CN109964246A - 用于冠状动脉和外围血管内超声(ivus)的自适应环晕减少 - Google Patents

用于冠状动脉和外围血管内超声(ivus)的自适应环晕减少 Download PDF

Info

Publication number
CN109964246A
CN109964246A CN201780071137.8A CN201780071137A CN109964246A CN 109964246 A CN109964246 A CN 109964246A CN 201780071137 A CN201780071137 A CN 201780071137A CN 109964246 A CN109964246 A CN 109964246A
Authority
CN
China
Prior art keywords
frame
ring
dizzy
exposure mask
sample
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.)
Granted
Application number
CN201780071137.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN109964246B (zh
Inventor
A·汉考克
J·朴
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.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
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 Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN109964246A publication Critical patent/CN109964246A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN109964246B publication Critical patent/CN109964246B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/77—Retouching; Inpainting; Scratch removal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/50—Image enhancement or restoration using two or more images, e.g. averaging or subtraction
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H30/00—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images
    • G16H30/40—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images for processing medical images, e.g. editing
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10016—Video; Image sequence
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10132—Ultrasound image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20—Special algorithmic details
    • G06T2207/20004—Adaptive image processing
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20—Special algorithmic details
    • G06T2207/20212—Image combination
    • G06T2207/20224—Image subtraction
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30048—Heart; Cardiac
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30101—Blood vessel; Artery; Vein; Vascular

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

提供了一种超声成像设备、系统和方法。在一个实施例中，一种减少超声成像系统中的环晕伪影的方法包括，获得包括组织信息和环晕分量的样本的多个帧；基于所述多个帧来确定参考帧以近似所述环晕分量；从所述多个帧中的当前帧减去所述参考帧，以产生差异帧；在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择，以获得环晕减少的帧来表示所述组织信息；以及根据所述环晕减少的帧来形成超声图像。在一个实施例中，一种超声图像处理系统，包括处理单元，其被配置为基于当前帧和参考帧来计算差异帧；以及在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择，以获得环晕减少的帧来表示所述组织信息。

