CN101304690B - 基于流体力学分析在医学成像应用中检测固定造影剂 - Google Patents

基于流体力学分析在医学成像应用中检测固定造影剂 Download PDF

Info

Publication number
CN101304690B
CN101304690B CN2006800418251A CN200680041825A CN101304690B CN 101304690 B CN101304690 B CN 101304690B CN 2006800418251 A CN2006800418251 A CN 2006800418251A CN 200680041825 A CN200680041825 A CN 200680041825A CN 101304690 B CN101304690 B CN 101304690B
Authority
CN
China
Prior art keywords
contrast agent
input picture
image
input
value
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN2006800418251A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101304690A (zh
Inventor
P·弗林京
M·阿迪特
N·罗格宁
闫锋
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Bracco Suisse SA
Original Assignee
Bracco International BV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Bracco International BV filed Critical Bracco International BV
Publication of CN101304690A publication Critical patent/CN101304690A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101304690B publication Critical patent/CN101304690B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agent, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52025—Details of receivers for pulse systems
    • G01S7/52026—Extracting wanted echo signals
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
    • G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
    • G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
    • G01S7/52041—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target detecting modification of a contrast enhancer, e.g. detecting the destruction of a contrast agent by an acoustic wave, e.g. loss of correlation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52071—Multicolour displays; using colour coding; Optimising colour or information content in displays, e.g. parametric imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52074—Composite displays, e.g. split-screen displays; Combination of multiple images or of images and alphanumeric tabular information
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Nonlinear Science (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Medicines Containing Antibodies Or Antigens For Use As Internal Diagnostic Agents (AREA)

Abstract

提出了一种用于在医学成像应用中促进固定造影剂的检测的系统(1300)。该系统包括装置(1303-1306)，用于提供在对应的获取瞬间获得的总数个输入图像的序列，所述输入图像通过对施用了造影剂的病人的身体部位(155)进行成像获得，所述造影剂能够在病人体内循环并能够基本上在生物目标上固定不动，每一个输入图像都包括多个输入值，每一个输入值都表示对可能包括所述造影剂的身体部位的对应的部分的询问信号的响应，以及用于降低在至少一个选定输入图像中所述身体部位内的所述循环造影剂的影响的装置(1309-1369)；所述用于降低影响的装置包括用于通过用一组对应的经过过滤的值替换一组所述选定输入图像的输入值，创建对应于每一个选定输入图像的经过过滤的图像的装置(1309-1369)，每一个经过过滤的值表示包括所述选定输入图像的多个输入图像的组中的所述身体部位的对应的部分的最低响应，所述多个输入图像的组包括其数量低于所述总数的若干个输入图像。

