CN101151550A - 自适应并行伪影抑制 - Google Patents

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Abstract

一种在扫描并确定被扫描对象和该超声成像系统的换能器阵列(12)之间的相对运动期间应用多线伪影抑制的超声成像系统。还仅当该相对运动超过过度运动界限时进一步应用条纹伪影抑制。

Description

自适应并行伪影抑制
本发明涉及在超声探头和被成像物体之间的相对运动期间超声成像中的多线伪影抑制。
超声成像系统已知用于例如产生人体内部的实时图像。控制换能器阵列以产生发射(TX)波束，该发射束从该阵列出发沿预定方向传播。反射的压力脉冲由接收换能器接收，该接收换能器可以是该发射换能器的子集或者超集。反射的压力脉冲可集中为一个接收(RX)波束。大致上，往返(RT)波束是TX和RX波束的乘积。用于形成发射、接收和往返波束的换能器补偿延迟和信号加法电路的集合被称作波束形成器，并在例如美国专利4,140,022中进行了描述，该美国专利在此引用作为参考。波束形成器输出表示所接收压力脉冲的振幅的射频(RF)信号。扫描转换器在例如美国专利4,468,747和4,471,449中公开，这两个专利的全部内容在此引用作为参考，该扫描转换器用于将由波束形成器输出的RF信号转换为X-Y坐标信息，以便用于在监视器屏幕上显示图像。
传送给扫描转换器的数据线的数目由接收波束的波束宽度来确定。线太少导致空间混淆现象，其在2D扫描的单一横向尺寸中或者在3D扫描的方位角和仰角尺寸中显示为闪烁伪影。当换能器阵列相对物体移动时产生闪烁伪影。检测和压缩是非线性的操作，其增加了横向空间频带宽度。因此，即使进入到检测器中的波束不是空间混淆的，它们在检测器的输出处仍可能显示空间混淆现象。
美国专利5,318,033和5,390,674公开了一种通过横向增采样来解决这些空间混淆问题的方法，该横向增采样使用插值滤波器来对由该波束形成器输出的RF信号进行滤波。在这个方法中，TX、RX和RT波束并置在一起，并且在RT波束上执行增采样。图1所示的是用于超声扫描的一个横向尺寸的(横向)TX和RX坐标空间。图1中“+”号表示波束位置。在这个情况下，RT波束与TX和RX波束并置在一起。如上所述，图2中示出了横向RF插值。通过对在TX和RX波束位置1和2处获得的RT数据进行插值合成RT波束3和4。
根据接收多线成像技术，为每个TX波束获得多于一条的RX波束。因此，检测器可用到更多条的RT波束，对于每个TX/RX波束对有一个RT波束。RX波束从TX波束移开，从而RX波束横跨TX波束。图3所示的是通常的2X多线成像，其对于每个发射波束来说具有两个接收波束(RX波束的精确位置没有在图3中示出)。在多线成像中，与发射波束有关的多个RT波束中的每一个被称为不同类型的线，即类型A、类型B等。通常，所有的类型A波束具有共同的特征，诸如振幅响应、相位响应和波束图案的不对称性。
在多线成像中，每个RT波束的位置从TX和RX波束部分移开。RT波束是非对称的，并且RT波束的振幅比如果进行配置的TX和RX波束的小。与RT波束有关的位移、不对称和振幅损失引起条纹(jail bar)伪影(交互分组或者与轴向扫描方向对准的条纹)。条纹伪影与闪烁伪影不同之处在于甚至在没有运动的时候也出现条纹伪影。TX焦点是固定的而RX焦点是变化的。因此，与RT波束有关的位移、不对称性和振幅，以及由此的条纹伪影都是由深度决定的。通过如美国专利4,644,795和6,585,648所述的将TX波束变宽或者变平，或者通过对随后的检测器或者压缩器进行横向滤波，可减少条纹伪影。但是，这些方法会减小横向分辨率。
多线伪影抑制(MAM)，也被称为并行伪影抑制(PAM)，是一种在保留空间分辨率的同时去除或者至少减小条纹伪影的技术，并且在美国专利5,318,033中进行了描述。现有各种方案，在所有MAM方案中的共同元件是用于在检测之前接收多线数据的滤波器(用于对被配置的TX、RX和RT数据进行减小闪烁操作的RF插值的标准形式，或者换句话说在非多线的情况下)。经过滤波的两个或者多个RT波束从起于共同TX波束的不同RX波束位置产生，或者从起于不同TX波束的相同位置的RX波束产生，即，分别从共同的TX和共同的RX。MAM改善所有合成的RT波束之间的彼此相似性。