Description

用于冠状动脉和外围血管内超声(IVUS)的自适应环晕减少
技术领域
本公开总体涉及血管内超声(IVUS)成像，并且具体地涉及减少靠近激励源的范围处的环晕伪影。在各种实施例中，环晕减少处理系统接收来自超声换能器(诸如压电锆酸盐换能器(PZT)、电容式微机械超声换能器(CMUT)和/或压电微机械超声换能器(PMUT))的阵列数据。所述环晕减少处理系统处理所述数据，以选择与组织相关联的信息，并且放弃对应于环晕伪影的分量。环晕处理系统适合于在对人类血管(包括冠状动脉血管和外围血管)进行成像中使用。
背景技术
血管内超声(IVUS)成像在介入心脏病学中被广泛用作用于评估人体内的患病血管(诸如动脉)以确定对于处置的需要、引导介入、和/或评估其有效性的诊断工具。IVUS设备包括被布置在细长元件的远端处的一个或多个超声换能器。所述细长元件被传递到血管中，从而将换能器引导到待成像的区域。一旦就位，换能器就发射超声能量以便创建感兴趣血管的图像。超声波由起因于组织结构(诸如血管壁的各种层)、红血细胞、以及其他感兴趣特征的不连续性而被部分地反射。来自反射波的回波由换能器接收并且被传递到IVUS成像系统。成像系统处理所接收的超声回波以产生所述设备所处的血管的截面图像。
现今使用的有两种一般类型的IVUS设备：旋转和固态(也被称为合成孔径相控阵列)。对于典型的旋转IVUS设备，单个超声换能器元件被定位于柔性驱动轴的顶端处，所述柔性驱动轴在被插入到感兴趣血管中的塑料护套内转动。在侧视旋转设备中，换能器元件被取向为使得超声射束总体垂直于设备的纵轴传播。在前视旋转设备中，换能器元件被朝向远侧顶端倾斜，使得超声射束更朝向顶端传播，在一些设备中，平行于纵向中心线被发射。流体填充的护套保护血管组织免受转动的换能器和驱动轴伤害，同时允许超声信号从换能器传播到组织内并且回来。随着驱动轴旋转，利用高压脉冲周期性地激发换能器以发射超声的短爆发。然后，同一换能器监听从各种组织结构反射的返回回波。IVUS成像系统根据在换能器的单个回转期间发生的脉冲/采集周期的序列来组装组织、血管、心脏结构等的二维显示。
相比之下，固态IVUS设备利用扫描器组件，所述扫描器组件包括被连接到换能器控制器的集合的超声换能器的阵列。在侧视和一些前视IVUS设备中，换能器被分布在设备的周围。在其他前视IVUS设备中，换能器是线性阵列，其被布置在远侧顶端，并且被倾斜为使得超声射束更接近与纵向中心平行地传播。换能器控制器选择换能器集合用于发射超声脉冲并且用于接收回波信号。通过步进通过发射-接收集合的序列，固态IVUS系统能够合成机械扫描的换能器元件的效果但是没有移动零件。由于不存在旋转机械元件，换能器阵列能够在血管创伤的最小风险的情况下被放置为与血液和血管组织接触。此外，因为不存在旋转元件，接口被简化。固态扫描器能够利用简单的电缆和标准的可拆卸电气连接器被直接接线到成像系统。
由于各种声学和设备特性，旋转和固态技术两者易受得到的图像的伪影和扭曲的影响。例如，环晕伪影通常在图像中在换能器的表面附近的区域处被观察到。环晕伪影能够隐藏或模糊组织的视图，并且因此可以引起误测量或误解读。环晕伪影因为同一换能器既发射又接收超声波而发生。为了生成超声波，电脉冲被应用于超声晶体换能器(诸如PZT)。电脉冲引起换能器振荡。在生成期望的超声波之后，换能器继续振荡一段时间，直至振荡衰减掉。振荡生成瞬时信号，其被称为环晕信号。所发射的超声波被组织部分地反射，生成回波。回波能够在振荡衰减掉之前返回到换能器。振荡能够破坏被换能器接收的回波，导致环晕伪影。在相控阵列设备中，换能器被机械地耦合到彼此。当阵列中的换能器中的一个被电脉冲激励时，所激励的换能器的振荡能够引起阵列中的机械耦合的换能器振荡。因此，相控阵列设备中的环晕伪影能够由设备中的所有换能器引起。
虽然现有的超声成像系统已经证明是有用的，但是依然存在对于用于识别并分开组织结构与环晕伪影以提供高质量图像的改善的系统和技术的需要。
发明内容
本公开的实施例提供了具有组织识别和环晕减少的环晕减少系统，所述环晕减少系统可以在诸如固态血管内超声成像系统和旋转血管内超声成像系统的应用中使用。所述环晕减少系统通过数据掩膜和数据选择来对成像数据中的组织信息与环晕伪影进行识别并分离。相应地，所述环晕减少系统能够提供高质量图像。
在一个实施例中，提供了一种减少超声成像系统中的环晕伪影的方法。所述方法包括：获得包括组织信息和环晕分量的样本的多个帧；基于所述多个帧来确定参考帧以近似所述环晕分量；从所述多个帧中的当前帧减去所述参考帧以产生差异帧；在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择，以获得环晕减少的帧来表示所述组织信息；以及根据所述环晕减少的帧来形成超声图像。
在一些实施例中，所述方法还包括从所述差异帧计算阈值掩膜；将所述阈值掩膜应用于所述参考帧以产生经掩膜的参考帧；以及将所述阈值掩膜应用于所述当前帧以产生经掩膜的当前帧，其中，所述选择包括在所述经掩膜的当前帧与所述差异帧之间执行最小选择，和/或修剪所述差异帧的幅值。在一些实施例中，所述计算所述阈值掩膜包括确定所述差异帧的第一绝对幅值是否小于阈值；当所述第一绝对幅值小于所述阈值时，将所述阈值掩膜的掩膜值设置为0；并且当所述第一绝对幅值大于或等于所述阈值时，将所述掩膜值设置为1。在一些实施例中，所述执行所述最小选择包括确定所述经掩膜的当前帧的第一样本的第二绝对幅值是否小于所述差异帧的第二样本的第三绝对幅值；当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，选择所述第一样本来产生所述环晕减少的帧中的第三样本；并且当所述第三绝对幅值大于或等于所述第二绝对幅值时，选择所述第二样本来产生所述环晕减少的帧中的所述第三样本。在一些实施例中，所述方法还包括：确定所述经掩膜的当前帧的第二绝对幅值是否大于或等于所述经掩膜的参考帧的第三绝对幅值；并且当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，将所述环晕减少的帧的第一样本设置为0的值，和/或在确定所述经掩膜的当前帧的所述第二绝对幅值是否大于或等于所述经掩膜的参考帧的所述第四绝对幅值之前，将所述第四绝对幅值减小第三因子，和/或在形成所述超声图像之前，将A线滤波器应用于所述环晕减少的帧。在一些实施例中，所述获得所述多个帧包括：接收样本的完整帧；以及根据环晕深度选择所述完整帧的一部分来获得所述当前帧。在一些实施例中，所述形成所述超声图像包括将所述环晕减少的帧乘以第一渐变(tapered)系数以产生渐变的环晕减少的帧；将所述完整帧乘以第二渐变因子以产生渐变的完整帧；通过对所述渐变环晕减少的帧和对应于所述环晕深度的所述渐变的完整帧的第二部分求和来形成对应于所述环晕深度的所述超声图像的第一部分；以及根据所述渐变的完整帧来形成所述超声图像的其余部分。在一些实施例中，所述方法还包括在从所述当前帧减去所述参考帧之前，为所述参考帧的第一样本的更低有效位分配为0的比特值。在一些实施例中，所述确定所述参考帧包括将所述当前帧乘以第一系数以产生加权的当前帧；将先前平均帧乘以第二系数以产生加权的先前平均帧；通过对所述加权的当前帧和所述加权的先前平均帧进行求和来将所述先前平均帧更新为当前平均帧；以及将所述当前平均帧分配所述参考帧。在一些实施例中，所述对所述加权的当前帧和所述加权的先前平均帧进行求和产生第一帧，并且其中，所述将所述先前平均帧更新为所述当前平均帧包括从所述第一帧减去所述先前平均帧以产生第二帧；将所述第二帧乘以速率限制系数以产生第三帧；对所述第三帧和所述先前平均帧进行求和以产生第四帧；确定所述第二帧中的第一样本是否大于对齐(snap)阈值；当所述第一样本大于所述对齐阈值时，利用所述第四帧的第三样本来更新所述当前平均帧的第二样本；并且当所述第一样本小于或等于所述对齐阈值时，利用所述第一帧的第四样本来更新所述第二样本。在一些实施例中，所述将所述先前平均帧更新为所述当前平均帧还包括，当所述第一样本大于所述对齐阈值时，在利用所述第三帧来更新所述当前平均帧的第二样本之前，利用范围渐变因子来缩放所述第三样本；并且当所述第一样本小于或等于所述对齐阈值时，在利用所述第四样本来更新所述当前平均帧之前，利用所述范围渐变因子来缩放所述第四帧。