Description

基于流体力学分析在医学成像应用中检测固定造影剂
技术领域
本发明涉及医学成像领域。更具体来说，本发明涉及固定造影剂的检测。
背景技术
医学成像是一种公知的技术(在医学应用设备领域)，可以以基本上非侵害性的方式对病人身体部位进行分析。特定医学成像技术基于记录通过向身体部位施加超声波所产生的回波信号。可以通过给病人施用超声波造影剂(UCA)(例如，包括磷脂稳定的充气微泡的悬浮物)，方便地实现此技术；因为造影剂充当有效的超声波反射物，它增强了它所处的身体部位内的血管系统的可视性。
近年来还提出了用于到达特定(生物)目标然后在其上保持固定造影剂，用于促进特定病变的检测。具体来说，这些造影剂能够通过特定交互附着于选定的组织或受体上；例如，通过在造影剂的配方中包括有针对性的配位体可以实现所需的行为(例如，能够与肿瘤组织进行交互)。此外，也可以通过非特定的交互，将造影剂输送到或累积到特定位置，如组织或器官上；例如，造影剂可以被病人的免疫系统视为异物，然后将其移动到肝脏进行新陈代谢和排泄。在任何情况下，一旦造影剂到达目标位置，在其上保持固定不动(通过特定或非特定的交互)，通过对其进行检测，可以区别否则将难以识别的病变。
与固定造影剂的检测有关的一个可能的问题是，实际上施用的造影剂的总量中只有相对较小的量到达目标；相反，大部分造影剂会持续循环(例如，直到它被病人的肺和/或肝脏过滤掉)。然后，测量到的回波信号是由于固定造影剂、循环(自由流动的)造影剂和周围的组织的不同影响的结果。因此，区别由固定造影剂生成的回波信号与循环造影剂和组织生成的回波信号是相当困难的；具体来说，区别低浓度的固定造影剂(常常包括个别地到达目标的其单个微粒)与较高浓度的循环造影剂几乎不可能的。这对固定造影剂的空间轮廓描绘和量化产生不利的影响，从而妨碍所感兴趣的病变的正确检测。
已经有人作出了改善固定造影剂的鉴别的努力。例如，″P.A.Dayton，D.Pearson，J.Clark，S.Simon，P.Schumann，R.Zutshi，T.Matsunaga，K.W.Ferrara，Ultrasonic Enhancement of avfcExpressing-Cells With Targeted Contrast Agents，2003 IEEEUltrasonics Symposium″提出了一个解决方案，该解决方案基于对应于固定造影剂的回波信号的带宽比循环造影剂的带宽窄。此文件提及了利用观察到的循环造影剂的较大的带宽，鉴别回波信号中的不同成分的可能性。
然而，当前技术中没有用于以可以接受的准确度检测固定造影剂的解决方案。具体来说，有效地鉴别固定造影剂与循环造影剂的问题仍未解决。在此情况下，还希望量化每一个位置处的固定造影剂的浓度。
因此，现在必须等到循环造影剂完全消失，之后才能够识别固定造影剂；然而，这需要等相对来说比较长的时间(高达数十分钟)。
上述所有情况都会妨碍当前可用的用于检测固定造影剂的对比度特定的成像技术的临床应用。
发明内容
本发明提出了利用固定造影剂和循环造影剂之间的流体力学的差别的解决方案。
具体来说，本发明的一个方面提出了一种用于在医学成像应用中促进固定造影剂的检测的系统。该系统包括用于提供总数个输入图像的序列的装置(如超声波扫描仪)。通过对施用了造影剂的病人的身体部位进行成像(在对应的获取瞬间)获得输入图像(即，至少一部分所述图像包含由造影剂生成的信号)；造影剂能够在生物目标上基本上固定不动(即，保持在基本上固定的位置)，不然地话则自由地在病人的身体内循环(至少直到从身体中排泄或被身体新陈代谢掉为止)；例如，造影剂可以有选择地附着于特定组织或受体上(通过特定交互)，也可以传输到或累积到特定组织或器官上(通过非特定的交互)。每一个输入图像都包括多个输入值(即，像素或三维像素值)；每一个输入值都表示对身体部位的可能包含所述造影剂的对应的部分的询问信号的响应(如超声波波的回波信号)。该系统进一步包括用于减少身体部位内的循环造影剂对一个或更多选定输入图像的影响的装置。为此，创建对应于每一个选定输入图像的经过过滤的图像。通过用一组对应的经过过滤的值替换一组选定输入图像的输入值(例如，在所需的感兴趣区域中)来实现结果。每一个经过过滤的值代表多个输入图像的组中的身体部位的对应的部分的最低响应(包括选定输入图像)；所述多个输入图像的组包括若干个输入图像(两个或更多)，该数量低于总数。
在本发明的优选实施例中，每一个经过过滤的值都包括(所述多个输入图像的组中的)对应的输入值之中的最小值；例如，通过应用最小强度投影(Min_IP)算法的修改版本来实现此结果。
通常，所述多个输入图像的组包括选定输入图像和序列中的至少一个前面的输入图像。
优选情况下，为此，考虑了两个或更多前面的输入图像。
根据优选实施例，选择前面的输入图像的数量作为造影剂的估计的流动速率的函数(例如，当流动速率分别是低或高时，增大或降低它)。
在特定实现方式中，还可以在时间上对前面的输入图像进行二次抽样。
通常，已经基本上消除或至少降低了输入图像中的组织的影响(例如，通过利用对比度特定成像模式获取它们)。
一种进一步改善解决方案的方式是从输入图像中减去背景图像(例如，在造影剂到达身体部位之前获取的)。
在优选实现方式中，根据其估计的分辨率(例如，基于通常在超声波成像中产生的斑点颗粒的大小)，在空间上对多个输入图像的组进行二次抽样。
作为进一步的改进，可以补偿每一个输入图像的相对运动(相对于选定的参考图像)。
此外，输入图像还可以被线性化(以便使它们的输入值基本上与身体部位的对应的部分中的造影剂的浓度成比例)。
当基本上与对应的输入图像的获取瞬间实时地显示每一个经过过滤的图像(即，只需短暂的延迟，无需等待完成分析过程)时，提出的解决方案特别有益。
优选情况下，经过过滤的图像被覆盖到对应的选定输入图像上。
本发明的另一个方面提出了对应的方法。
本发明的方面提出了用于执行该方法的计算机程序。
在所附的权利要求中阐述了本发明的特征。然而，通过参考要与附图一起阅读的下列详细描述(单纯地通过非限制性的指示给出)，本发明本身，以及其进一步的功能和优点将更好地得到理解。
附图说明
图1是根据本发明的实施例的解决方案所适用的超声波扫描仪的图形表示；
图2a-2b是根据本发明的实施例的解决方案的示范性应用的示意表示方式；
图3a-3b是根据本发明的同一个实施例的解决方案的不同示范性应用的示意表示方式；
图4a-4b是说明根据本发明的实施例的解决方案的操作的时间图；
图5a-5b是当前技术已知的最小强度投影算法的应用的示意表示方式；
图6a-6b是当前技术已知的最大强度投影算法的应用的示意表示方式；
图7a-7b是在临界状态下根据本发明的实施例的解决方案的示范性应用的示意表示方式；
图8a-8b是在另一种临界状态下根据本发明的实施例的解决方案的示范性应用的示意表示方式；
图9a-9b是根据本发明的再一个实施例的解决方案的示范性应用的示意表示方式；
图10a-10b是根据本发明的同一个实施例的解决方案的不同示范性应用的示意表示方式；
图11显示了不同算法的示范性应用的模拟；
图12a-12d显示了根据本发明的实施例的解决方案的体内应用的示例；以及
图13描述了可以用于实施根据本发明的实施例的解决方案的主要软件和硬件组件。
具体实施方式
图1代表了根据本发明的实施例的医学成像系统的示例。具体来说，所述成像系统是超声波扫描仪100，包括中央单元105和手持式收发两用成像探针110(例如，阵列类型的)。成像探针110传输包括声照射超声波脉冲的序列的超声波(例如，具有2和10MHz之间的中心频率)，并接收通过超声波脉冲的反射所产生的(原始)射频(RF)回波信号；为此，给成像探针110提供了传输/接收复用器，该传输/接收复用器允许在脉冲反射模式下使用成像探针110。
中央单元105封装了主板115，在该主板115上面，安装了控制超声波扫描仪100的操作的电子电路(诸如微处理器、工作存储器以及硬盘驱动器)。此外，在主板115上还插入了一个或多个子板(作为整体表示为120)；子板120提供了用于驱动成像探针110和用于处理接收到的回波信号的电子电路。超声波扫描仪100也可以配备有用于读取可移动磁盘130(如软盘)的驱动器125。监视器135显示涉及正在进行中的分析的图像。通过键盘140来控制超声波扫描仪100的操作，该键盘140以常规方式连接到中央单元105；优选情况下，给键盘提供了轨迹球145，该轨迹球145用于操纵指针(图中未显示)在监视器135的屏幕上的位置。
在超声波成像应用中，成像探针110通常在待分析的身体部位155的区域与病人150的皮肤进行接触。
一般而言，给病人施用能够在选定的目标上固定造影剂，以便待分析的身体部位接收所述造影剂。取决于所选的成像技术，造影剂可以专门用于增强，例如，超声波图像、磁共振图像或X射线计算断层分析图像。造影剂的施用可以是口服(例如，用于对胃肠道进行成像)，通过喷雾器进入气管(用于对肺进行成像)，或通过注射。通过注射的施用方式包括，例如，血管内的(如静脉内的或动脉内的)、淋巴内的、皮下的、肌肉内的、皮内的、腹腔内的、细胞组织间的、鞘内的或肿瘤内的给药。优选情况下，造影剂通过注射方式，通过静脉内，要么作为连续的输注(通常通过泵)或作为丸剂(通常利用注射器手工注射)，以便待分析的身体部位被灌注了所述造影剂。根据本发明，并取决于不同的成像技术，可以在获取身体部位的图像之前和/或在获取图像过程中给病人服造影剂。