但是，MAM假定组织相对于超声探头是静止的。由于MAM中使用的RF数据的相位与假定产生的可变有害干扰的量不同，所以过度运动重新引入条纹伪影。过度运动定义为，在用于合成数据的连续发射事件之间时期的期间内，引起大约1/5超声信号波长的位移的运动。对于2D扫描来说，这个时期典型地大约为200μs。在3MHz和0.5mm波长，过度运动达到轴向速度大约为25cm/s。对于3D扫描来说，具有典型的快速扫描和慢速扫描空间。在快速扫描空间的发射事件之间的时期大概与2D扫描相同。但是，在慢速扫描空间的发射事件之间的时期可能大于25倍，将过度运动轴向速度阈值减小到大约1cm/s。
本申请的图4和5示出了被指作4X-2X的MAM的典型实施例，其中，为每个TX线产生4个RX线。然后，合并RX线，从而为每个TX线形成2个线。MAM的这个实施例还公开在美国专利5,318,033中。在本申请的图4中，合成波束21是在RT波束11和12之间插值的结果。相似地，合成波束22是在RT波束13和14之间插值的结果。由于获得的波束对，即11、12和13、14在共同的接收位置，因此仅在TX空间进行插值。
图5是一维表示概图，显示的是合成的往返波束信息到使用4x-2xMAM的发射波束信息和来自四个并行波束的接收信息之间的空间关系。可能使用四个并行波束形成器来产生四个并行波束。如上面描述的线合成技术中的那样，每个波束形成器的输出保存在存储器中。随后将保存的输出拼凑在一起作为线性组合以合成往返线，用于随后的检测、压缩、扫描变换和显示。这个组合产生图5所示的合成波束。实际的发射波束示意性地显示为实线。图5中的虚线表示合成往返波束和接收波束的位置。
在图5所示的实施例中，所有的RT波束都由两个TX波束合成。例如，RT波束2304和2306由接收自TX波束2300和2302的数据合成。括号2308和2310分别标识出对应于TX波束2300和2302的并行RX波束组。这种“四波束到2波束”的MAM方法的优点在于，对于所有的往返角来说，所有的合成波束都具有实际上同样的波束轮廓，因此，当被扫描目标相对于超声探头静止或者几乎静止时消除条纹(或者“方格”)线伪影。但是，对于物体运动以及超声探头运动来说，MAM仍存在一个不希望有的敏感度。
本发明的一个目的是，消除或者至少减小超声成像中由于超声探头与被成像物体之间的运动而引起的条纹伪影。
本发明的目的通过一种超声成像方法来实现，这种超声成像方法包括：利用超声探头扫描病人或者物体，监控被成像物体和超声探头之间的过度相对运动，和当检测到过度相对运动时执行条纹减小步骤。
检测运动的方法包括图像分析、多普勒分析、条纹检测，或者在超声探头中使用运动检测器。相对运动可能由超声探头的运动、物体或者部分物体(即，心脏或者心脏瓣膜的跳动)的运动、或者其结合的运动引起。过度运动通常定义为引起条纹伪影的运动。对于不同的扫描方式来说，过度运动的阈值不同。因为在3D成像中，过度运动速度越低越容易被超过，本发明的技术可用于快速运动结构例如心脏瓣膜的2D成像中。
当用2D阵列对3D体积进行成像时，其每个发射启动都产生单一的发射波束，可类似于TV光栅扫描那样实现扫描，其中，扫描发射波束快速穿过一行(快扫描空间)。一旦扫描完一行后，向下扫描下一行，垂直尺寸是慢扫描空间。根据本发明的技术特别适用于消除上述TV光栅扫描方法的“慢扫描”空间中的条纹伪影。
可用于减小条纹的方法包括，减少或者关闭MAM并执行进一步的条纹减小技术，例如空间滤波、时间滤波、降低多线阶数、波束加宽、和线间平均A-线振幅的归一化。
可替换地，可保持MAM，并且可对RF数据进行预对准，以计算由超声探头和被成像物体之间的相对运动引起的未对准。
根据随后结合附图的详细说明，本发明的其他目的和特点会变得明显。但是，要理解的是，附图仅设计用于说明的目的，并不是对本发明的限制，对其而言，也是对所附权利要求的参考。还要理解的是，附图不必按照比例绘制，并且，除非明确说明，它们仅意在概念性地说明这里描述的结构和过程。
附图中：
图1所示的是根据在其中配置波束的标准成像的TX波束和RX波束的示意图；
图2所示的是TX和RX波束的横向RF插值，以获得RT波束的示意图；
图3所示的是根据2X多线成像的TX和RX波束位置的示意图；
图4所示的是多线伪影抑制的示意图，其中为每个TX波束产生四个RX波束；
图5是如图4所示的由一个TX波束产生的RX波束的另一个示图；
图6A是执行现有多线伪影抑制技术的超声成像系统的主要组件的结构图；
图6B是执行本发明的超声成像系统的主要组件的结构图；
图7是根据本发明的步骤的流程图；
图8是根据条纹伪影抑制实施方式的步骤的流程图；
图9是另一个条纹伪影抑制实施方式的步骤的流程图；
图10所示的是位于扇形扫描图像的两个接收的扫描线之间的扫描线轴向自适应插值的示意图；
图11是根据本发明的自适应线插值框图。