在一个实施例中，一种超声图像处理系统包括：接口，其能接收包括组织信息和环晕分量的样本的多个帧；以及处理单元，其被耦合到所述接口，并且被配置为：基于所述多个帧确定参考帧以近似所述环晕分量；基于所述多个帧中的当前帧与所述参考帧计算差异帧；以及在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择，以获得环晕减少的帧来表示所述组织信息。在一些实施例中，所述处理单元还被配置为根据阈值从所述差异帧计算阈值掩膜；将所述阈值掩膜应用于所述参考帧以产生经掩膜的参考帧；将所述阈值掩膜应用于所述当前帧以产生经掩膜的当前帧；以及通过在所述经掩膜的当前帧与所述差异帧之间执行最小选择而在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择，和/或修剪所述差异帧的幅值，和/或确定所述差异帧的第一绝对幅值是否小于所述阈值；当所述第一绝对幅值小于所述阈值时，将所述阈值掩膜的掩膜值设置为值；并且当所述第一绝对幅值大于或等于所述阈值时，将所述掩膜值设置为第二值，和/或确定所述经掩膜的当前帧的第一样本的第二绝对幅值是否小于所述差异帧的第二样本的第三绝对幅值；当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，选择所述第一样本来产生所述环晕减少的帧中的第三样本；并且当所述第三绝对幅值大于或等于所述第二绝对幅值时，选择所述第二样本来产生所述环晕减少的帧中的所述第三样本，和/或确定所述经掩膜的当前帧的第二绝对幅值是否大于或等于所述经掩膜的参考帧的第三绝对幅值；并且当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，将所述环晕减少的帧的第一样本设置为零的值。在一些实施例中，所述接口还被配置为接收完整帧，其中，所述当前帧是所述完整帧的环晕深度内的部分，并且其中，所述处理单元还被配置为将所述环晕减少的帧乘以第一渐变因子以产生渐变的环晕减少的帧；将所述完整帧乘以第二渐变因子以产生渐变的完整帧；通过对所述渐变的环晕减少的帧和对应于所述环晕深度的所述渐变的完整帧的第二部分求和来形成对应于所述环晕深度的图像的第一部分；以及根据所述渐变的完整帧来形成图像的其余部分，和/或在将所述环晕减少的帧乘以所述第一渐变因子之前将A线滤波器应用于所述环晕减少的帧。
根据以下详细描述，本公开的其他方面、特征和优点将会变得明显。
附图说明
本公开的图示性实施例将会参考附图进行描述，其中：
图1是根据本公开的实施例的血管内超声(IVUS)成像系统的示意图。
图2A是根据本公开的实施例的包括环晕伪影成分的血管的横截面超声图像。
图2B是根据本公开的实施例的图示在静态环晕减小下的环晕热漂移的影响的横截面超声图像。
图2C是根据本公开的实施例的图示在静态环晕减去下的由于被捕获在静态参考帧中的其他组织结构的环晕鬼影伪影的影响的横截面超声图像。
图3是根据本公开的实施例的执行超声成像数据的方法的流程图。
图4是根据本公开的实施例的校正环晕扭曲的成像数据的方法的流程图。
图5是根据本公开的实施例的超声图像处理系统的示意图。
图6是根据本公开的实施例的无限脉冲响应(IIR)平均部件的示意图。
图7是根据本公开的实施例的实施分段更新的IIR平均部件的示意图。
图8是根据本公开的实施例的渐变部件的示意图。
图9图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的当前帧、参考帧和差异帧。
图10图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的差异帧和阈值掩膜。
图11图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的参考帧。
图12图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的当前帧。
图13图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的参考帧、经掩膜的当前帧和比较器掩膜。
图14图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的当前帧、差异帧和环晕减少的帧。
图15图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的环晕减少的帧、比较器掩膜和经掩膜的环晕减少的帧。
图16图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的环晕减少的帧和经校正的完整帧。
具体实施方式
出于增进对本公开原理的理解的目的，现在将参照附图中所示的实施例，并且将使用具定的语言来描述所述实施例。然而，应理解，并非意在限制本公开的范围。对所描述的设备、系统和方法的任何更改和其他修改以及本公开的原理的任何其他应用被完全预期并且包括在本公开内，如本公开所涉及领域的技术人员通常会想到的。例如，虽然根据心血管成像描述了IVUS系统，但是应理解，它不旨在被限制于这种应用。系统同样很好地适合于需要封闭腔室内的成像的任何应用。具体而言，完全预期，关于一个实施例描述的特征、部件和/或步骤可以与关于本公开的其他实施例描述的特征、部件和/或步骤组合。然而，为简洁起见，将不分开描述这些组合的众多迭代。
图1是根据本公开的实施例的IVUS成像系统100的示意图。系统100可以包括IVUS设备细长元件102(例如导管、导丝或引导导管)、患者接口模块(PIM)112、IVUS处理系统114(例如控制台和/或计算机)、以及监测器116。
在高水平处，细长元件102被推进到血管104内。细长元件102的最远端包括超声换能器108的阵列和相关联的控制电路110的扫描器组件106。当扫描器组件106被定位在要被成像的区域附近时，超声换能器被激活并且超声能量被产生。超声能量的一部分被血管104和周围解剖结构反射，并且超声回波信号被换能器108接收。尽管扫描器组件106被图示有换能器108的阵列，但是扫描器组件106可以被备选地配置为包括旋转换能器来实现类似的功能性。PIM 112将所接收的回波信号传输到IVUS处理系统114，在所述IVUS处理系统114处，超声图像(包括流动信息)被重建并且被显示在监测器116上。IVUS处理系统114能够包括处理器和存储器。IVUS系统114能够被操作为促进本文中描述的系统100的特征。例如，处理器能够执行被存储在非瞬态有形计算机可读介质上的计算机可读指令。
在各种外科手术环境中，患者安全性需要要求患者的物理和电气隔离。因此，如果需要完全电气隔离，则系统100可以被分成PIM 112和IVUS处理系统114以及用于两者之间的通信的光学、RF或其他非导电链路。在更不严格的环境中，导电通信链路和/或功率耦合件可以在两者之间延伸。此外，在一些实施例中，PIM 112和IVUS处理系统114被共同定位和/或为同一系统、单元、底座或模块的一部分。PIM 112与IVUS处理系统114之间的图像处理任务的分配仅仅是任意的。
系统100可以使用各种超声成像技术中的任一种。相应地，在本公开的一些实施例中，系统100是包含由锆钛酸铅(PZT)陶瓷制作的压电换能器的阵列的固态IVUS成像系统。在一些实施例中，系统100包含电容式微机械超声换能器(CMUT)、或压电微加工超声换能器(PMUT)。
在一些实施例中，系统100包括与传统固态IVUS系统类似的一些特征，诸如可从Volcano公司获得的导管和在美国专利号7846101中描述的那些，在此通过引用将其整体并入。例如，细长元件102包括在元件108的远端处的超声扫描器组件106，所述超声扫描器组件106通过沿着元件102纵向主体延伸的线缆118被耦合到PIM 112和IVUS处理系统114。线缆118在扫描器组件106与系统100的其余部分之间传送控制信号、回波数据和功率。
在一个实施例中，细长元件102还包括导丝离开端口120。所述导丝离开端口120允许导丝122朝向远端被插入，以便引导元件102通过血管结构(即，血管)104。相应地，在一些实例中，IVUS设备是快速交换导管。在一个实施例中，细长元件102还能够包括在远侧顶端附近的可扩展元件(诸如可膨胀球囊)以促进医学和/或诊断程序。
PIM 112促进信号在IVUS处理系统114与细长元件102之间的通信，以控制扫描器组件106的操作。这包括生成配置扫描器的控制信号，生成触发发射器电路的信号，和/或向IVUS处理系统114发送被扫描器组件106捕获的回波信号。关于回波信号，PIM 112转发所接收的信号，并且在一些实施例中，在向IVUS处理系统114发射信号之前执行初步信号处理。在此类实施例的范例中，PIM 112执行放大、滤波和/或数据的聚集。在一个实施例中，PIM112还供应高压和低压直流(DC)功率以支持扫描器组件106内的电路的操作。PIM 112还可以执行属于IVUS处理系统114的功能中的一些、全部或者不执行，例如处理回波数据以生成超声图像。
IVUS处理系统114通过PIM 112从扫描器组件106接收回波数据，并且执行数据的任何其余处理以生成扫描器组件106周围的组织的图像。IVUS处理系统114还可以将图像显示在监测器116上。
系统100可以被用于各种应用中，并且能够用来对活体内的血管和结构进行成像。血管104表示活体内的可以被成像的流体填充或环绕的结构(自然和人造两者)，并且能够包括例如但不限于诸如以下的结构：包括肝脏、心脏、肾脏、心血管的器官、以及身体的血液或其他系统内的瓣膜。除了对自然结构进行成像之外，图像还可以包括成像人造结构，诸如但不限于被定位在活体内的心脏瓣膜、支架、分流管、过滤器和其他设备。