造影剂基本上自由地在病人体内循环，以便到达待分析的身体部位；例如，造影剂可以沿着胃肠道移动(在口服的情况下)，或在血管系统内移动(在血管内给药的情况下)。然而，造影剂也能够被固定在选定(生物)目标上，以便在整个分析过程中(或至少其大部分时间)保持在基本上固定的位置。
优选情况下，造影剂能够增强超声波图像，如利用图1的系统获取的图像。
用于进行超声波成像的合适的造影剂包括气泡悬浮在液体载体中；气泡的直径大约为0.1-5μm，以便允许它们穿过病人的身体的微血管。气泡一般是通过将气体或其前体夹带或封装到各种系统(包括乳化剂、油类、增稠剂、糖、蛋白质或聚合物)中来稳定；稳定的气泡简称为充气的微泡。微泡包括分散在水介质中，并通过涉及表面活性剂(即，两亲材料，也称为“微泡”)的非常薄的包络吸附在气体/液体接口中的气泡。或者，微泡包括悬浮物，在悬浮物中，气泡是由固体物料包络围绕，包络由脂质或天然的或合成聚合物(也称为微球或微囊体)构成。另一种造影剂包括聚合物或其他固体的多孔微粒的悬浮物，在微粒的小孔内携带了气泡。在EP-A-0458745、WO-A-91/15244、EP-A-0554213、WO-A-94/09829和WO-A-95/16467中描述了微泡(特别是微泡和微球)的合适的水悬浮物的示例，以及其配制方法，这里全文引用了这些说明书作为参考。BraccoInternational BV公司提供的SonoVue是包括充气的微泡的商用超声波造影剂的示例。
优选情况下，按这样的方式配制造影剂，以便通过特定交互有选择地吸附到所需的目标；在此情况下，通常简称为有针对性的造影剂。例如，通过包括能够有选择地吸附到所需的组织或受体的有针对性的配位体(如通过生物化学亲合力和/或静电交互作用)，可以实现此行为。单克隆抗体、缩氨酸或聚糖是有针对性的配位体的示例(可以插入到微泡的薄膜)中。术语“组织”的含义是单个细胞以及细胞的聚合体，如薄膜或器官。该术语是指正常的(健康的)或异常的(有病的)细胞或细胞的聚合体。心肌组织(包括心肌细胞)、膜组织(如内皮和上皮)，以及结缔组织是组织的示例；梗塞的心脏组织、血块、动脉粥样硬化血小板以及肿瘤组织，是有病的组织的示例。受体包括位于组织上的(例如，在细胞内或位于它们的表面)能够有选择地吸附到特定物质的任何分子结构。糖蛋白GPIIbIIIa或血纤维蛋白(例如，位于血块或血栓中)或KDR(例如，位于肿瘤组织中)是受体的示例。在“G.M.Lanza and S.A.Wickline，Targeted UltrasonicContrast Agents for Molecular Imaging and Therapy，Progress inCardiovascular Diseases，44(1)，2001，13-31”以及2005年8月17日提出的共同待审批的国际专利申请No.PCT/EP2005/054041中描述了合适的有针对性的造影剂和有针对性的配位体，这里全文引用了这些说明书作为参考。
此外，没有特定针对性的配位体的造影剂也可以通过非特定的交互固定在病人的特定位置不动。例如，取决于它们的配方和大小，某些充气的微泡可以快速地被视为血液的非自我的成份，如此，被血液蛋白质调理，然后被单核细胞或巨噬细胞吞噬。在此情况下，一般而言，大部分的充气的微泡在肝脏中消失。或者，充气的微泡(不是那么快地被视为血液的非自我成份)可以将它们的循环时间延长到至少20分钟。对于这些充气的微泡，可以在某些器官(例如，肾)中慢慢地累积；因此，在施用之后的稍晚的时间，充气的微泡可以慢慢地移动或完全在这些器官中停止。上文所描述的现象的量化，在当前技术中也称为“晚期浑浊化”LPO，可以提供有关有问题的器官的状态的有价值的信息。
再次参考图1，向身体部位155施加具有低声能的一系列超声波脉冲(如具有机械指数MI＝0.01-0.1)，以便对造影剂的破坏可以忽略(如小于其总量的20％，优选情况下，小于10％)。随着时间的推移响应超声波脉冲记录的回波信号提供了分析过程中的身体部位155的演变的表示形式(在病人150施用了造影剂时或稍后)。然后，在标准的亮度模式(B模式)下，将回波信号转换为数字图像(或帧)的序列，那些图像代表在对应的连续的获取瞬间的身体部位155(例如，利用每秒10-30个图像的采样率)。每一个图像由包括相应的可视化元素(基本图像元素(像素)或基本体积元素(三维像素)，每一个元素都对应于包括身体部位155的基本部分的位置)的值的矩阵(例如，具有512行和512列)的位图进行定义。通常，像素值包括定义像素的亮度的灰度级级别(例如，以8比特编码)；像素值作为对应的回波信号的强度的函数，从0(黑色)增大到255(白色)。
回波信号，以及对应的图像一般是由不同影响的重叠产生的，不同影响是由仍在循环的造影剂、在目标上固定造影剂，以及周围的组织产生的。优选情况下，超声波扫描仪100在对比度特定的成像模式下操作，以便基本上消除或至少降低组织在回波信号的主要(线性的)影响，相对于(循环和固定不动的)造影剂的(非线性的)影响；对比度特定的成像模式的示例包括谐振成像(HI)、脉冲反向(PI)、功率调制(PM)和对比度脉冲序列化(CPS)技术，如例如在“Rafteret al.，Imaging technologies and techniques，Cardiology Clinics 22(2004)，pp.181-197”所描述的，这里全文引用了该说明书作为参考。
为了允许鉴别固定造影剂与循环造影剂，下面所描述的解决方案从观察到下列现象开始，固定造影剂的影响显示了随着时间的推移而有高水平的关联，而循环造影剂的影响却显示了低水平的关联。在图像的序列中通过表现出小的或没有变化(从一个瞬间到另一个瞬间)的对应的像素值(对于相同位置)表示了高度关联的回波信号；相反，通过表现出高变化的对应的像素值表示出具有低度关联的回波信号。然后，对图像进行处理，以便基本上抑制(或至少衰减)显示了高变化的像素值(同时保留了显示了低变化的像素值)。
为此，每一个像素值都被替换为像素值本身和前面的图像中的对应的像素值之间的最小值。更正式地，通过应用下列提出的算法，获得像素值：
OP(x，y，k)＝MIN[IP(x，y，k)，IP(x，y，k-1)]，
其中，OP(x，y，k)是由在瞬间k处获取的图像中的空间坐标x，y(分别是行和列的号码)标识的像素的(输出的)已处理的值，IP(x，y，k)和IP(x，y，k-1)是同一个图像和前面的图像中的像素的(输入)原始值，而MIN[]是确定其参数之间的最小值的函数。
在图2a-2b中概要表示了上文所提及的算法的应用实例。具体来说，图2a显示了在连续的瞬间(T1-T8)拍摄的示范性图像的部分(包括5个像素P1-P5)。为简单起见，在不存在造影剂的情况下，每一个像素P1-P5都被表示为完全为黑色，当检测到造影剂时完全是白色。
如图所示，在开始阶段(瞬间T1)，所有像素P1-P5都是黑色的，表明，在身体部位的对应的区域没有造影剂存在(假设组织在回波信号中影响已经完全被抑制)。造影剂的第一微粒(如微泡)在瞬间T2进入同一个区域，如变为白色的像素P1所示。然后，造影剂的第一微粒从左到右穿过该区域(在瞬间T3-T6为白色像素P2-P5)，并在瞬间T7离开它。除第一微粒之外，造影剂的第二微粒在瞬间T5进入该区域(白色像素P1)。造影剂的第二微粒在瞬间T6移动到下一个像素P2，然后在此位置保持固定不动(瞬间T6-T8)。
通过将提出的算法应用于上文所描述的示例，会生成图2b所示的对应的图像。具体来说，在连续图像之间变化的每个像素P1-P5变为黑色(因为它替换为由算法计算出的对应的最小值)；相反，当像素P1-P5固定不动(在连续图像之间)时，它会保持其值。结果，造影剂的第一(循环)微粒的影响消失；当造影剂的第二个微粒移动时(瞬间T5-T6)，未显示出造影剂的第二个微粒，但是，一旦它固定不动，即可检测到它(瞬间T7-T8)。
当然，在实际应用中，每一个像素都可以通过任何灰度级级别来表示。具体来说，像素值是造影剂的浓度的函数；在造影剂的浓度比较低的情况下，像素相当黑(如当其少数微粒被固定不动时)，而在造影剂的浓度比较高的情况下，它们非常明亮(如当循环的造影剂在洗入阶段进入待分析的身体部位时)。
例如，如图3a所示，在开始阶段(瞬间T1)，所有像素P1-P5都是黑色的(无造影剂)。造影剂的微粒在瞬间T2进入该区域(如变为灰色的像素P1所示)；造影剂的微粒在瞬间T3移动到下一个像素P2，然后在此位置保持固定不动(瞬间T4-T8)。在图3a的表示形式中，造影剂的其他循环微粒在瞬间T4-T8(白色像素P1-P5)和在瞬间T6-T8(白色像素P1-P3)从左到右越过该区域。可以看出，循环的造影剂的影响占主导地位，而基本上隐藏了固定造影剂的存在。
通过将提出的算法应用于此示例，会生成图3b所示的对应的图像。也是在此情况下，循环的造影剂的影响消失，只保留了固定造影剂的影响(灰色像素P2，在瞬间T4-T8)。
换句话说，随着时间的推移，上文所描述的过程过滤掉了像素值的(高强度)峰值。为了说明此行为，图4a显示了同一个位置的对应的像素值的示范性序列。可以看出，在大约2s的瞬间，造影剂的微粒在该像素位置固定不动(如像素值的轻微的增大所示)。然后，造影剂的大量的循环微粒在大约12s、22s、30s、38s、46s和54s的瞬间穿过同一个像素(如像素值的高得多的增大所示)。
然而，如图4b所示，通过应用提出的算法，会导致基本上是平坦的像素值的模式(在检测到造影剂的固定不动的微粒之后)。实际上，由造影剂的循环微粒的通过所引起的峰值非常短，以致于由于造影剂的固定不动的微粒，该算法将始终将对应的高像素值与之前的低像素值进行比较；如此，那些峰值会消失，只保留造影剂的固定不动的微粒的影响。
