒信号的功率，以保证始终测量心跳。多普勒功率P

因此，通过注意到检测到的运动的距离门索引，能够基于每个超声信号分区的多普勒功率来识别胎儿心跳的深度。

胎儿心跳的深度的识别可以包括将多普勒功率与阈值功率进行比较。换句话说，通过识别超过给定阈值的多普勒功率，可以折减成像区(例如母体腹部)的背景运动。因此，可以将胎儿心跳隔离在一个或多个距离门内，从而识别出胎儿心脏被定位的样本体积。

对胎儿心跳的深度的识别还可以包括将高于阈值功率的多普勒功率值聚类。自动聚类提供在测量体积内多普勒源在空间上的分离，从而提供对胎儿心率和/或位置的自动检测。在示例中，可以通过二分量高斯混合模型来执行聚类。

在将多普勒功率值阈值化之后，能够识别作为适于测量胎儿心率的候选体积的所有样本体积，并且在给定换能器阵列的估计曲率的情况下可以识别所述样本体积的位置。高斯混合模型假设数据(样本体积位置)来自高斯分布。如已知，在测量双胎心率的示例中，在测量体积内有两个胎儿心脏，数据被拟合到二分量高斯模型。拟合的二分量高斯模型随后可以用于决定样本体积属于哪个聚类，或者换句话说，属于哪个胎儿心脏。

在另外的示例中，可以通过k均值聚类模型来执行聚类。

在k均值聚类中，没有样本体积位置如何分布的下层假设。k均值算法旨在以最小方差将数据划分为k个子集。

可以采用各种备选聚类方法。例如，分层聚类方法允许对数据进行分组，而无需预先指定要产生的聚类的数量。在样本体积内存在母体动脉的情况下，这些聚类方法能够有用并且可以被采用。

胎儿心跳的所识别的深度和至少两个超声换能器的位置然后可以用于识别胎儿心脏的位置。

图4示出了应用于包含双胞胎的母体腹部180的上述超声系统的示意性表示。换句话说，具有在成像区域内定位的两个胎儿心跳。

如图4所示，由第一换能器130a生成的超声信号250a部分地与第一胎儿心脏260和第二胎儿心脏270相交。因此，沿这些发射线接收的回波信号将包含来自两个胎儿心脏的移动信号。这在接收到的信号中引起大量噪声，并降低了胎儿心脏的识别的位置的准确度。

通常，这通过提供多个超声探头来解决，每个涉及对胎儿心脏之一进行成像。在母体腹部上定位两个单独的超声探头以用于双胞胎的胎儿心率监测是挑战性的。

例如，当两个心脏位于一个探头的样本体积中时，所测量的多普勒信号反映两个心脏的运动。因此多普勒信号示出多个峰，并且用于估计胎儿心率的算法(例如自相关函数)将不能够确定相应的胎儿的正确心跳间间隔。

此外，两个胎儿的心脏位置能够随时间变化，这意味着可能需要重新定位超声换能器。另外，需要注意以将所测量的心率明确分配给正确的胎儿。心率被不正确分配可能发生。如果记录的心率轨迹然后看起来可疑，则其可能导致由临床医师选择了错误的干预。

如果所测量的心率恰好重合或落在相同范围内，则监测系统可能给出警报，因为其不能确定其是真实地测量两个胎儿的心率还是两次测量相同胎儿的心率。

通过采用适于与对象的身体相符的单个柔性换能器阵列，能够利用由相同换能器阵列110的第一换能器元件130a和第二换能器元件130b分别从不同的角度生成的超声信号250a和250a对这两个胎儿心脏进行声穿透。因此，能够使用至少一条无阻碍的超声发射线对两个胎儿心脏的位置进行三角测量。以这种方式，能够从剩余的接收到的回波信号准确地隔离每个胎儿心脏位置，从而增加了对胎儿心脏区域的整体识别的准确度。

由于换能器阵列可以包含任意数量的换能器元件，每个适于发射和接收超声信号，因此至少一个信号很可能不会被另一多普勒源(诸如另一胎儿心脏)打断。

此外，代替于同时利用所有换能器元件发射，可以激活指向胎儿心脏的仅一组元件(具有预定义变迹曲线的1个或多个元件)以进行发射，以减少递送到胎儿的声学剂量总量。

类似地，代替于同时利用所有元件接收，可以激活指向胎儿心脏的仅一组元件(具有预定义变迹曲线的1个或多个元件)以进行接收，以改进接收到的回波信号的信噪比。

图5示出了包含两个胎儿心脏的测量区域的样本体积的3D可视化。图5示出了位于由x、y和z轴定义的测量区域上方的超声换能器元件130的阵列。在测量体积内，示出了样本体积280，其表示具有高于预定阈值的计算的多普勒功率的接收到的回波信号分区。所表示的样本体积越暗，在那里测量的多普勒功率越高，即在该区中的移动越多。

跨换能器阵列测量的多普勒功率然后可以聚类，并用于识别胎儿心脏区域290。

换句话说，可以在3D中可视化多普勒功率Pi,g以示出最强的多普勒信号被定位在何处。3D中的多普勒功率的可视化提供对测量体积中是否仅存在两个多普勒源或者例如在测量体积内是否存在脉动的母体动脉的简单确认。尤其是，母体动脉能够位于超声换能器的样本体积中，并且能够破坏采集的多普勒信号。这可能导致胎儿心率的错误记录或代替地母体心率的测量。在这种情况下，以上提出的系统可以识别这样的错误多普勒信号源，并在胎儿心脏信号中将其折减。

在示例中，具有高于预定阈值的多普勒功率Pi,g的所有样本体积位置被拟合到二分量高斯混合模型，并且随后被聚类。然后根据每个聚类的多普勒信号计算中值胎儿心率，以获得两个胎儿心率测量结果。

这样的3D可视化可以通过适当的显示器呈现给用户，其中，该显示器适于向用户示出胎儿心脏区域。

使用具有25个换能器元件的换能器阵列获得图5中所示的示例。多普勒信号由64个距离门计算。为了实验验证，双胎心脏体外设置被用于测试系统。结果确认，单个柔性传感器矩阵可以实现双胎心脏的定位和可视化。利用提出的聚类算法，可以检测两个胎儿心率，而没有手动定位两个超声换能器的上述问题。这能够导致改进的临床工作流程和更好的双胞胎胎儿健康监测。

图6示出了根据本发明的超声成像方法300。

在步骤310中，通过具有针对感兴趣区域的不同取向的至少两个超声换能器来采集多个超声信号。

在步骤320中，例如通过距离门根据信号深度对多个超声信号进行划分。

在步骤330中，针对每个超声信号分区来计算多普勒功率。

在步骤340中，基于每个超声信号分区的多普勒功率针对每个超声信号来识别胎儿心跳的深度。

在步骤350中，可以将多普勒功率与阈值功率进行比较，并且在步骤360中，高于阈值功率的多普勒功率值可以经历聚类。

在步骤370中，基于所识别的胎儿心跳和至少两个超声换能器的位置来识别胎儿心脏区域。

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