图2A是根据本公开的实施例的包括环晕伪影部件211的血管的横截面超声图像210。例如，超声图像210从系统100来产生，其中细长元件102被放置在血管104中，并且换能器108发射超声信号脉冲并接收被血管104反射的超声信号脉冲的回波信号。超声图像210从所接收的回波信号来重建。环晕伪影部件211被定位在对应于细长元件102的横截面面积的区域230附近。
如上面描述的，环晕伪影能够干扰或隐藏导管表面附近的区域中的区域。减少或移除环晕伪影的一种方法是获得单个静态参考帧，其为由于换能器中的振荡而生成的环晕信号的估计，并且从随后的图像帧减去参考帧。在静态方法中，参考帧在开始成像过程之前被生成或被采集。例如，参考帧可以通过将细长元件102放置在大血管中来获得无回波波形而被采集。静态方法由于获得参考帧所需的用户交互而受到限制。此外，静态方法不解决环晕热漂移。环晕热漂移由换能器和周围声学介质附近的热变化引起。该变化能够引起环晕信号的振幅和/或相位的漂移。由于参考帧在成像过程之前被静态地捕获，环晕热漂移能够随着时间使得到的图像的质量劣化，并且因此不代表随着时间的环晕信号。例如，环晕热漂移能够引起得到的图像中的鬼影伪影或鬼影组织。此外，静态方法不解决当获得无回波波形时捕获的其他组织伪影。在没有其他结构的大血管中获得静态参考帧并且因此获得超声回波不总是可能的。因此，这些回波在静态参考帧中被捕获，并且回波能够引起得到的图像中的鬼影伪影和鬼影组织。
图2B是根据本公开的实施例的图示在静态环晕减去下的环晕热漂移的影响的横截面超声图像220。图像220从与图像210相同的所接收的回波信号来构建，但是上面描述的静态环晕减去方法被应用于所接收的回波信号以移除环晕分量231。如图所示，环晕分量231从图像220移除。然而，由于环晕热漂移，鬼影组织232出现在图像220中。
图2C是根据本公开的实施例的图示在静态环晕减去下的由于被捕获在静态参考帧中的其他组织结构的环晕鬼影伪影的影响的横截面超声图像240。图像240从与图像210相同的所接收的回波信号但是血管中的不同放置来构建，并且上面描述的静态环晕减去方法被应用于所接收的回波信号以移除在图像210中看见的环晕分量231。然而，由于在静态参考帧中的捕获了组织结构，鬼影组织233出现在图像240中。
另一方法自适应地更新参考帧，以减轻环晕热漂移并且消除在成像过程之前采集环晕参考帧的需要。在自适应方法中，参考帧基于若干帧的平均值来更新。自适应方法基于环晕伪影跨越时间缓慢地改变或几乎恒定而血管运动从帧到帧相当大地改变的假设来操作。因此，平均能够提供环晕伪影的良好估计。当参考帧以比环晕热漂移更快的速率被更新时并且当参考帧比组织结构运动更慢地被更新时，自适应方法可以很好地执行。然而，当用于小冠状动脉血管、外围血管中和/或信号饱和状况下的测量时，性能能够劣化。例如，当导管被楔入小血管中时，组织运动被减小或被限制。在信号饱和状况下，例如如果某些结构(像支架或组织结构中的钙化)存在，信号振幅和/或相位的变化不是可检测的。由于心动周期压力波变化和外围血管中的减小的曲率，外围血管具有比冠状动脉血管更少的血管。当组织运动被减少或不可检测到时，自适应方法可以将来自之前帧的组织信息引入到当前帧内，引起与图像220中示出的类似的鬼影伪影。因此，静态环晕减去和自适应环晕减去两者在移除环晕伪影方面都不会是有效的。
本文中公开了改善的环晕减少系统的各种实施例。所公开的实施例在接收到成像数据后自动开始自适应环晕减去过程。环晕减去过程执行IIR平均，以自适应地估计环晕并从成像数据减去环晕估计。所公开的实施例对成像数据和减去环晕的数据执行数据选择和掩膜，以从缓慢移动组织和快速环晕。因此，所公开的实施例适合于与冠状动脉血管和外围血管一起使用。此外，数据选择和掩膜最小化静止组织的信息的减去，并且对信号饱和是鲁棒的。因此，当组织楔入在紧密血管中时或当系统在信号饱和下时，性能不劣化。例如，当组织在远离导管表面大约100微米的距离处时，所公开的实施例能够识别并移除环晕。进一步地，数据选择和掩膜能够减少或移除从之前图像帧到当前图像帧内的鬼影伪影或鬼影组织传送。因此，所公开的实施例能够减少或避免组织结构的误解读或误测量。尽管所公开的实施例在相控阵列设备的环晕伪影的背景下进行描述，但是所公开的实施例适合于在移除旋转设备的光晕伪影中使用。此外，所公开的实施例能够配合环晕减去过程的手动开始和任何合适类型的针对采集环晕估计的平均来使用。
参考图3-8描述了处理超声成像数据的方法。图3是根据本公开的实施例的处理超声成像数据的方法300的流程图。应理解，能够在方法300的步骤之前、期间和之后提供额外的步骤，并且能够针对该方法的其他实施例代替或消除所描述的步骤中的一些。图4是据根据本公开的实施例校正环晕扭曲的成像数的方法400的流程图。应理解，能够在方法400的步骤之前、期间和之后提供额外的步骤，并且能够针对该方法的其他实施例代替或去除所描述的步骤中的一些。方法300和400的步骤能够通过超声图像处理系统(诸如IVUS处理系统114和超声图像处理系统500)、或被耦合到细长元件102(其可以是直接耦合或经由PIM112)的任何其他合适的系统、设备或部件来实施。方法300和400在将细长元件102放置到血管104内并且将换能器108配置为发射超声信号脉冲之后被实施。
图5是根据本公开的实施例的超声图像处理系统500的示意图。系统500可以被包含到IVUS处理系统114和/或成像系统100的其他部件内。系统500可以包括输入接口510、环晕深度选择器512、环晕减少部件514和渐变部件516。环晕减少部件514包括环晕检测器522、帧差异部件524、阈值掩膜生成器528、比较器掩膜生成器534，数据选择器540、乘法部件530、532和536、以及滤波器538。系统500的部件能够被实施为硬件部件和/或在一个或多个中央处理单元(CPU)上执行的软件部件、通用处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、和/或功能可编程门阵列(FPGA)。
参考方法300的步骤305和图5，在一个实施例中，接收包括组织信息和环晕分量的样本的多个完整帧。环晕分量能够与在图像220中示出的环晕分量231类似。多个完整帧被系统500的输入接口510接收。样本对应于在成像过程中从组织反射的所发射的超声信号脉冲的回波信号。换能器108接收回波信号，并且控制电路110例如经由PIM 112将所接收的回波信号传输到输入接口510。样本的完整帧指的是从换能器108的视场(FOV)收集的样本。样本是A线的样本点。样本携带所接收的回波信号的振幅和相位信息。例如，第j个A线的第i个样本点能够被表示为RFC(i，j)。A线指的是从成组的发射和接收换能器接收的回波信号。任何发射换能器和任何接收换能器可以一起被配置为形成发射-接收对，并且从其接收的回波是A线。在A线内，多于一个发射换能器和多于一个接收换能器可以被配置为一起起作用。在一些实施例中，换能器可以被指定为发射和接收换能器两者。
参考方法300的步骤310和图5，在一个实施例中，数据样本的多个完整帧的多个部分基于环晕深度来选择，以产生数据样本的多个帧段。帧段通过环晕深度选择器512来选择。环晕深度选择器512从输入接口510接收完整帧，并且从对应于环晕区域的每个完整帧选择数据样本的一部分，以形成被表示为RF(i，j)的数据样本的帧段，其中i、j表示第j个A线的第i个样本点，如在下面示出的：
RF(i，j)＝RFC(i，j)，对于i<环晕深度。 (1)
在不同的实施例中，环晕深度可以依据换能器108和细长元件102的特性而改变。环晕深度选择器512可以考虑整个数据集，而非数据集的子区域(例如，环晕_深度＝如在所接收的超声回波数据中采集的整个视场(FOV))。例如，完整帧可以包括1024对每个A线进行采样，并且环晕深度选择器512可以针对每个A线选择选择对应于换能器108的表面附近的区域的第一256个样本。在其他实施例中，环晕深度选择器512可以将环晕深度设置为1024个样本，由此允许整个完整帧被处理。
参考方法300的步骤315和图5，在一个实施例中，数据样本的多个帧段被处理以产生环晕减少的帧。帧段被环晕减少部件514处理。环晕减少部件514从环晕深度选择器512接收帧段。环晕减少部件514通过选择组织信息并且放弃环晕分量以产生环晕减少的帧来处理每个帧段，如在本文中更详细地描述的。例如，步骤315能够实施方法400。
参考方法300的步骤320和图5，在一个实施例中，渐变函数被应用于环晕减少的帧和对应的完整帧以产生超声图像。渐变函数被渐变部件516应用。渐变部件516从环晕减少部件514接收环晕减少的帧，并且将每个环晕减少的帧与对应的完整帧进行组合以针对每个完整帧产生超声图像，其为被表示为O的经校正的完整帧。渐变函数提供了环晕减少的帧与对应的完整帧之间的平滑过渡，如在本文中更详细地描述的。在一些实施例中，当环晕减少的帧与完整帧相同时，那么渐变函数不被使用。