提出的算法是由最小强度投影(Min_IP)算法派生而来的，下面将简称为“经过修改的Min_IP算法”。在(原始的)Min_IP算法中，每一个像素值都被替换为该像素值本身和通过该过程的较早的迭代所产生的running最小值之间的最小值，即：
OP(x，y，k)＝MIN[IP(x，y，k)，OP(x，y，k-1)]，
其中，OP(x，y，k-1)是前面的图像中的像素的(输出的)经过处理的值。
然而，应该指出的是，利用Min_IP算法，不可能检测到固定造影剂。例如，在图5a中，考虑了图2a中提供的相同情况。
通过将Min_IP算法应用于此示例，会生成图5b所示的对应的图像。具体来说，已经变为黑色的每个像素P1-P5始终都保持相同值(因为Min_IP算法用其running最小值替换它)。因此，当造影剂的微粒固定不动时，对应的像素(P2)不更新，仍保持黑色。
类似的考虑也适用于最大强度投影(Max_IP)算法。在算法中，每一个像素值都被替换为该像素值本身和通过该过程的较早的迭代所产生的running最大值之间的最大值，即：
OP(x，y，k)＝MAX[IP(x，y，k)，OP(x，y，k-1)]，
其中，MAX[]是确定其参数之间的最大值的函数。
然而，甚至对于Max_IP算法，也不可能检测到固定造影剂。例如，在图6a中，再次考虑了图2a中提供的相同情况。
通过将Max_IP算法应用于此示例，会生成图6b所示的对应的图像。具体来说，已经变为白色的每个像素P1-P5始终都保持相同值(因为Max_IP算法用其running最大值替换它)。因此，一旦循环造影剂到达通用像素P1-P5，甚至在循环造影剂已经离开此像素的情况下，此像素仍保持白色。结果，循环造影剂完全遮盖了固定造影剂(在像素P2)。
Min_IP和Max_IP算法用于医学成像领域，例如，以改善血管系统的可视性(例如，通过在施用造影剂之前应用Min_IP算法，随后在施用造影剂之后应用Max_IP算法)；在US-B-6,436,049中描述了用于产生(三维)投影图像的此技术。在US-B-6,676,606中说明了Max_IP算法的另一个应用；在此情况下，Max_IP算法用于投影造影剂的微粒的轨迹，以便可以检测微小的血管(当造影剂的单个颗粒穿过它们时特别有用)。
请回头参看经过修改的Min_IP算法，已经发现，(虽然在许多实际应用中对于鉴别固定造影剂相当有效)此算法在特定临界状态下可能表现出某种局限性(例如，当造影剂的循环微粒的浓度比较高时或当造影剂的循环微粒移动得比较慢时)。
例如，图7a-7b概要表示了经过修改的Min_IP算法应用于造影剂的循环微粒的浓度比较高的示范性情况。
具体来说，如图7a所示，在开始阶段(瞬间T1)，所有像素P1-P5都是黑色的(无造影剂)。造影剂的第一循环微粒从左到右穿过该区域(瞬间T2-T6的白色像素P1-P5)；造影剂的第一循环微粒接下来是造影剂第二个循环微粒，该第二个循环微粒紧随其后从左到右穿过同一个区域(瞬间T3-T7的白色像素P1-P5)。
通过将经过修改的Min_IP算法应用于上文所描述的示例，会生成图7b所示的对应的图像。与前面的情况一样，造影剂的第一循环微粒的影响消失。然而，这对于造影剂的第二个循环微粒来说是不正确的(因为随着造影剂的循环微粒连续地穿过它，每个像素P1-P5对于两个连续的瞬间，仍保持白色)；甚至在应用经过修改的Min_IP算法之后，造影剂的第二个循环微粒的影响在图像中仍可见，存在阻止检测到同一个区域中的造影剂的任何实际固定不动的微粒的风险。
同样，图8a-8b概要表示了经过修改的Min_IP算法应用于造影剂的循环微粒移动得比较慢的示范性情况。
具体来说，如图8a所示，在开始阶段(瞬间T1)，所有像素P1-P5都是黑色的(无造影剂)。造影剂的移动得比较慢的微粒在瞬间T2进入该区域，如变为白色的像素P1所示；在下一个瞬间T3，造影剂的移动得比较慢的循环微粒再次位于同一个位置。然后，造影剂的移动得比较慢的循环微粒移动到像素P2(瞬间T4-T5)，移动到像素P3(瞬间T6-T7)，再移动到像素P4(瞬间T8)。
通过将经过修改的Min_IP算法应用于上文所描述的示例，会生成图8b所示的对应的图像。可以看出，每当像素保持固定时(即，瞬间T2-T3时的像素P1、瞬间T4-T5时的像素P2，以及瞬间T6-T7时的像素P3)，它变为白色(分别在瞬间T3、T5和T7)。因此，造影剂的移动得比较慢的循环微粒在这些瞬间被视为固定不动(从而，在所产生的图像引入了人为现象)。
换句话说，经过修改的Min_IP算法(以上面所提供的形式)，在比两个连续图像之间的时间间隔更长的时间段内，不能鉴别造影剂的固定不动的微粒与那些仍保持在同一个像素位置周围的造影剂的循环微粒(因为它们要么彼此靠近，要么移动得比较慢)。的确，不能消除由造影剂的循环微粒的通过所引起的太宽的峰值(因为它们与造影剂的固定不动的微粒具有完全相同的行为)。
然而，可以通过增大经过修改的Min_IP算法的过滤长度(由被考虑用于计算最小值的图像的数量进行定义)来解决上文所提及的问题。例如，对于3个图像的过滤长度，定义经过修改的Min_IP算法的公式变为：
OP(x，y，k)＝MIN[IP(X，y，k)，IP(x，y，k-1)，IP(x，y，k-2)]，
其中，IP(x，y，k-2)是下一个前面的图像中的像素的(输入的)原始值。如此，只有在造影剂的任何微粒对于三个或更多连续图像仍保持在同一个位置的情况下，该微粒才被视为固定不动；因此，这可以过滤掉更宽的像素值的峰值。
为了说明此行为，在图9a中，考虑了图7a中提供的相同情况。
通过将经过修改的Min_IP算法应用于此示例，利用3个图像的过滤长度，会生成图9b所示的对应的图像。可以看出，每个像素P1-P5都是黑色(因为该算法将它替换为最后三个图像内的其最小值)。因此，现在，造影剂的所有循环微粒的影响都消失(即使它们在两个连续的瞬间穿过同一个像素位置)。
通过考虑图8a中提供的情况，类似的考虑也适用(在图10a中重复)。
也是在此情况下，如图10b所示，所有像素P1-P5都变为黑色。结果，消除了造影剂的移动得比较慢的循环微粒的影响(即使它在两个连续的瞬间内保持在同一个像素位置)。
更一般地，经过修改的Min_IP算法可以由下列公式进行定义：
OP(x，y，k)＝MIN[IP(x，y，k)，...，IP(x，y，k-n)]n＞＝1，
其中，n是指定过滤长度的图像的数量。过滤长度n对应于时间窗(由过滤长度n与图像的采样率的倒数的乘积给出)，该时间窗定义了通过经过修改的Min_IP算法应用的时间低通过滤的程度。的确，经过修改的Min_IP算法能够随着时间的推移消除具有小于过滤窗口的程度的宽度的像素值的任何峰值(而更宽的峰值仍保持部分可见)。这会改善该方法的健壮性，从而增大了固定造影剂和循环的造影剂之间的可辨性。
根据分析过程的高准确性和快速响应性的相反的要求，调整过滤长度n的值(于是，过滤窗口的值)。具体来说，过滤长度n的值较高，可以消除高浓度的造影剂的循环微粒或移动得非常慢的造影剂的循环微粒。然而，这会延迟检测到造影剂的任何固定不动的微粒的时刻(因为只有在造影剂的微粒在对应的过滤窗口的程度内保持在同一个位置之后，对应的像素才会变为白色)；此外，在变为黑色之后(甚至对于单一瞬时)，在比过滤窗口的长度更短的时间间隔内(例如，由于图像中的噪声)，像素仍可能保持黑色。
优选情况下，根据特定的应用场合，动态地选择过滤长度n。具体来说，当造影剂流速比较高时(如在动脉中)，过滤长度n被设置为低值(例如，n＝1-5，对应于0.1-0.5s的过滤窗口，每秒10个图像的采样率；相反，当造影剂流速比较低时(如在微血管中)，过滤长度n被设置为高值(例如，n＝3-12，对应于0.3-1.2s的过滤窗口，相同的图像采样率)。
图11显示了上文所描述的不同算法的示范性应用的模拟。具体来说，该图显示了模拟了在目标区域上(位于图像的中心)大量造影剂(包括，例如，充气的微泡)通过的不同瞬间的合成数据集上获得的结果。最左边的列显示了造影剂到达目标区域之前的情况(洗入阶段)，中间的列显示了当造影剂重叠在目标区域上时的情况，而最右边的列显示了当造影剂穿过目标区域时的情况(洗出阶段)。
行(A)代表原始序列。可以看出，只有在造影剂的所有循环微粒离开目标区域之后，才可以将(目标区域中的)固定造影剂与循环造影剂区别开来(然后检测到)。在通过推注施用造影剂的情况下，这要花几分钟；对于作为输注施用的造影剂(通常持续10分钟)，只有在已经停止输注之后洗出才会启动。
行(B)代表通过应用Min_IP算法所获得的结果。在此情况下，如前面所说明的，图像始终保持黑色；因此，不可能检测到固定造影剂。
行(C)显示了通过经过修改的Min_IP算法(使用过滤长度n＝1)所获得的结果。在此情况下，部分地抑制了循环造影剂的影响；然而，抑制不是完整的，只在洗出阶段，造影剂的固定不动的微粒清楚可见，并可与造影剂的循环微粒区分开来。
行(D)代表通过同一个经过修改的Min_IP算法所获得的结果，但是，设置了较高的过滤长度的值(即，n＝9)。可以看出，现在几乎完全抑制了循环造影剂的影响；因此，一旦造影剂的固定不动的微粒在目标区域中保持固定不动，就可以检测到它们，无需等待造影剂的洗出阶段。
最后，行(E)中显示了通过Max_IP算法所获得的结果。如上文所讨论的，在此情况下，很好地强调了造影剂的每一个微粒的轨迹的投影；然而，那些投影的轨迹完全遮盖了造影剂的固定不动的微粒(从而，不可能检测到它们)。