图6A所示的是现有超声成像系统的主要组件的示意图，其中本发明可在其中得到执行。具有多个换能器12的超声探头10与控制器20连接在一起，该控制器20具有波束形成器30、多线伪影抑制(MAM)单元32、检测器34、回声处理器36、多普勒处理器38和扫描转换器40。与已知的一样，波束形成器30控制换能器12发射TX波束和接收来自待成像物体的RX波束。波束形成器30响应RX波束而产生RF数据。为了在由检测器34确定回声包络之前减小或者消除多线伪影，MAM单元32组合接收的多线RF数据。来自波束形成器30的RF数据输出还可通过带通滤波器和布置在波束形成器30和检测器34之间任何位置的附加的线内插器(未示出)。然后，信号可经过进一步的信号处理，该信号处理包括压缩、在回声处理器36中的轴向和横向滤波。扫描转换器40将处理过的回声数据转换成图像数据，该图像数据与能够在监视器50上重现的X-Y坐标相关，这样，观察者可观察到物体的亮度模式(B-模式)图像。多普勒处理器38通过检测接收信号的相位变化来提取运动信息，用于连续的发射事件。在扫描转换器40中，运动信息可用B-模式信息覆盖以产生彩色多普勒图像。
图6B是可执行本发明的超声成像系统的主要组件的示意图。探头运动检测器15、信号对准器31和自适应控制器300被加入到图6A所示的在先技术系统中。自适应控制器300分别通过信号线100、120、130、110接收来自探头运动检测器15、多普勒处理器38、信号对准器31或者回声处理器36中的图形分析块中的至少一个的运动信息。可替换地，或者另外，自适应控制器300通过信号线110接收来自回声处理器36中的条纹检测器的条纹水平上的信息。自适应控制器300将运动量或者条纹水平与预定的阈值进行比较，并且利用控制线230从而调整在MAM单元32中应用的多线伪影抑制的量。同时，自适应控制器300向波束形成器30、信号对准器31、和/或回声处理器36发送控制信息，以分别利用控制线200、240和210调整在这些块中执行的条纹减小量。
图7是用于消除或者减小由超声探头10与被成像物体之间的相对运动而引起的条纹伪影，即运动引起的条纹(MIJ)伪影，的步骤的流程图。在步骤701，利用多线伪影抑制来执行物体的超声成像。在步骤703，监控超声探头与被成像物体之间的相对运动，并且确定该相对运动是否超过过度运动值。过度运动值优选是一个预定的阈值，在该阈值出现MIJ伪影。过度运动值由正在使用的超声成像的类型来决定。例如，在条纹伪影形成之前，2D成像允许比3D成像大得多的运动速度(即，3D成像相对运动容许度较小)。此外，相对运动可能由探测器10的运动和/或正在扫描的图像中的生理学运动引起，例如，运动的心脏瓣膜。在用于多线伪影抑制的发射波束的连续发射之间，过度运动的范围可处于1/3到1/6波长之间。例如，在用于多线伪影抑制的发射波束的连续发射之间，过度运动可能是1/5波长。
通过布置在超声探头10中或者与超声探头10联系的图像分析、多普勒分析、条纹检测、运动传感器，或者以后开发的设备或者技术来确定相对运动。图像分析比较连续图像数据之间的相互关系，以确定某物是否发生移动。典型地，如图6B所示，在对波束形成器RF输出数据进行检测并且在具有反馈路径110的回声处理器36中进行对数压缩之后执行这个过程。多普勒分析与图像分析类似，但是多普勒分析是在来自波束形成器30的RF数据输出上执行，或者在如图6B所示的多普勒处理器38中的解调(积分)数据上执行。
条纹检测分析对于条纹感兴趣的图像或者区域。这可包括比较类型A合成线和类型B合成线的亮度。可替换地，随后，将位置P处的类型A线与位置P处的类型B线进行比较。这个条纹检测方法的缺点是需要定期地返回标准MAM，以确定该运动是否减退。
运动传感器可包括布置在超声探头中的位置、速度或者加速度检测器。这种类型的运动传感器的一个例子在US专利4,852,577中进行了公开。运动检测器的其他例子包括磁位置装置，例如由AscensionTechnologies(Burlington，Vermont)生产的“Flock of Bird”传感器，或者来自Polhemus(Colchester，Vermont)的“FASTRAK”，并且探头上的标记的视频成像用于检测探头运动。
如果检测到过度运动，在步骤705执行条纹抑制。在步骤705执行的条纹抑制一直维持到在步骤707再检测不到过度运动为止。
图8是根据本发明的条纹抑制的技术。在步骤805，停止或者减小MAM，在步骤807执行另一种可替换的伪影抑制过程。步骤807中用于减小伪影的可替换的方法包括以下的至少之一：空间滤波、与隔线获取相结合的时间滤波、降低多线阶数、波束加宽(降低RX和TX传输的孔径大小)、对所有线类型的平均振幅进行归一化、或者任一其他已知或者以后开发的技术。