方法400通过选择组织信息并从环晕扭曲的数据移除环晕分量来处理环晕扭曲的成像数据。方法400在处理当前帧的背景下进行描述，并且能够被重复以处理随后的帧。参考方法400的步骤405和图5，在一个实施例中，获得包括组织信息和环晕分量的数据样本的多个帧。多个帧可以对应于在方法300的步骤310中在环晕的范围内产生的帧段或对应于FOV的完整帧。多个帧中的当前帧被表示为RF。
参考方法400的步骤410和图5，在一个实施例中，参考帧基于样本的多个帧来确定以近似环晕分量。参考帧由环晕检测器522来确定。环晕检测器522从环晕深度选择器512接收帧，并且通过将平均函数应用于多个帧来确定参考帧。如上面描述的，相比于组织运动，环晕在时间上缓慢地改变或几乎恒定的。因此，平均能够移除组织运动的影响，并且提供环晕分量的估计。平均函数能够基于加权和、有限脉冲响应(FIR)平均值、无限脉冲响应(IIR)平均值、或任何合适的平均方案。平均函数实现了参考帧的自动更新，以适应于诸如热漂移的环晕变化。IIR平均是计算当前帧和之前帧的加权和的递归更新。IIR平均能够提供参考帧的快速更新。此外，平均可以包括阈值函数以从平均值排除某些信号范围(诸如非常小或非常大的信号)。没有阈值函数的基本IIR平均方案和分段更新的IIR平均方案在本文中更详细地进行描述。参考帧被表示为R0。
参考方法400的步骤415和图5，在一个实施例中从多个帧的当前帧减去，参考帧以产生差异帧。减去由帧差异部件524来执行。帧差异部件524分别从环晕检测器522和环晕深度选择器512接收参考帧和当前帧。帧差异部件524对每个样本进行操作，如在下面示出的：
I(i，j)＝RF(i，j)-R0(i，j)， (2)
其中，F(i，j)表示当前帧中的第j个A线的第i个样本点，R0(i，j)表示参考帧中的第j个A线的第i个样本点，I(i，j)表示差异帧中的第j个A线的第i个样本点。减去能够从当前帧移除大部分环晕分量。然而，差异帧能够包括之前帧的组织信息，因为参考帧是当前帧和之前帧的平均值。此外，差异帧可以包括环晕残余，诸如PZT噪声和快速热漂移。因此，需要额外的处理来识别当前帧的组织信息。
在一些实施例中，帧差异部件524能够可选地执行修剪函数以防止由于系统500的动态范围的溢出，如在下面示出的：
如果I(i,j)>最大值,则I(i,j)＝最大值.
如果I(i,j)<最小值,则I(i,j)＝最小值. (3)
修剪将差异帧中的样本的幅值限制在系统500的最大值和最小值内。
参考方法400的步骤420和图5，在一个实施例中，阈值掩膜基于差异帧和阈值来生成。阈值掩膜通过阈值掩膜生成器528来生成。阈值掩膜生成器528从帧差异部件524接收差异帧，并且生成阈值掩膜，如在下面示出的：
如果|I(i,j)|<T
则MT(i,j)＝0,
否则MT(i,j)＝1, (4)
其中|I(i，j)|表示I(i，j)的绝对幅值，MT表示阈值掩膜，并且T表示阈值。阈值能够是任何合适的值。在一个实施例中，T被设置为大约1的值。因此，公式(4)将任何非零值的样本设置为1的值。
参考方法400的步骤425和图5，在一个实施例中，阈值掩膜被应用于参考帧以产生经掩膜的参考帧。参考方法400的步骤430和图5，在一个实施例中，阈值掩膜被应用于当前帧以产生经掩膜的当前帧。将生成器掩膜应用到参考帧和当前帧分别由乘法部件532和530来执行，但是能够备选地由MUX操作来执行，因为掩膜包括1和0的值，其为条件逻辑。生成器掩膜到参考帧和当前帧的应用抑制了环晕残余。经掩膜的参考帧被表示为R0′。经掩膜的当前帧被表示为RF′。更高的阈值T能够用来进一步减少环晕残余，但是可能使组织信息劣化。在一些实施例中，代替生成生成器掩膜并应用如在图5中示出的生成器掩膜，环晕残余能够通过在从当前帧减去参考帧之前将参考帧中的样本的更低有效位设置为零的比特值来进行抑制。
此外，阈值掩膜生成器528能够备选地用来排除更大的信号，例如，通过在从当前帧减去参考帧之前将参考帧中的样本的更高有效位设置为零的比特值。这能够移除环晕参考中的有害成分，所述环晕参考不是环晕残余，而是可以由导管制造过程中的缺陷(诸如换能器元件前面的导管上的过多胶粘物)引起。在其他实施例中，阈值掩膜生成器可以包括加权函数来建立掩膜。加权函数可以是基于范围的渐变，被应用于信号I，并且然后与阈值进行比较。
参考方法400的步骤435和图5，在一个实施例中，比较器掩膜基于当前帧和差异帧来生成。比较器掩膜通过比较器掩膜生成器534来生成。比较器掩膜生成器534接收经掩膜的参考帧和经掩膜的当前帧，并且生成比较器掩膜，如在下面示出的：
如果|RF′(i,j)|≥|R0′(i,j)|
则MC(i,j)＝1,
否则MC(i,j)＝0, (5)
其中，|RF′(i，j)|表示经掩膜的当前帧中的样本的绝对幅值，|R0′(i，j)|表示经掩膜的参考帧中的样本的绝对幅值，C是缩放系数，并且MC表示比较器掩膜。具有1的值的比较器掩膜下方的区域指示该区域中的当前帧的组织信息的高概率。然而，该区域还能够包括之前帧的组织信息。比较器掩膜能够通过缩放经掩膜的参考帧来改善，如在下面示出的：
如果
则MC(i,j)＝1,
否则MC(i,j)＝0, (6)
其中，C表示比较器掩膜缩放系数。比较器掩膜缩放系数C能够被设置为任何合适的值。在一个实施例中，C被设置为大约2的值。在其他实施例中，比较器掩膜生成器534能够被备选地配置有加权函数来建立掩膜，而非利用固定的阈值。加权函数可以是模糊加权，通过存在于信号|RF′(i，j)|和|R0′(i，j)|中的信号强度来控制。
参考方法400的步骤440和图5，在一个实施例中，在经掩膜的当前帧与差异帧之间执行选择，以获得环晕减少的帧来表示组织信息。选择由数据选择器540来执行。数据选择器540从乘法部件530接收经掩膜的参考帧，并且从帧差异部件524接收差异帧。数据选择器540执行选择，如在下面示出的：
如果|RF′(i,j)|<|I(i,j)|
则D(i,j)＝RF′(i,j),
否则D(i,j)＝I(i,j), (7)
其中，D表示环晕减少的帧。由于当前帧包括当前帧的组织信息以及环晕伪影，并且差异帧包括当前帧的组织信息和参考帧中的任何捕获的组织信息，选择被执行以从环晕减少的帧排除参考帧的组织信息。由于当前帧包括环晕伪影，并且差异帧不包括，因此确保来自当前帧的环晕伪影不被包括在输出D(i，j)中。
参考方法400的步骤445和图5，在一个实施例中，比较器掩膜被应用于环晕减少的帧。比较器经掩膜的应用由乘法部件536来执行，而且能够备选地由MUX操作来执行，因为掩膜包括1和0的值，其为条件逻辑。经掩膜的环晕减少的帧被表示为D′。如上面描述的，具有1的值的比较器经掩膜的区域指示当前帧中的组织信息的高概率。因此，比较器经掩膜的应用进一步限制了由步骤440执行的选择。在选择和比较器掩膜操作之后，经掩膜的环晕减少的帧包括当前帧的组织信息和最小量或接近零量的环晕残余。
参考方法400的步骤450和图5，在一个实施例中，滤波器538被应用于经掩膜的环晕减少的帧。经滤波的环晕减少的帧被表示为D″。滤波能够消除由掩膜和选择操作引起的不连续性。滤波器538能够是FIR、IIR、或移动平均窗口。当滤波器538是FIR时，滤波器538能够具有任何合适数量的输出(tap)。在一个实施例中，滤波器538是跨过角度或A线对样本进行滤波的A线滤波器。在另一个实施例中，滤波器538能够跨过A线内的样本进行滤波而非跨过角度或A线对样本进行滤波。在计算经滤波的环晕减少的帧之后，滤波环晕减少的帧能够与如在步骤320中并且在本文中更详细地描述的完整图像进行组合。
图6是根据本公开的实施例的IIR平均部件600的示意图。IIR平均部件600能够被包含到环晕检测器522内，并且能够通过方法400的步骤410来实施。IIR平均部件600包括输入帧缓冲器610、乘法部件622和624、求和部件626、以及平均帧缓冲器630。IIR平均部件600通过计算当前帧和先前平均帧的加权和来执行平均。乘法部件622将从输入帧缓冲器610获得的被表示为x的当前帧乘以被表示为a的当前帧系数。乘法部件624将从平均帧缓冲器630获得的被表示为的先前平均帧yn-1乘以被表示为b的之前帧系数。求和部件626对加权的当前帧和加权的先前平均帧进行求和，并且将该和保存到平均帧缓冲器630。输入帧缓冲器610和平均帧缓冲器630能够以任何合适的配置方式对输入帧和平均帧进行布置。IIR平均部件600对每个样本进行操作，如在下面示出的：
yn(k)＝a×xn(k)+b×yn-1(k)， (8)
其中，xn(k)表示当前帧的第k个样本，yn-1(k)表示先前平均帧的第k个样本，并且yn(k)表示当前平均帧的第k个样本。例如，当IIR平均部件600被包含到环晕检测器522内时，xn(k)和yn(k)分别对应于RF(i，j)和R0(i，j)。在一个实施例中，当前帧系数和之前帧系数是和为1的分数系数。在一些实施例中，当前帧分数系数和之前帧分数系数能够被调整以控制IIR平均部件600的更新速率。该调整能够改变当前帧分数系数与之前帧分数系数之间的比，使得当前帧分数系数和之前帧分数系数的和保持在为1的值处。