现在，图12a-12d显示了上文所描述的经过修改的Min_IP算法的体内应用的示例。为此，在豚鼠的腹部动脉中产生了血栓。通过连接到Sequoia超声波扫描仪(Siemens)的线性阵列型(15L8)的成像探针对此身体部位进行分析。该超声波扫描仪在CPS模式下操作。所使用的传输频率和机械指数分别是10MHz和0.20。在初始瞬间t＝0分时进行造影剂(包括血纤维蛋白特定的微泡)的推注。在10分钟的时间段内连续地扫描包含血栓的动脉包括造影剂的洗入和洗出。使用数字视频记录器将如此获得的图像记录在磁带上，并离线地进行处理。在图12a-12d中，在左侧显示了原始图像。在感兴趣区域(ROI)(由包括动脉的带有血栓的部位的矩形构成)应用经过修改的Min_IP算法(过滤长度n＝9)；所获得的结果重叠在原始图像上，以便获得图形的右侧显示的(经过处理的)图像。
具体来说，图12a涉及紧随在注射造影剂之后的瞬间。可以看出，对应的已处理的图像中的选定矩形完全是黑色，因为造影剂还没有到达身体部位的对应的区域。
图12b描述了在注射了造影剂之后(在洗出阶段)2分钟的情况。从原始图像很清楚地看出，附着于血栓中的造影剂的固定不动的微粒不能与高浓度的造影剂的循环微粒的区别开来。相比之下，在已处理的图像中，很好地抑制了造影剂的循环微粒的影响；如此，造影剂的固定不动的微粒清楚可见，完全描绘出了血栓的轮廓。
如图12c所示，在注射之后8分钟，只有造影剂的少数微粒仍在循环。此时，也可以从原始图像看到附着于血栓的造影剂的固定不动的微粒；然而，血栓的轮廓没有如已处理的图像所示的那样清晰。
最后，在实验结束时，使用带有高机械指数的超声波脉冲(所谓的闪烁)销毁附着于血栓中的造影剂的所有固定不动的微粒。图12d中的如此获得的结果确认，血栓的增强的可视性完全是由于造影剂的粘附颗粒。
现在请参看图13，利用附图标记1300，作为整体表示了可以用于实施根据本发明的实施例的解决方案的主要软件和硬件组件。信息(程序和数据)通常存储在硬盘上，当程序与操作系统及其他应用程序(图中未显示)一起运行时，加载(至少部分地)到工作存储器中。最初，程序例如从CD-ROM中安装到硬盘上。
具体来说，驱动程序1303控制成像探针(图中未显示)；例如，成像探针驱动程序1303包括用于生成要被施加于待分析的身体部位的超声波脉冲的传输射束形成装置和和脉冲装置。从所述身体部位接收到的对应的(模拟RF)回波信号将提供到接收处理器1306。通常，接收处理器1306预先放大模拟RF回波信号，并应用预先时间增益补偿(TGC)；然后，由模拟-数字转换器将模拟RF回波信号转换为数字值，并通过接收射束形成装置合并到聚焦的信号中。优选情况下，通过进一步的数字算法及其他线性的或非线性的信号调节器(如后波束形成TGC)处理如此获得的数字信号。具体来说，接收处理器1306应用对比度特定的算法以抑制组织的影响(如基于以上所述的HI、PI、PM或CPS技术)。然后，对数字信号进行解调，log-压缩，并通过扫描转换为视频格式。此过程导致记录(视频)输入图像Ii的序列。更具体来说，输入图像Ii的每一个像素值由对应于所述像素的身体部位的位置处的声音响应的强度来确定。可选地，接收处理器1306还包括运动补偿模块，用于执行用于降低输入图像Ii相对于参考图像的偏差(例如，由于病人的移动，由于他/她的呼吸周期或由于成像探针的不随意运动)的方法；在2005年8月5日提出的共同待审批的国际专利申请PCT/EP2005/053871中描述了很适合于此目的的运动补偿方法的示例，这里全文引用了该说明书作为参考。
使用绘图模块1309预先定义用于对(可能对准的)输入图像Ii执行分析过程的感兴趣区域。该操作生成限制掩码Ml，由与输入图像Ii一样大小(即，M×N)的二进制值的矩阵构成；给感兴趣区域内部的所有二进制值都分配了逻辑值1，而给感兴趣区域外面的二进制值分配了逻辑值0。
预处理器1312可选地用于将(视频)输入图像转换为对应的线性化输入图像，其中，每一个像素值都与造影剂的对应的局部浓度成正比；例如，此结果可以通过应用倒置的log-压缩，然后对如此获得的值进行平方(例如，如在WO-A-2004/110279中所描述的，这里全文引用了该说明书作为参考。)在任何情况下，预处理器1312输出经过预处理的输入图像Ip的序列，该由原始的(视频)输入图像Ii构成或由对应的线性化输入图像构成(根据用户的选择)。
选择器1315用于提取并锁定其中一个经过预处理的(视频或线性化)输入图像Ip，用作背景图像(用Ib表示)；例如，在造影剂到达待分析的身体部位之前获取的经过预处理的输入图像Ip之中选择背景图像Ib。
乘法器1321接收背景图像Ib(从选择器1315)和限制掩码Ml(从绘图模块1309)。乘法器1321一个像素一个像素地将背景图像Ib乘以限制掩码Ml，以便生成对应的受限的背景图像LIb(此操作只需执行一次，但是，它可以在过程中的任何时间重复)。另一个乘法器1324接收经过预处理的(视频或线性化)输入图像Ip(从预处理器1312)和限制掩码Ml(从绘图模块1309)。乘法器1324一个像素一个像素地将经过预处理的输入图像Ip乘以限制掩码Ml，以便生成对应的受限的输入图像LIp。结果，受限的背景图像LIb和受限的输入图像LIp分别只包括背景图像Ib的像素值和经过预处理的输入图像Ip的像素值，它们在感兴趣区域(由限制掩码Ml进行定义)的内部，而其他像素值被复位为0。
减法运算器(difference operator)1327接收受限的背景图像LIb(从乘法器1321)和受限的输入图像LIp(从乘法器1324)。运算器1327一个像素一个像素地从受限的输入图像LIp减去受限的背景图像LIb，以便消除任何残余的混杂信号(例如，由于没有通过在接收处理器1306中应用的对比度特定的算法完全消除组织的影响)。该操作生成提供到空间子采样器1333的经过校正的图像Ic的序列。
模块1333根据成像探针沿着每一个维的空间分辨率(相当于，例如，2到6个像素)确定的因子，对经过校正的图像Ic进行二次抽样。优选情况下，空间二次抽样包括低通过滤，接下来是根据二次抽样因子，进行二次抽样。可以选择低通过滤器的截止频率作为，例如，通过傅里叶分析确定的从经过校正的图像Ic中选择的一个图像中的包含较高能量的频率分量。然后，可以将二次抽样因子确定为，例如，导致等于两倍于截止频率的空间采样频率。如此，每一个经过校正的图像Ic都被转换成(在空间上进行了二次抽样的)图像Is。
图像Is被连续地存储到堆栈1336中，堆栈1336充当缓冲存储器，用于根据上文所描述的算法进行进一步的处理。堆栈1336为m个Is提供了存储空间。根据关系式m＝n(p+l)，通过选择过滤深度n和时间二次抽样参数p(从0到n-2)，确定m的值。如此创建一组n个(在时间上二次抽样的)图像SIs，并使它们可用于进一步处理。在大多数实际情况下，参数p被设置为0以便m＝n。然后，该组图像SIs包括存储在堆栈1336中的所有最后n个图像(以便考虑每个图像Is)。相反，当二次抽样参数p大于0时，m个图像Is(m＞n)必须存储在堆栈1336中，以便使n个图像Is可用于进一步处理。当超声波扫描仪以超高采样率(例如，每秒100-500个图像)时，可以方便地利用此时间二次抽样，在这种情况下，通过对每个可用的图像Is的分析，不会提供任何有用的好处。堆栈1336还接收重叠参数o(从0到m-1)。通常，重叠参数o＝m-1，以便堆栈1336为每一个图像Is创建一组新的图像SIs。当重叠参数o＜m-1时，在m-o个图像Is进入堆栈1336之后，堆栈1336创建一组新的图像SIs。
同时，由接收处理器1306提供的原始的(视频)输入图像Ii被锁定到另一个堆栈1337，该堆栈1337包括先进先出(FIFO)移位寄存器，大小等于m(以便存储m个输入图像Ii)。
过滤器1339从堆栈1336中接收该组图像SIs。过滤器1339通过对该组图像SIs(包括n个图像Is)应用上文所描述的经过修改的Min_IP算法来计算经过过滤的图像Ifs。
然后，将如此获得的经过过滤的图像Ifs传递到掩码生成器1342，该掩码生成器1342也接收单元值的预先定义的阈值TH(例如，从它们的最大允许值的0％到5％)。掩码生成器1342创建对应的覆盖掩码Mo；如果其值严格地高于阈值TH，则通过(向每一个单元)分配逻辑值1，否则，分配逻辑值0，从经过过滤的图像Ifs中获得覆盖掩码Mo。
覆盖掩码Mo随后被提供到空间内插器1345。空间内插器1345恢复对应于输入图像Ii的大小的覆盖掩码Mo的完全大小(即，M×N二进制值)；为此，对于对应的像素组，复制覆盖掩码Mo中的每一个单元的值。该运算产生对应的内插掩码RMo。
同时，经过过滤的图像Ifs也提供到后处理器1348。后处理器1348可能通过应用增益因子，可选地将经过过滤的图像Ifs的单元值转换为对应的单独的值(例如，包括在所有单元的最低值和最高值之间均匀分布的64或128个级别)。可选地，当输入图像Ii被预处理器1312线性化时，后处理器1348也可以应用非线性过程(如log-压缩)，以便产生具有匀称的对比度的图像。后处理器1348也访问颜色查询表1351。颜色查询表1351将所有可能的级别与对应的颜色(优选情况下，随着级别提高，颜色变得越浅)的表示形式关联；例如，每一种颜色都由用于访问包含其实际规范的调色板内的位置的指数进行定义。如此，给经过过滤的图像Ifs中的每一个单元分配对应的颜色表示。