空间滤波方法在检测到过度运动的区域应用横向低通滤波器。这均衡每个波束的响应，但是以模糊图像为代价。
具有线插入的时间滤波在各帧之间(即3D成像中的体积)翻转类型A和类型B线的位置，并且应用重时间平均(heavy time average)。时间滤波的一个例子在US专利5,980,458中进行了公开，该专利的全部内容在此引用作为参考。
降低多线阶数包括从高阶多线例如4x降低回低阶多线例如2x(即，每一个TX波束对应2个RX波束)。这可更容易地用后检测横向滤波器(即，在如图6B的回声处理器36中的滤波器)控制低阶多线的条纹。在低线密度，降低多线阶数可能会增加闪烁伪影。通过来自图6B中控制路径20上的自适应控制器300的反馈，将会在图6B所示的波束形成器30中设置多线阶数。
减少TX和RX孔径增加波束的尺寸。这会使图像变得模糊，但是减小了某种类型的条纹。通过来自图6B中控制路径20上的自适应控制器300的反馈，将在图6B所示的波束形成器30中设置孔径大小。
归一化确定各种线类型(即，A、B、C、D等)的平均振幅的不同，并对增益进行应用，从而不同类型的线之间的平均亮度相等。归一化将在回声处理器36中执行，并经由图6B所示的控制路径210由自适应控制器300控制。
图9是根据本发明的用于条纹抑制的另一个实施方式。根据图9，在步骤905中，来自波束形成器30中的RF数据输出在信号对准器31中进行预对准，以计算由超声探头和被成像物体之间的相对运动引起的未对准，以及在步骤907中，保持MAM。图10-11是信号对准器31和相关运动估计器的实施方式。图11的系统还在US专利5,390,674中进行了描述，该专利的全部内容在此引用作为参考。
对于图10中示出的线l1和l2的采样序列来说，将线l2的采样Sb2应用到延迟线80的输入中，同时在该延迟线的输出处产生采样Sa1。该延迟线有两个抽头，分别通过一个采样周期和两个采样周期与该输出分开，其中，在该延迟线的输出处出现采样Sa1的时候，产生采样Sb1和Sc1。
分别从该输入和该延迟线的第一个抽头减去的、来自两个线l1和l2的大量采样被应用于相关器82。该相关器对两个线l1和l2的排列对准的数据采样执行互相关，以检测这两条线之间的相对运动状态。通过从这两条线相对于彼此顺序移动采样序列，每个移动之后乘以对准的采样，并将结果相加产生相关系数，这个互相关以常规的方式执行。相关系数处于最大时的移动值和方向表示出现在获取两个线l1和l2之间的期间内发生的运动的量和方向。然后，将相关系数的最大值用作选择器或者多路复用器84的控制输入，以选择在该选择器的输入处的采样，该选择器在不出现运动的时候与延迟线80输入处的采样排列对准。
这样，当线l2的采样Sb2在延迟线的输入处时，并且当获取该线采样时没有运动，那么，当没有相对移动出现时两条线之间为高度相关，表示没有运动。于是，在加法器36的输出处，选择器84将选择采样Sb1，用于与采样Sb2一起计算插值Xb。如图10所示，在这个示例中，这两个采样在同一个排列r4上。
但是，当运动远离接收器(在图10中箭头相反的方向上)时，相关器82将检测该运动及其方向。在该示例中，选择器84将选择采样Sa1，用于与采样Sa1插值。然后，利用这两个采样值，在加法器36的输出处计算插值Xa。由于运动，在图10中，值Xa看起来位于排列r3和r4之间的半个排列增量处。
以类似的方式，向着接收机的运动将由相关器82进行检测，并且选择采样Sc1，与采样Sb2一起用来插入值Xc，由于运动的原因，还是位于半个排列增量处。
如前面的实施例的描述，插值可能位于部分的排列增量处。为了将采样带回与接收的线对准在同一个排列上，插入的线值可通过轴横向滤波器进行处理，选择系数以计算在沿该插值线的每个完整排列增量处的插值。如果进一步的线滤波利用多抽头滤波器完成，这个对准将是有用的，例如或者如果扫描转换器要求采样数据点以统一的网格或者模式进行空间组成。
虽然图11的实施方式使插值器适于解决轴向运动，但清楚的是，也可采用自适应技术来解决横向运动。相关可利用在两个相邻r距离处的信号值来横向穿过孔径地得到执行。如果检测到横向运动，受影响的信号采样的值可通过加权或者在考虑相邻信号采样值的情况下通过插值技术来进行调整。
上面的实施方式描述的是单阈值控制，其中，条纹伪影抑制为开或者关的状态。但是，也可执行逐级控制，其中，根据相对运动的水平来执行多个条纹伪影抑制水平之一。除了逐级控制之外，也可执行连续控制，即浮动计算法，其中，当检测到过度运动时启动条纹伪影抑制，并且条纹抑制的程度随相对运动的增加而增加。