图7是根据本公开的实施例的实施逐步更新的IIR平均部件700的示意图。IIR平均部件700能够被包含到环晕检测器522内，并且能够通过方法400的步骤410来实施。IIR平均部件700执行与IIR平均部件600类似的IIR平均，但是调整IIR平均的更新速率。IIR平均部件700包括输入帧缓冲器710、乘法部件722、724、732和736、求和部件726和738、减法部件728、比较器掩膜生成器730、多路复用器(MUXs)734和740、以及平均帧缓冲器750。
乘法部件722将从输入帧缓冲器710获得的被表示为x的当前帧乘以被表示为a的当前帧系数。乘法部件724将从平均帧缓冲器730获得的被表示为的先前平均帧yn-1乘以被表示为b的之前帧系数。求和部件726对加权的当前帧和加权的先前平均帧进行求和，以产生被表示为f1的第一帧，如在下面示出的：
f1(k)＝a×xn(k)+b×yn-1(k)， (9)
其中xn(k)表示当前帧的第k个样本，yn-1(k)表示先前平均帧的第k个样本，并且yn(k)表示第一帧当前平均帧的第k个样本。
代替使用第一帧将先前平均帧更新为当前平均帧，IIR平均部件700使用第一帧的一部分用于更新以使更新减慢。为了控制更新速率，减法部件728从第一帧减去先前平均帧yn-1以产生被表示为f2的第二帧，并且乘法部件732将第二帧乘以被表示为r的速率限制系数，以产生被表示为f3的第三帧，如在下面示出的：
f2(k)＝f1(k)-yn-1(k)
f3(k)＝r×f2(k)， (10)
其中，f2(k)表示第二帧的第k个样本，并且f3(k)表示第三帧的第k个样本。第三帧表示计算的平均帧或第一帧与先前平均帧之间的差的一部分。
当计算的平均帧与先前平均帧之间的差小时，IIR平均部件700能够通过使用对齐函数将先前平均帧再用作为当前平均帧来进一步使更新减慢。比较器掩膜生成器730实施对齐函数，如在下面示出的：
如果f1(k)>TS
则MS(k)＝1,
否则MS(k)＝0, (11)
其中，MS(k)表示比较器经掩膜的第k个样本，并且TS是对齐阈值。对齐阈值能够是任何合适的值。在一个实施例中，对齐阈值被设置为大约8的值。当MS(k)为1时，MUX734从第三帧选择第k个样本，否则从第一帧选择第k个样本以产生第四帧。
在针对当前平均帧确定更新部分之后，乘法部件736将第四帧乘以被表示为t的渐变因子以产生被表示为f5的第五帧，并且求和部件738第五帧和先前平均帧进行求和以产生被表示为yn的当前平均帧，如在下面示出的：
f5(k)＝t×f4(k)
yn(k)＝f5(k)+yn-1(k)， (12)
其中，f5(k)表示第五帧的第k个样本，并且yn(k)表示更新帧的第k个样本。渐变因子能够是任何合适的额值。在一个实施例中，渐变因子随着范围(样本位置)而改变，由此根据范围修改更新速率。速率限制系数r、渐变因子t和对齐阈值TS能够被调整以控制IIR平均的更新速率。在一个实施例中，速率限制系数r、渐变因子t和对齐阈值TS能够基于使用中的导管来确定，并且能够被预先校准以设置为合适的值。
当IIR平均部件700被包含到环晕检测器522内时，xn(k)和yn(k)分别对应于RF(i，j)和R0(i，j)。逐步更新的使用允许环晕检测器522在比IIR平均可以单独更大的更新速率范围内控制平均的更新速率。如上面描述的，IIR平均能够提供快速的更新。例如，IIR平均能够以大约3帧提供完全更新，其可以快于组织运动的变化。因此，得到的图像中的组织可能出现有不期望的闪烁或频闪效应。速率限制系数r、渐变因子t和对齐阈值TS的控制能够移除或防止不期望的效应。
图8是根据本公开的实施例的渐变部件800的示意图。渐变部件800能够被包含到渐变部件516内。渐变部件800包括环晕选择器810、乘法部件812和814、求和部件816、以及MUX818。渐变部件800用来将由环晕减少部件514产生的环晕减少的帧与从输入接口510接收的原始完整帧进行组合。渐变部件800能够在组合期间提供平滑过渡。乘法部件812将经滤波的环晕减少的帧乘以被表示为t_1的第一渐变因子，以产生渐变的环晕减少的帧。乘法部件814将从输入接口510接收的对应的完整帧RFC乘以被表示为t_2的第二渐变因子，以产生渐变的完整帧。求和部件816对渐变的环晕减少的帧和渐变的完整帧进行求和，以产生被表示为U的组合帧。渐变操作在下面进行示出：
U(i，j)＝t1×D″(i，j)+t2×RFC(i，j)， (13)
在一个实施例中，第一渐变因子和第二渐变因子是和为1的分数系数。
环晕选择器810针对对应于环晕减少的帧的环晕区域输出1的值，否者0的值，例如，基于在环晕深度选择器512处的选择。MUX 818复用对应于环晕区域的组合帧的一部分和在环晕区域外部的完整帧的一部分，以产生被表示为的O输出帧。复用操作在下面进行示出：
如果i<RD深度
则O(i,j)＝D″(i,j),
否则O(i,j)＝RFC(i,j), (14)
其中，O(i，j)表示第j个A线的第i个样本。
图9-16共同图示了在上面参考图3-8描述的环晕减少过程的各种阶段处的成像帧。在图9-17中，x-轴表示A线，并且y-轴表示样本。图9图示了根据本公开的实施例在环晕减少的阶段中的当前帧910、参考帧920和差异帧930。当前帧910对应于环晕深度选择器512的输出端处的当前帧RF。参考帧920对应于环晕检测器522的输出端处的参考帧R0。差异帧930对应于帧差异部件524的输出端出的差异帧I。差异帧930是当前帧910与参考帧920之间的差异。当前帧910、参考帧920和差异帧930中的每个包括在导管表面区域942附近的环晕区域941。环晕扭曲在区域941中被示为条带。
图10图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的差异帧930和阈值掩膜935。阈值掩膜935对应于阈值掩膜生成器528的输出端处的阈值掩膜MT。阈值掩膜935从差异帧930来生成，如在公式(4)中示出的。
图11图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的参考帧925。经掩膜的参考帧925对应于乘法部件532的输出端处的经掩膜的参考帧R0′。经掩膜的参考帧925是通过将阈值掩膜935应用于参考帧920来生成的。
图12图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的当前帧915。经掩膜的当前帧915对应于乘法部件530的输出端处的经掩膜的当前帧RF′。经掩膜的当前帧915是通过将阈值掩膜935应用于当前帧910来生成的。
图13图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的参考帧925、经掩膜的当前帧915和比较器掩膜940。比较器掩膜940对应于比较器掩膜生成器534的输出端处的比较器掩膜MC。比较器掩膜940是根据公式(5)从经掩膜的当前帧915和经掩膜的参考帧925来生成的。
图14图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的当前帧915、差异帧930和环晕减少的帧950。环晕减少的帧950对应于数据选择器540的输出端处的环晕减少的帧D。环晕减少的帧950是根据公式(7)从经掩膜的当前帧915和差异帧930来生成的。
图15图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的环晕减少的帧950、比较器掩膜940和经掩膜的环晕减少的帧955。经掩膜的环晕减少的帧955对应于数据选择器540的输出端处的经掩膜的环晕减少的帧D′。经掩膜的环晕减少的帧955是通过将比较器掩膜940应用于环晕减少的帧950来生成的。如图所示，在选择和掩膜之后，环晕扭曲已经从经掩膜的环晕减少的帧955的环晕区域941移除。
图16图示了根据本公开的实施例的在环晕减少的阶段中的经掩膜的环晕减少的帧955和经校正的完整帧960。经校正的完整帧960对应于在渐变部件516的输出端处的输出帧O。经校正的完整帧960根据公式(13)和(14)从经掩膜的环晕减少的帧955和对应于当前帧910的原始完整帧来生成。
本领域技术人员能够认识到能够以各种方式修改上述装置、系统和方法。因此，本领域普通即使人员能够理解的是，本公开涵盖的实施例不限于上述具体示范性实施例。在这一点上，尽管已经示出且描述了图示性实施例，但是在前述公开中能够构思出宽范围的修改、改变和替代。能够理解的是，能够对上述进行这种改变，而不背离本公开的范围。因此，适当的是，广义地且以符合本公开的方式解释随附权利要求。