经过过滤的图像Ifs(要么是后处理的，要么作为最初构建的)被提供到空间内插器1354。空间内插器1354通过内插法技术(如基于最近邻、双线性的或二元三次的技术)，恢复对应于输入图像Ii的大小(即，M×N像素值)的经过过滤的图像Ifs的完全大小。为此，对于对应的像素组，复制经过过滤的图像Ifs中的每一个单元的值(最近邻内插法)，并可选地在空间上过滤(如使用低通2D或3D空间过滤器)。该运算产生对应的内插图像RI。
乘法器1357接收内插图像RI(从空间内插器1354)和内插掩码RMo(从空间内插器1345)。乘法器1357一个像素一个像素地将内插图像RI乘以内插掩码RMo，以便获得掩蔽的图像MI；结果，掩蔽的图像MI只包括对应的内插图像RI的像素值，这些像素值高于阈值TH(而其他像素值被复位为0)。阈值TH允许调整内插图像RI的掩蔽的级别；具体来说，当阈值TH被设置为0时，覆盖掩码Mo的每个像素和内插覆盖掩蔽的RMo的每个像素都是逻辑值1，以便掩蔽的图像MI将完全与内插图像RI相同。然后，将掩蔽的图像MI锁定到单一图像缓冲区1358中(替换其前面的内容)。如此，每当由过滤器1339输出新的经过过滤的图像Ifs时，都更新缓冲区1358中的掩蔽的图像MI，而否则它会保持不变(以便保持从最后计算出的经过过滤的图像Ifs中获得的掩蔽的图像MI)。
内插掩码RMo还从空间内插器1345提供到反相器1360，该反相器1360生成对应的反向的内插掩码RMo(通过交换逻辑值0和1)。内插掩码RMo被同样锁定到另一个单一图像缓冲区1361中(替换其前面的内容)，以便始终与缓冲区1358中的掩蔽的图像MI同步。然后，将锁定在缓冲区1361中的反向的内插掩码RMo传递到乘法器1363。乘法器1363还从堆栈1337中接收延迟的图像Id。每次反向的内插掩码RMo被锁定到缓冲区1361中时，对应的延迟的图像Id从堆栈1337中退出，如此允许乘法器1363一个像素一个像素地乘以其输入，以便获得掩蔽的延迟的图像MId；结果，掩蔽的延迟的图像MId只包括延迟的图像Id的像素值，它们未包括在对应的掩蔽的图像MI内(而其他像素值被复位为0)。
加法器1369接收掩蔽的延迟的图像MId(从乘法器1363)和掩蔽的图像MI(锁定在缓冲区1358中)。加法器1369一个像素一个像素地(正确地同步)将掩蔽的图像MI和掩蔽的延迟的图像MId相加，以便获得覆盖的图像Io。如此，延迟的图像Id的每一个像素值都被掩蔽的图像MI的对应的像素值替换，当且仅当后者具有有效值(即，高于阈值TH)。
覆盖的图像Io被传递到监视器驱动程序1372，该驱动程序1372控制其可视性。同时，覆盖的图像Io也可以被添加到储存库1375中。对于记录的每一个新的输入图像Ii，重复上文所描述的相同操作。具体来说，将新的输入图像Ii推入堆栈1337中；这使得前面的输入图像Ii在堆栈1337中移动，并输出最旧的输入图像。同时(在可能的线性化、限制到所需的感兴趣区域、减去背景图像Ib，以及空间二次抽样)之后，对应的新的经过校正的图像Ic被添加到堆栈1336中。结果，覆盖的图像Io连续地显示在超声波扫描仪的监视器上；应该指出的是，每一个覆盖的图像Io都有一个延迟(相对于其采集时间)，该延迟由穿过整个堆栈1337所需的时间(对应于选定过滤窗口)进行定义。此外，如此获得的覆盖的图像Io的序列还在储存库1375中可用于进一步分析。
上文所描述的解决方案促进了固定造影剂的检测；具体来说，这可以鉴别固定造影剂与循环造影剂(也鉴别移动的组织)。因此，显著地提高了对所获得的结果的任何分析的精确度。
更具体来说，此技术使得在空间上描绘身体部位的感兴趣区域中的固定造影剂成为可能；同时，它还允许以相对来说比较高的准确度量化每一个位置的固定造影剂的浓度。例如，这会有助于否则将难以检测的多个病变的正确诊断。
应该指出的是，现在可以实时地(在显示图像的同时)检测固定造影剂。具体来说，一旦造影剂的固定不动的微粒附着于目标上，它们就被暴露；因此，在施用造影剂之后的较早的时间点，就可以获得分析的结果(无需等待其完全的洗出)。
上述所有都会有助于基于针对性的造影剂的使用的新的成像技术的成功开发。
当覆盖图像以彩色显示时，如构建(内插)经过过滤的图像的过程中分配给细胞颜色表示所定义的那样，进一步有助于覆盖的图像的序列的读取。在此情况下，每一种不同颜色都带有其自己的定量含义；例如，可以从显示在监视器上的接近于覆盖的图像的序列的色带中读出此值。
此外，通过在输入图像上覆盖经过过滤的图像，会提供固定造影剂的增强的视觉感，该视觉感现在被置于待分析的身体部位的实际表示形式的现实环境中。还应注意，阈值TH允许根据偶然的要求调整覆盖的程度。例如，通过提高阈值TH，会降低覆盖，以便限制处理对(原始的)输入图像的影响。相反，通过将阈值TH设置为0，可以将经过过滤的图像完全重叠到感兴趣区域中的输入图像上。
修改方案
当然，为了满足本地和特定要求，那些精通本技术的人员可以对上文所描述的解决方案应用许多修改方案和更改。具体来说，虽然是参考本发明的优选实施例以一定的详细程度描述本发明的，但是，应该理解，各种省略、替换和某种形式的变化和细节以及其他实施例也是可以的；此外，很明显，与本发明的任何所说明的实施例一起描述的特定元素和/或方法步骤也可以包含在任何其他实施例中，作为设计选择的一般情况。
例如，如果超声波扫描仪具有不同结构或包括其他单元(如具有线性的、凸面的、定相的或矩阵阵列类型的成像探针)，类似的考虑也适用。或者，提出的解决方案在包括超声波扫描仪和不同的计算机(或任何相当的数据处理系统)的医学成像系统中应用；在此情况下，测量的数据从超声波扫描仪传输到计算机，以便进行其处理(例如，通过可移动磁盘、存储器键或网络连接)。在任何情况下，任何其他医学成像应用，如基于核磁共振成像(MRI)或X射线计算断层分析(CT)也在本发明的范围内。
同样，本发明的解决方案还有助于对于任何(生物)目标利用相当的造影剂来实施；例如，在上文所提及的备选应用中，造影剂可以专门用于增强核磁共振成像或X射线计算断层分析成像。
在任何情况下，没有任何东西能阻止提出的处理应用到整个图像(而不选定任何感兴趣区域)。
如上文所描述的，本发明的解决方案优选情况下是通过计算相关的像素值之中的最小值来实现的(以便便于消除由造影剂的循环微粒生成的重叠斑点颗粒的影响)。然而，这不会作为限制；的确，可以使用备选算法来计算一般地表示相关的集中的最低的值的值(例如，基于像素值的加权平均值)。更一般地，提出的解决方案用代表对应的像素位置(的超声波脉冲)的最低响应的经过过滤的值替换输入图像中的像素值；因此，在基于负图像的系统中(其中，像素值随回波信号的强度而减少)，这将意味着计算该集合中的最大值。
在不偏离本发明的原理的情况下，也可以以不同的方式定义过滤窗口(然后过滤长度)。在任何情况下，没有任何东西会阻止使用预先定义的过滤窗口(例如，设置为在最标准情况下提供可以接受的性能的值)。
或者，可以根据任何其他判别条件执行输入图像的时间二次抽样(或者可以一起省略它)。
此外，用于获取输入图像的任何其他都在本发明的范围内(例如，使用基于多普勒的算法)。
应该理解，涉及减去背景图像的的功能不是严格需要的(可以在本发明的某些实现方式中省略)。
如果利用不同技术(例如，根据预先定义的二次抽样因素)对输入图像进行二次抽样，类似的考虑也适用；在任何情况下，都不排除在像素级别(而不是由上文所提及的空间二次抽样进行定义的像素的组的级别)应用提出的解决方案。
同样，也可以省略补偿输入图像的移动(例如，当此移动远比造影剂的流动慢时)。
或者，也可以在过滤图像之后应用空间二次抽样，而不是在将它们存储到对应的堆栈之前应用。
也可以根据用户的偏爱，保留选择将经过过滤的图像覆盖在输入图像上。例如，可以仅仅显示经过过滤的图像，而不覆盖在输入图像上，或感兴趣区域内的输入图像的像素值可以被设置为0，以便对着可以改进对比度的黑色背景显示经过过滤的图像。根据备选实施例，经过过滤的图像被覆盖在非对比度特定的图像上(如从由接收处理器提供的对比度特定的图像提取的基本B模式图像)，尽管优选情况下经过过滤的图像是从由对比度特定的成像模式提供的图像生成的。此外，虽然本发明是为实时使用专门设计的，但是，离线应用设计的解决方案以便分析所获得的结果也是可以的。
可以通过并行地实现两个或更多应用利用不同过滤长度的经过修改的Min_IP算法的过滤器来扩展该方法。这将允许识别同时具有不同流速的造影剂的微粒(如造影剂的快速移动的、慢速移动的和固定不动的微粒)。
如果程序(可以用于实现本发明)是以不同的方式构成的，或如果提供了另外的模块或功能，则类似的考虑也适用；同样，存储器结构也可以是其他类型，或者也可以替换为相当的实体不一定包括物理存储器介质)。此外，提出的解决方案还有助于利用等效的方法实现(具有类似或额外的步骤，甚至以不同的顺序)。在任何情况下，程序都可以呈现适合于由任何数据处理系统使用或与任何数据处理系统一起使用的形式，如外部或常驻软件、固件或微代码(要么以目标代码要么以源代码)。此外，程序还可以用任何计算机可使用的介质提供；介质可以是适合于包含、存储、传递、传播或传输程序的任何元件。这样的介质的示例有：固定盘(其中可以预先加载程序)、可移动磁盘、磁带、卡、有线、光纤、无线连接、网络、广播波等等；例如，介质可以是电子、磁性、光学、电磁、红外线或半导体类型。
在任何情况下，根据本发明的解决方案有助于利用硬件结构(例如，集成在半导体材料的芯片中)，或利用软件和硬件的组合来执行。