因而，虽然如同应用到优选实施方式之中那样，已经展示和描述并且指出了本发明的基本的新颖性特征，但是，应该理解，本领域的技术人员可对描述的装置以及它们的操作进行形式上和细节上的省略、替换和改变，这并不脱离本发明的实质。例如，可以清楚地预见，那些以实质上相同的方式执行实质上相同的功能以达到相同效果的组件和/或步骤的所有组合都在本发明的范围之内。此外，应当认识到，显示和/或描述的构造和/或组件和/或步骤，连同本发明任一公开的形式或者实施方式都可作为整体设计的选择并入公开或者描述或者建议的形式或者实施方式中。因此，其意思是仅受这里附加的权利要求范围的限制。

Claims (38)

1.一种用于减小或者消除超声成像系统中由运动引起的条纹伪影的方法，所述超声成像系统包括换能器阵列(12)，波束形成器(30)，所述波束形成器(30)根据由所述换能器阵列接收的压力脉冲产生RF数据，检测器(34)，所述检测器(34)处理由所述波束形成器输出的RF数据，扫描转换器(40)，所述扫描转换器(40)用于将处理的RF数据转换为图像数据格式的图像数据，和显示器(50)，所述显示器(50)基于所述图像数据显示扫描对象的图像，所述方法包括步骤：
(a)通过所述换能器阵列(12)扫描待成像对象，并将多线伪影抑制应用于所述扫描数据；
(b)确定所述换能器阵列和所述待成像对象之间的相对运动是否超过过度运动界限；
(c)如果超过过度运动界限，启动条纹伪影抑制。
2.根据权利要求1的方法，还包括步骤：保持所述条纹伪影抑制有效，直到所述相对运动低于所述过度运动界限为止。
3.根据权利要求1的方法，其中，所述启动条纹伪影抑制的步骤包括应用可替换的伪影减小技术。
4.根据权利要求1的方法，其中，确定步骤包括利用所述图像数据的图像分析。
5.根据权利要求1的方法，其中，确定步骤包括利用所述RF数据的多普勒分析。
6.根据权利要求1的方法，其中，确定步骤包括条纹检测，用于确定由所述多线伪影抑制产生的不同线类型数据之间的亮度差别。
7.根据权利要求1的方法，其中，确定步骤包括使用位于所述换能器阵列中的或者与所述换能器阵列相联系的运动传感器。
8.根据权利要求3的方法，其中，所述可替换的伪影减小技术包括通过将横向低通滤波器应用于所述接收数据的空间滤波。
9.根据权利要求3的方法，其中，所述可替换的伪影减小技术包括与隔线获取相结合的时间滤波。
10.根据权利要求3的方法，其中，所述可替换的伪影减小技术包括降低或者减小所述多线伪影抑制过程的阶数。
11.根据权利要求10的方法，其中，所述可替换的伪影减小技术包括将所述多线伪影抑制过程的阶数减小到2X或者更小。
12.根据权利要求1的方法，其中，所述启动条纹伪影抑制的步骤包括，保持所述多线伪影抑制过程有效，并对由所述波束合成器输出的所述RF数据进行预对准，以计算由所述相对运动引起的未对准。
13.根据权利要求1的方法，其中，所述扫描步骤包括3D扫描。
14.根据权利要求1的方法，其中，所述扫描步骤包括2D扫描。
15.根据权利要求1的方法，其中，所述相对运动仅在扫描区域或者体积的部分内超过过度运动界限，所述步骤(c)仅应用于超过过度运动界限的部分。
16.根据权利要求1的方法，其中，所述过度运动界限由步骤(a)中执行的扫描类型决定。
17.根据权利要求1的方法，其中，所述过度运动界限在用于多线伪影抑制的发射波束的连续发射之间的1/3-1/6波长范围内。
18.根据权利要求1的方法，其中，根据相对运动的水平执行多个条纹伪影抑制水平之一。
19.根据权利要求3的方法，其中，所述启动条纹伪影抑制的步骤还包括减小或者禁止所述多线伪影抑制。
20.一种用于减小或者消除由运动引起的条纹伪影的超声成像系统，所述系统包括：
换能器阵列(12)，用于收集图像数据；和
图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)，包括波束形成器(30)，用于接收来自所述换能器阵列的压力脉冲并生成RF数据，和扫描转换器(40)，用于将所述RF数据转换成图像数据格式的图像数据，其中，所述图像处理机构被布置安装用于将多线伪影抑制应用于所述超声图像，确定所述换能器阵列与待成像对象之间的相对运动是否超过过度运动界限，并在所述相对运动超过所述过度运动界限时启动进一步的条纹伪影抑制。
21.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被进一步布置安装用于保持所述进一步的条纹伪影抑制有效，直到所述相对运动低于所述过度运动界限为止。