Claims (22)

1.一种减少超声成像系统中的环晕伪影的方法，包括：
获得包括组织信息和环晕分量的样本的多个帧；
基于所述多个帧来确定参考帧以近似所述环晕分量；
从所述多个帧中的当前帧减去所述参考帧以产生差异帧；
在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择，以获得环晕减少的帧来表示所述组织信息；以及
根据所述环晕减少的帧来形成超声图像。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括：
从所述差异帧计算阈值掩膜；
将所述阈值掩膜应用于所述参考帧以产生经掩膜的参考帧；以及
将所述阈值掩膜应用于所述当前帧以产生经掩膜的当前帧，
其中，所述选择包括在所述经掩膜的当前帧与所述差异帧之间执行最小选择。
3.根据权利要求2所述的方法，还包括修剪所述差异帧的幅值。
4.根据权利要求2所述的方法，其中，计算所述阈值掩膜包括：
确定所述差异帧的第一绝对幅值是否小于阈值；
当所述第一绝对幅值小于所述阈值时，将所述阈值掩膜的掩膜值设置为0；并且
当所述第一绝对幅值大于或等于所述阈值时，将所述掩膜值设置为1。
5.根据权利要求2所述的方法，其中，执行所述最小选择包括：
确定所述经掩膜的当前帧的第一样本的第二绝对幅值是否小于所述差异帧的第二样本的第三绝对幅值；
当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，选择所述第一样本来产生所述环晕减少的帧中的第三样本；并且
当所述第三绝对幅值大于或等于所述第二绝对幅值时，选择所述第二样本来产生所述环晕减少的帧中的所述第三样本。
6.根据权利要求2所述的方法，还包括：
确定所述经掩膜的当前帧的第二绝对幅值是否大于或等于所述经掩膜的参考帧的第三绝对幅值；并且
当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，将所述环晕减少的帧的第一样本设置为0值。
7.根据权利要求6所述的方法，还包括在确定所述经掩膜的当前帧的所述第二绝对幅值是否大于或等于所述经掩膜的参考帧的所述第三绝对幅值之前，将所述第三绝对幅值减小第三因子。
8.根据权利要求1所述的方法，还包括在形成所述超声图像之前将A线滤波器应用于所述环晕减少的帧。
9.根据权利要求1所述的方法，其中，获得所述多个帧包括：
接收样本的完整帧；以及
根据环晕深度选择所述完整帧的一部分来获得所述当前帧。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，形成所述超声图像包括：
将所述环晕减少的帧乘以第一渐变因子以产生渐变的环晕减少的帧；
将所述完整帧乘以第二渐变因子以产生渐变的完整帧；
通过对所述渐变的环晕减少的帧和对应于所述环晕深度的所述渐变的完整帧的第二部分求和来形成对应于所述环晕深度的所述超声图像的第一部分；以及
根据所述渐变的完整帧来形成所述超声图像的其余部分。
11.根据权利要求1所述的方法，还包括在从所述当前帧减去所述参考帧之前，为所述参考帧的第一样本的较低有效位分配为0的比特值。
12.根据权利要求1所述的方法，其中，确定所述参考帧包括：
将所述当前帧乘以第一系数以产生加权的当前帧；
将先前平均帧乘以第二系数以产生加权的先前平均帧；
通过对所述加权的当前帧和所述加权的先前平均帧进行求和来将所述先前平均帧更新为当前平均帧；以及
将所述当前平均帧分配给所述参考帧。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，对所述加权的当前帧和所述加权的先前平均帧进行求和产生第一帧，并且其中，将所述先前平均帧更新为所述当前平均帧包括：
从所述第一帧减去所述先前平均帧以产生第二帧；
将所述第二帧乘以速率限制系数以产生第三帧；
对所述第三帧和所述先前平均帧进行求和以产生第四帧；
确定所述第二帧中的第一样本是否大于对齐阈值；
当所述第一样本大于所述对齐阈值时，利用所述第四帧的第三样本来更新所述当前平均帧的第二样本；并且
当所述第一样本小于或等于所述对齐阈值时，利用所述第一帧的第四样本来更新所述第二样本。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，将所述先前平均帧更新为所述当前平均帧还包括：
当所述第一样本大于所述对齐阈值时，在利用所述第三帧来更新所述当前平均帧的第二样本之前，利用范围渐变因子来缩放所述第三样本；以及
当所述第一样本小于或等于所述对齐阈值时，在利用所述第四样本来更新所述当前平均帧之前，利用所述范围渐变因子来缩放所述第四帧。
15.一种超声图像处理系统，包括：
接口，其能用于接收包括组织信息和环晕分量的样本的多个帧；以及
处理单元，其被耦合到所述接口，并且被配置为：
基于所述多个帧来确定参考帧以近似所述环晕分量；
基于所述多个帧中的当前帧与所述参考帧来计算差异帧；以及
在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择，以获得环晕减少的帧来表示所述组织信息。
16.根据权利要求15所述的超声图像处理系统，其中，所述处理单元还被配置为：
根据阈值从所述差异帧计算阈值掩膜；
将所述阈值掩膜应用于所述参考帧以产生经掩膜的参考帧；
将所述阈值掩膜应用于所述当前帧以产生经掩膜的当前帧；以及
通过在所述经掩膜的当前帧与所述差异帧之间执行最小选择而在所述当前帧与所述差异帧之间进行选择。
17.根据权利要求16所述的超声图像处理系统，其中，所述处理单元还被配置为修剪所述差异帧的幅值。
18.根据权利要求16所述的超声图像处理系统，其中，所述处理单元还被配置为：
确定所述差异帧的第一绝对幅值是否小于所述阈值；
当所述第一绝对幅值小于所述阈值时，将所述阈值掩膜的掩膜值设置为第一值；并且
当所述第一绝对幅值大于或等于所述阈值时，将所述掩膜值设置为第二值。
19.根据权利要求16所述的超声图像处理系统，其中，所述处理单元还被配置为：
确定所述经掩膜的当前帧的第一样本的第二绝对幅值是否小于所述差异帧的第二样本的第三绝对幅值；
当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，选择所述第一样本来产生所述环晕减少的帧中的第三样本；并且
当所述第三绝对幅值大于或等于所述第二绝对幅值时，选择所述第二样本来产生所述环晕减少的帧中的所述第三样本。
20.根据权利要求19所述的超声图像处理系统，其中，所述处理单元还被配置为：
确定所述经掩膜的当前帧的第二绝对幅值是否大于或等于所述经掩膜的参考帧的第三绝对幅值；并且
当所述第二绝对幅值小于所述第三绝对幅值时，将所述环晕减少的帧的第一样本设置为0值。
21.根据权利要求20所述的超声图像处理系统，其中，所述接口还被配置为接收完整帧，其中，所述当前帧是所述完整帧的环晕深度内的部分，并且其中，所述处理单元还被配置为：
将所述环晕减少的帧乘以第一渐变因子以产生渐变的环晕减少的帧；
将所述完整帧乘以第二渐变因子以产生渐变的完整帧；
通过对所述渐变的环晕减少的帧和对应于所述环晕深度的所述渐变的完整帧的第二部分求和来形成对应于所述环晕深度的图像的第一部分；以及
根据所述渐变的完整帧来形成图像的其余部分。
22.根据权利要求21所述的超声图像处理系统，其中，所述处理单元还被配置为在将所述环晕减少的帧乘以所述第一渐变因子之前将A线滤波器应用于所述环晕减少的帧。
CN201780071137.8A 2016-11-16 2017-11-15 用于减少超声成像系统中的环晕伪影的方法和超声图像处理系统 Active CN109964246B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201662423145P 2016-11-16 2016-11-16
US62/423145 2016-11-16
PCT/EP2017/079247 WO2018091487A1 (en) 2016-11-16 2017-11-15 Adaptive ringdown subtraction for coronary and peripheral intravascular ultrasound (ivus)