Claims (14)

1.一种用于在医学成像应用中促进固定造影剂的检测的系统(1300)，所述系统包括：
用于提供在对应的获取瞬间获得的总数个输入图像的序列的装置(1303-1306)，所述输入图像通过对施用了造影剂的病人的身体部位(155)进行成像获得，所述造影剂能够在病人体内循环并能够基本上在生物目标上固定不动，每一个输入图像都包括多个输入值，每一个输入值都表示对可能包括所述造影剂的身体部位的对应的部分的询问信号的响应，以及
用于降低在至少一个选定输入图像中所述身体部位内的所述循环造影剂的影响的装置(1309-1369)，
其特征在于，
所述用于降低影响的装置包括，用于通过用一组对应的经过过滤的值替换一组所述选定输入图像的输入值，创建对应于每一个选定输入图像的经过过滤的图像的装置(1309-1369)，每一个经过过滤的值表示包括其数量低于所述总数的若干个输入图像的多个输入图像的组中的所述身体部位的对应的部分的最低响应，所述多个输入图像的组包括所述选定输入图像和至少一个其它输入图像，所述至少一个其它输入图像的获取瞬间与所述选定输入图像的获取瞬间相距预先定义的时间距离。
2.根据权利要求1所述的系统(1300)，其中，每一个输入值都响应所述身体部位的所述对应的部分的询问信号而增大，每一个经过过滤的值都包括所述多个输入图像的组中的所述身体部位的所述对应的部分的输入值之中的最小值。
3.根据权利要求1或2所述的系统(1300)，其中，所述多个输入图像的组包括所述序列中的所述选定输入图像和至少一个前面的输入图像。
4.根据权利要求3所述的系统(1300)，其中，所述至少一个前面的输入图像包括多个前面的输入图像。
5.根据权利要求3所述的系统(1300)，进一步包括：
用于选择前面的输入图像的数量作为身体部位中的所述造影剂的估计的流动速率的函数的装置(1336，1337)。
6.根据权利要求3所述的系统(1300)，进一步包括用于在时间上对所述前面的输入图像进行二次抽样的装置(1336)。
7.根据权利要求1所述的系统(1300)，其中，所述身体部位包括组织，用于提供所述输入图像的序列的装置(1303-1306)包括：
用于降低所述组织在所述输入图像中的影响的装置(1306)。
8.根据权利要求1所述的系统(1300)，其中，所述用于创建所述经过过滤的图像的装置(1309-1369)包括：
用于选择所述输入图像的序列中的背景图像的装置(1315)，以及
用于从所述多个输入图像的组中减去所述背景图像的装置(1321-1327)。
9.根据权利要求1所述的系统(1300)，其中，所述用于创建所述经过过滤的图像的装置(1309-1369)包括：
用于根据其估计的分辨率在空间上对所述多个输入图像的组进行二次抽样的装置(1333)。
10.根据权利要求1所述的系统(1300)，进一步包括用于选择所述输入图像序列中的参考图像并用于补偿每一个输入图像相对于所述参考图像的移动的装置(1306)。
11.根据权利要求1所述的系统(1300)，进一步包括用于线性化(1333)所述多个输入图像的组的装置(1312)，以使其每一个输入值基本上与身体部位(155)的所述对应的部分中的所述造影剂的浓度成比例。
12.根据权利要求1所述的系统(1300)，进一步包括：
用于基本上在所述对应的选定的输入图像的所述获取瞬间实时地显示每一个经过过滤的图像的装置(1372)。
13.根据权利要求1所述的系统(1300)，其中，所述用于创建所述经过过滤的图像的装置(1309-1369)包括：
用于复位所述经过过滤的图像中的未到达阈值的每一个经过过滤的值的装置(1342-1357)，以及
用于将所述经过过滤的图像覆盖在所述对应的选定输入图像上的装置(1337；1360-1369)。
14.一种用于在医学成像应用中促进固定造影剂的检测的方法(1300)，所述方法包括下列步骤：
提供(1303-1306)在对应的获取瞬间获得的总数个输入图像的序列，所述输入图像通过对施用了造影剂的病人的身体部位(155)进行成像获得，所述造影剂能够在病人体内循环并能够基本上在生物目标上固定不动，每一个输入图像都包括多个输入值，每一个输入值都表示对可能包括所述造影剂的身体部位的对应的部分的询问信号的响应，以及
降低(1309-1369)所述身体部位内的所述循环造影剂在至少一个选定输入图像中的影响，
其特征在于，
对于每一个选定输入图像，所述降低步骤包括，通过用一组对应的经过过滤的值替换一组所述选定输入图像的输入值，创建(1309-1369)对应的经过过滤的图像，每一个经过过滤的值表示包括其数量低于所述总数的若干个输入图像的多个输入图像的组中的所述身体部位的对应的部分的最低响应，所述多个输入图像的组包括所述选定输入图像和至少一个其它输入图像，所述至少一个其它输入图像的获取瞬间与所述选定输入图像的获取瞬间相距预先定义的时间距离。
CN2006800418251A 2005-11-10 2006-11-09 基于流体力学分析在医学成像应用中检测固定造影剂 Active CN101304690B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP05110597 2005-11-10
EP05110597.1 2005-11-10
PCT/EP2006/068305 WO2007054544A1 (en) 2005-11-10 2006-11-09 Detection of immobilized contrast agent in medical imaging applications based on flow dynamics analysis

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101304690A CN101304690A (zh) 2008-11-12
CN101304690B true CN101304690B (zh) 2011-06-08

Family

ID=36273249

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2006800418251A Active CN101304690B (zh) 2005-11-10 2006-11-09 基于流体力学分析在医学成像应用中检测固定造影剂
CN2006800419945A Active CN101305399B (zh) 2005-11-10 2006-11-10 对包括组织的身体部位成像的系统和方法

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2006800419945A Active CN101305399B (zh) 2005-11-10 2006-11-10 对包括组织的身体部位成像的系统和方法

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9198639B2 (zh)
EP (1) EP1951124B1 (zh)
JP (1) JP5443760B2 (zh)
CN (2) CN101304690B (zh)
AU (1) AU2006311026B2 (zh)
CA (1) CA2624608C (zh)
WO (1) WO2007054544A1 (zh)

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA2624608C (en) 2005-11-10 2016-06-07 Bracco Research Sa Detection of immobilized contrast agent in medical imaging applications based on flow dynamics analysis
EP1952349B1 (en) 2005-11-10 2018-10-17 Bracco Suisse SA Instantaneous visualization of contrast agent concentration in imaging applications
KR100780242B1 (ko) * 2006-11-14 2007-11-27 삼성전기주식회사 이미지의 어두운 영역에서의 노이즈 제거 방법 및 장치
JP5313915B2 (ja) 2006-12-21 2013-10-09 ブラッコ・シュイス・ソシエテ・アノニム 医用画像用途における固定化された造影剤の脱離の検知
US7713209B2 (en) * 2007-05-21 2010-05-11 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Targeted contrast agent imaging with medical diagnostic ultrasound
US10130342B2 (en) 2007-12-28 2018-11-20 Bracco Suisse Sa Initialization of fitting parameters for perfusion assessment based on bolus administration
CN101917908B (zh) * 2007-12-28 2012-10-03 博莱科瑞士股份有限公司 医学成像应用中对固定造影剂的量化分析
EP2189112A1 (en) * 2008-11-24 2010-05-26 Bracco Research S.A. Real-time perfusion imaging and quantification
AU2010291254B2 (en) 2009-09-01 2016-08-11 Bracco Suisse Sa Parametric images based on dynamic behavior over time
WO2011045734A1 (en) * 2009-10-16 2011-04-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Photoacoustic contrast agent based active ultrasound imaging
JP5632203B2 (ja) * 2010-06-08 2014-11-26 株式会社東芝 超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像処理プログラム
JP6222807B2 (ja) * 2013-04-01 2017-11-01 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置、ｘ線診断装置及び医用画像処理プログラム
US9323725B2 (en) * 2014-01-24 2016-04-26 E-Image Data Corporation Multi-mode image capture systems and methods
WO2015155380A1 (en) 2014-04-07 2015-10-15 Bracco Suisse Sa Estimation of acoustic level in-situ with non-fundamental analysis
US11096671B2 (en) * 2015-09-10 2021-08-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Sparkle artifact detection in ultrasound color flow
CN108289654B (zh) * 2015-12-10 2021-03-30 博莱科瑞士股份有限公司 通过动态阈值化来检测固定化造影剂
WO2019104230A1 (en) * 2017-11-21 2019-05-31 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. System and method for imaging and localization of contrast-enhanced features in the presence of accumulating contrast agent in a body and amplification of features in ultrasound-generated images
US20190154822A1 (en) 2017-11-21 2019-05-23 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. System and method for imaging and localization of contrast-enhanced features in the presence of accumulating contrast agent in a body
EP3820375B1 (en) * 2018-07-11 2024-10-23 Koninklijke Philips N.V. Ultrasound imaging system with pixel extrapolation image enhancement
WO2020141229A1 (en) * 2019-01-04 2020-07-09 Koninklijke Philips N.V. Contrast imaging
US20220084207A1 (en) * 2020-09-17 2022-03-17 Motilent Limited Motion analysis of the digestive tract
CN112370079B (zh) * 2020-11-18 2022-08-26 景德镇陶瓷大学 一种利用超声多普勒检测血栓的方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5865750A (en) * 1997-05-07 1999-02-02 General Electric Company Method and apparatus for enhancing segmentation in three-dimensional ultrasound imaging
CN1545396A (zh) * 2000-09-26 2004-11-10 Ge医疗系统环球技术有限公司 图像存储方法、图像存储设备、超声诊断装置以及造影剂成像方法

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0374328B1 (en) 1988-12-23 1994-03-23 Shimadzu Corporation X-ray photographic equipment
IN172208B (zh) 1990-04-02 1993-05-01 Sint Sa
US5445813A (en) 1992-11-02 1995-08-29 Bracco International B.V. Stable microbubble suspensions as enhancement agents for ultrasound echography
AU636481B2 (en) 1990-05-18 1993-04-29 Bracco International B.V. Polymeric gas or air filled microballoons usable as suspensions in liquid carriers for ultrasonic echography
IL104084A (en) 1992-01-24 1996-09-12 Bracco Int Bv Sustainable aqueous suspensions of pressure-resistant and gas-filled blisters, their preparation, and contrast agents containing them
US5453575A (en) * 1993-02-01 1995-09-26 Endosonics Corporation Apparatus and method for detecting blood flow in intravascular ultrasonic imaging
ES2192572T3 (es) 1993-12-15 2003-10-16 Bracco Research Sa Medios de contraste de ultrasonidos, agentes de contraste que contienen los medios, y metodo.
US5833613A (en) * 1996-09-27 1998-11-10 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic diagnostic imaging with contrast agents
US6511426B1 (en) 1998-06-02 2003-01-28 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound system and method for versatile processing
JP2000178208A (ja) * 1998-12-18 2000-06-27 Toin Gakuen 超音波造影剤
JP4408988B2 (ja) 1999-05-31 2010-02-03 株式会社東芝 超音波診断装置
JP4113702B2 (ja) 2001-12-04 2008-07-09 株式会社東芝 超音波診断装置及び超音波信号解析装置
US6676606B2 (en) * 2002-06-11 2004-01-13 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic diagnostic micro-vascular imaging
JP4013128B2 (ja) * 2002-09-12 2007-11-28 株式会社日立メディコ 血流動態解析装置、方法、及び画像診断装置
JP2004147823A (ja) * 2002-10-30 2004-05-27 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波造影信号の処理方法及び超音波診断装置
WO2004110279A1 (en) 2003-06-12 2004-12-23 Bracco Research Sa Blood flow estimates through replenishment curve fitting in ultrasound contrast imaging
JP4662852B2 (ja) * 2003-11-12 2011-03-30 株式会社日立メディコ 画像処理方法、画像処理装置、医用画像診断支援システム、及び時間軸方向フィルタリング方法
JP4521204B2 (ja) 2004-02-27 2010-08-11 株式会社東芝 超音波診断装置、画像処理装置及び超音波画像撮影方法
JP5002119B2 (ja) 2004-05-12 2012-08-15 株式会社東芝 超音波診断装置
EP1779325B1 (en) 2004-08-09 2011-06-08 Bracco Suisse SA An image registration method and apparatus for medical imaging based on multiple masks
US9248204B2 (en) 2004-08-18 2016-02-02 Bracco Suisse S.A. Gas-filled microvesicles composition for contrast imaging
CA2624608C (en) 2005-11-10 2016-06-07 Bracco Research Sa Detection of immobilized contrast agent in medical imaging applications based on flow dynamics analysis

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5865750A (en) * 1997-05-07 1999-02-02 General Electric Company Method and apparatus for enhancing segmentation in three-dimensional ultrasound imaging
CN1545396A (zh) * 2000-09-26 2004-11-10 Ge医疗系统环球技术有限公司 图像存储方法、图像存储设备、超声诊断装置以及造影剂成像方法

Also Published As

Publication number Publication date
WO2007054544A1 (en) 2007-05-18
CA2624608A1 (en) 2007-05-18
EP1951124A1 (en) 2008-08-06
JP2009515577A (ja) 2009-04-16
AU2006311026A1 (en) 2007-05-18
CN101304690A (zh) 2008-11-12
EP1951124B1 (en) 2017-01-04
CN101305399A (zh) 2008-11-12
JP5443760B2 (ja) 2014-03-19
US9198639B2 (en) 2015-12-01
US20090253986A1 (en) 2009-10-08
CN101305399B (zh) 2012-06-06
AU2006311026B2 (en) 2012-08-02
CA2624608C (en) 2016-06-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101304690B (zh) 基于流体力学分析在医学成像应用中检测固定造影剂
CN101605500B (zh) 在医学成像应用中对固定造影剂脱离的检测
CN101917908B (zh) 医学成像应用中对固定造影剂的量化分析
CN102223841B (zh) 实时灌注成像和量化
CN104885121B (zh) 诊断成像应用中的基于随着时间的统计分析的分割
CN100584277C (zh) 基于动画灌注成像的灌注评价
US11398023B2 (en) System and method for concurrent visualization and quantification of wall shear stress in blood vessels
EP1182613A2 (en) Diagnostic imaging
CN103654863A (zh) 用于参数成像的系统和方法
Kaul New developments in ultrasound systems for contrast echocardiography
Rasche Validation of Quantitative Measurements in Cardiovascular Imaging

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
ASS Succession or assignment of patent right

Owner name: BRACCO INTERNATIONAL B.V.

Free format text: FORMER OWNER: BRACCO RES SA

Effective date: 20100322

C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
COR Change of bibliographic data

Free format text: CORRECT: ADDRESS; FROM: GENEVA, SWITZERLAND TO: AMSTERDAM, NETHERLANDS

TA01 Transfer of patent application right

Effective date of registration: 20100322

Address after: Amsterdam

Applicant after: Bracco International B. V.

Address before: geneva

Applicant before: Bracco Research SA

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
ASS Succession or assignment of patent right

Owner name: BRACCO SWITZERLAND SA

Free format text: FORMER OWNER: BRACCO INTERNATIONAL B. V.

Effective date: 20111208

C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20111208

Address after: The Swiss

Patentee after: Bracco Suisse S.A.

Address before: Amsterdam

Patentee before: Bracco International B. V.