22.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述条纹伪影抑制包括应用可替换的伪影减小技术。
23.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被布置安装用于利用所述图像数据的图像分析确定相对运动。
24.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被布置安装用于利用所述RF数据的多普勒分析确定相对运动。
25.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被布置安装用于利用条纹检测来确定相对运动，以确定由所述多线伪影抑制产生的不同线类型数据之间的亮度差别。
26.根据权利要求20的产生成像系统，还包括位于所述换能器阵列中的或者与所述换能器阵列相联系的运动传感器(15)，其中，所述图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被布置安装用于利用所述运动传感器确定相对运动。
27.根据权利要求22的产生成像系统，其中，所述可替换的伪影减小技术包括通过将横向低通滤波器应用到所述接收数据的空间滤波。
28.根据权利要求22的产生成像系统，其中，所述可替换的伪影减小技术包括与隔线获取相结合的时间滤波。
29.根据权利要求22的产生成像系统，其中，所述可替换的伪影减小技术包括降低或者减小多线伪影抑制过程的阶数。
30.根据权利要求29的产生成像系统，其中，所述可替换的伪影减小技术包括将多线伪影抑制过程的阶数降低或者减小到2X或者更低。
31.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述进一步的条纹伪影抑制包括保持所述多线伪影抑制过程有效，并对由所述波束形成器(30)输出的RF数据进行预对准，以计算由相对运动引起的未对准。
32.根据权利要求20的产生成像系统，其中，将所述换能器阵列(12)和图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被布置安装用于3D扫描。
33.根据权利要求20的产生成像系统，其中，将所述换能器阵列(12)和图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被布置安装用于2D扫描。
34.根据权利要求20的产生成像系统，其中所述图像处理机构(300、30、31、32、34、36、40)被布置安装用于确定何时所述相对运动仅在扫描区域或者体积的部分内超过所述过度运动界限，并且将所述进一步的条纹伪影抑制仅用于超过过度运动界限的部分。
35.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述过度运动界限由被执行的扫描类型决定。
36.根据权利要求20的产生成像系统，其中，所述过度运动界限在用于多线伪影抑制的发射波束的连续发射之间的1/3-1/6波长范围内。
37.根据权利要求20的产生成像系统，其中，根据相对运动的水平执行多个条纹伪影抑制水平之一。
38.根据权利要求22的超声成像系统，其中，所述条纹伪影抑制的还包括，减小或者禁止所述多线伪影抑制。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103260502A (zh) * 2010-12-24 2013-08-21 佳能株式会社 被检体信息获取设备和被检体信息获取方法
CN111226259A (zh) * 2017-08-16 2020-06-02 皇家飞利浦有限公司 用于图像伪影消除的系统、方法和装置

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5587743B2 (ja) * 2010-11-16 2014-09-10 日立アロカメディカル株式会社 超音波画像処理装置
JP6223036B2 (ja) * 2013-07-19 2017-11-01 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置、被検体情報取得方法、及びプログラム
JP6406019B2 (ja) * 2015-01-09 2018-10-17 コニカミノルタ株式会社 超音波信号処理装置、及び超音波診断装置
JP6419945B2 (ja) * 2015-03-23 2018-11-07 富士フイルム株式会社 音響波画像生成装置およびその制御方法
US20170135675A1 (en) * 2015-11-12 2017-05-18 Vanderbilt University Adaptive clutter demodulation for ultrasound imaging

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4140022B1 (en) * 1977-12-20 1995-05-16 Hewlett Packard Co Acoustic imaging apparatus
US4468747A (en) 1980-11-03 1984-08-28 Hewlett-Packard Company Scan converter system
US4471449A (en) * 1980-11-03 1984-09-11 Hewlett-Packard Company Scan converter system
US4644795A (en) * 1985-07-29 1987-02-24 Advanced Technology Laboratories, Inc. High resolution multiline ultrasonic beamformer
US4852577A (en) 1988-04-07 1989-08-01 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services High speed adaptive ultrasonic phased array imaging system
US5103827A (en) * 1990-12-14 1992-04-14 Medasonics, Inc. Apparatus for and a method of distinguishing ultrasound signals returned from bubbles and particles moving in a fluid from signals due to ultrasound transducer motion
US5318033A (en) * 1992-04-17 1994-06-07 Hewlett-Packard Company Method and apparatus for increasing the frame rate and resolution of a phased array imaging system
US5390674A (en) 1993-12-30 1995-02-21 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic imaging system with interpolated scan lines
US5873830A (en) * 1997-08-22 1999-02-23 Acuson Corporation Ultrasound imaging system and method for improving resolution and operation
US6012458A (en) * 1998-03-20 2000-01-11 Mo; Larry Y. L. Method and apparatus for tracking scan plane motion in free-hand three-dimensional ultrasound scanning using adaptive speckle correlation
US6181810B1 (en) * 1998-07-30 2001-01-30 Scimed Life Systems, Inc. Method and apparatus for spatial and temporal filtering of intravascular ultrasonic image data
US6390980B1 (en) * 1998-12-07 2002-05-21 Atl Ultrasound, Inc. Spatial compounding with ultrasonic doppler signal information
US5980458A (en) * 1999-01-15 1999-11-09 Hewlett-Packard Company Data acquisition in ultrasonic imaging systems using multiple, parallel receive and transmit lines
US6228031B1 (en) * 1999-02-17 2001-05-08 Atl Ultrasound High frame rate ultrasonic diagnostic imaging systems with motion artifact reduction
US6102458A (en) * 1999-05-03 2000-08-15 Stuart Allyn Company, Inc. Detachable handle for containers
US6454714B1 (en) * 2000-10-20 2002-09-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic harmonic flash suppression
US6514206B2 (en) 2001-03-09 2003-02-04 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Simultaneous fundamental and harmonic ultrasonic imaging
US6482157B2 (en) * 2001-03-30 2002-11-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic diagnostic imaging systems with blended multiline for 2D and 3D applications
US6589176B2 (en) * 2001-12-05 2003-07-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic image stabilization system and method
US6716174B1 (en) * 2002-09-27 2004-04-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Flexible geometry for real-time ultrasound volume imaging
US6585648B1 (en) * 2002-11-15 2003-07-01 Koninklijke Philips Electronics N.V. System, method and machine readable program for performing ultrasonic fat beam transmission and multiline receive imaging
ATE410704T1 (de) * 2003-09-10 2008-10-15 Koninkl Philips Electronics Nv Ultraschall-kompoundierung mit aussenden multipler simultaner strahlen
US20050124883A1 (en) * 2003-11-20 2005-06-09 Hunt Thomas J. Adaptive parallel artifact mitigation

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103260502A (zh) * 2010-12-24 2013-08-21 佳能株式会社 被检体信息获取设备和被检体信息获取方法
CN103260502B (zh) * 2010-12-24 2015-06-10 佳能株式会社 被检体信息获取设备和被检体信息获取方法
US9741111B2 (en) 2010-12-24 2017-08-22 Canon Kabushiki Kaisha Subject information acquiring device and subject information acquiring method
CN111226259A (zh) * 2017-08-16 2020-06-02 皇家飞利浦有限公司 用于图像伪影消除的系统、方法和装置
CN111226259B (zh) * 2017-08-16 2024-03-12 皇家飞利浦有限公司 用于图像伪影消除的系统、方法和装置

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