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN109964246A true CN109964246A (zh) 2019-07-02
CN109964246B CN109964246B (zh) 2023-08-15

Family

ID=60582551

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201780071137.8A Active CN109964246B (zh) 2016-11-16 2017-11-15 用于减少超声成像系统中的环晕伪影的方法和超声图像处理系统

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10937133B2 (zh)
EP (2) EP3542346B1 (zh)
JP (1) JP7094955B2 (zh)
CN (1) CN109964246B (zh)
WO (1) WO2018091487A1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116831623A (zh) * 2023-08-29 2023-10-03 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 超声图像校正方法和装置、电子设备和存储介质
CN118552441A (zh) * 2024-07-29 2024-08-27 南通友联数码技术开发有限公司 一种基于帧差法的超声相控阵投影成像方法

Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5737453A (en) * 1996-05-17 1998-04-07 Canon Information Systems, Inc. Enhanced error-diffusion method for color or black-and-white reproduction
US6036650A (en) * 1998-09-15 2000-03-14 Endosonics Corporation Ultrasonic imaging system and method with ringdown reduction
US20050240105A1 (en) * 2004-04-14 2005-10-27 Mast T D Method for reducing electronic artifacts in ultrasound imaging
CN1882849A (zh) * 2003-11-21 2006-12-20 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有图像帧速和/或平均回波样本数量的自适应选择的超声成像系统和方法
US20080075375A1 (en) * 2006-07-24 2008-03-27 Siemens Corporate Research, Inc. System and Method For Statistical Shape Model Based Segmentation of Intravascular Ultrasound and Optical Coherence Tomography Images
CN101964118A (zh) * 2010-09-30 2011-02-02 华北电力大学（保定） 一种血管内超声图像序列的三维分割方法
KR20110131857A (ko) * 2010-06-01 2011-12-07 삼성메디슨 주식회사 움직임 영상을 제공하는 초음파 시스템
US20120136252A1 (en) * 2010-11-29 2012-05-31 Samsung Medison Co., Ltd. Performing adaptive frame average process in ultrasound system
US20120269414A1 (en) * 2011-04-22 2012-10-25 Toshiba Medical Systems Corporation Mri gibbs' ringing filtering with edge-protection
US20160058425A1 (en) * 2014-08-29 2016-03-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Segment-based flash suppression in ultrasound color flow
US20160104267A1 (en) * 2014-10-10 2016-04-14 Volcano Corporation Clutter Suppression for Synthetic Aperture Ultrasound
US20160180519A1 (en) * 2014-12-19 2016-06-23 Volcano Corporation Seam elimination and motion compensation in imaging data

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5183048A (en) * 1991-06-24 1993-02-02 Endosonics Corporation Method and apparatus for removing artifacts from an ultrasonically generated image of a small cavity
GB2293651B (en) * 1994-09-30 1998-04-22 Intravascular Res Ltd Medical untrasound imaging
US7226417B1 (en) 1995-12-26 2007-06-05 Volcano Corporation High resolution intravascular ultrasound transducer assembly having a flexible substrate
JP3664826B2 (ja) * 1996-11-08 2005-06-29 三菱電機株式会社 超音波探傷装置
US6102862A (en) * 1998-10-02 2000-08-15 Scimed Life Systems, Inc. Adaptive cancellation of ring-down artifact in IVUS imaging
CA2895940A1 (en) * 2012-12-21 2014-06-26 Andrew Hancock System and method for multipath processing of image signals

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5737453A (en) * 1996-05-17 1998-04-07 Canon Information Systems, Inc. Enhanced error-diffusion method for color or black-and-white reproduction
US6036650A (en) * 1998-09-15 2000-03-14 Endosonics Corporation Ultrasonic imaging system and method with ringdown reduction
CN1882849A (zh) * 2003-11-21 2006-12-20 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有图像帧速和/或平均回波样本数量的自适应选择的超声成像系统和方法
US20050240105A1 (en) * 2004-04-14 2005-10-27 Mast T D Method for reducing electronic artifacts in ultrasound imaging
US20080075375A1 (en) * 2006-07-24 2008-03-27 Siemens Corporate Research, Inc. System and Method For Statistical Shape Model Based Segmentation of Intravascular Ultrasound and Optical Coherence Tomography Images
KR20110131857A (ko) * 2010-06-01 2011-12-07 삼성메디슨 주식회사 움직임 영상을 제공하는 초음파 시스템
CN101964118A (zh) * 2010-09-30 2011-02-02 华北电力大学（保定） 一种血管内超声图像序列的三维分割方法
US20120136252A1 (en) * 2010-11-29 2012-05-31 Samsung Medison Co., Ltd. Performing adaptive frame average process in ultrasound system
US20120269414A1 (en) * 2011-04-22 2012-10-25 Toshiba Medical Systems Corporation Mri gibbs' ringing filtering with edge-protection
US20160058425A1 (en) * 2014-08-29 2016-03-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Segment-based flash suppression in ultrasound color flow
US20160104267A1 (en) * 2014-10-10 2016-04-14 Volcano Corporation Clutter Suppression for Synthetic Aperture Ultrasound
US20160180519A1 (en) * 2014-12-19 2016-06-23 Volcano Corporation Seam elimination and motion compensation in imaging data

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116831623A (zh) * 2023-08-29 2023-10-03 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 超声图像校正方法和装置、电子设备和存储介质
CN116831623B (zh) * 2023-08-29 2024-01-12 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 超声图像校正方法和装置、电子设备和存储介质
CN118552441A (zh) * 2024-07-29 2024-08-27 南通友联数码技术开发有限公司 一种基于帧差法的超声相控阵投影成像方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP3975108A1 (en) 2022-03-30
JP2019534105A (ja) 2019-11-28
US20190362474A1 (en) 2019-11-28
EP3542346B1 (en) 2021-11-03
US10937133B2 (en) 2021-03-02
CN109964246B (zh) 2023-08-15
EP3542346A1 (en) 2019-09-25
WO2018091487A1 (en) 2018-05-24
JP7094955B2 (ja) 2022-07-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5944913B2 (ja) 超音波画像内の不均一回転歪みを低減するためのコンピュータ可読媒体及び同コンピュータ可読媒体を含むシステム
JP4130114B2 (ja) 超音波イメージング装置及び超音波信号処理方法
JP5256210B2 (ja) 超音波画像処理方法および超音波画像処理装置
US20150080730A1 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing method
JP5652395B2 (ja) 超音波診断装置
EP2397867B1 (en) Adaptive clutter filtering in an ultrasound system
JP2005253827A (ja) 超音波撮像方法及び装置
JP2017104526A (ja) 解析装置
US20030060713A1 (en) System and method for non-linear detection of ultrasonic contrast agents at a fundamental frequency
KR102606973B1 (ko) 초음파 신호 데이터의 깊이 의존 감쇠를 보상하는 방법 및 시스템
US20100137715A1 (en) Ultrasonic imaging apparatus and control method for ultrasonic imaging apparatus
CN109964246A (zh) 用于冠状动脉和外围血管内超声(ivus)的自适应环晕减少
JP2008154891A (ja) カラードップラ装置および超音波撮像装置
WO2017019873A1 (en) Compact fingertip-manipulated ultrasound imaging
JP6300728B2 (ja) 医用画像診断装置
US20120095341A1 (en) Ultrasonic image processing apparatus and ultrasonic image processing method
KR20170028024A (ko) 탄성 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법
EP2341364B1 (en) Adaptive clutter filtering method and ultrasound system for the same
JP6334883B2 (ja) 超音波診断装置及び表示制御プログラム
JP2005288021A (ja) 超音波診断装置及びその診断方法
JP2019141586A (ja) 解析装置、及び解析方法
JP6226726B2 (ja) 超音波診断装置及び制御プログラム
WO2017047328A1 (ja) 超音波診断装置、及び超音波撮像方法
JP6462788B2 (ja) 超音波診断装置
US20050251008A1 (en) System and method for filtering in imaging systems

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant