CN110832343A - 具有改善的杂波抑制的能量多普勒成像系统和方法 - Google Patents

具有改善的杂波抑制的能量多普勒成像系统和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN110832343A
CN110832343A CN201880043699.6A CN201880043699A CN110832343A CN 110832343 A CN110832343 A CN 110832343A CN 201880043699 A CN201880043699 A CN 201880043699A CN 110832343 A CN110832343 A CN 110832343A
Authority
CN
China
Prior art keywords
frames
frame
time series
processor
frequency content
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
CN201880043699.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN110832343B (zh
Inventor
张亮
D·H·辛普森
K·W·约翰逊
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 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 NV filed Critical Koninklijke Philips NV
Publication of CN110832343A publication Critical patent/CN110832343A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN110832343B publication Critical patent/CN110832343B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/20—Image enhancement or restoration using local operators
    • 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
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8981—Discriminating between fixed and moving objects or between objects moving at different speeds, e.g. wall clutter filter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/12—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves in body cavities or body tracts, e.g. by using catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4488—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • 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
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • 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
    • 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
    • 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
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/70—Denoising; Smoothing
    • 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

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular 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)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Gynecology & Obstetrics (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

一种能量多普勒成像方法可以包括接收经壁滤波的能量多普勒信号的多个时间序列帧，其中，所述多个时间序列帧包括至少一个先前调整的输出帧。所述方法还可以包括：调整所述多个时间序列帧中的至少一个时间序列帧以产生经调整的输出帧；并且至少部分地基于所述经调整的输出帧来生成能量多普勒图像。所述调整可以包括：对所述多个时间序列帧进行滤波以抑制高空间频率内容和高时间频率内容，从而产生所述经调整的输出帧。

Description

具有改善的杂波抑制的能量多普勒成像系统和方法
技术领域
本申请涉及超声成像，并且具体地涉及可以配备有增强的杂波抑制的多普勒成像系统和方法。
背景技术
现有的超声成像系统能操作用于以B模式进行成像，从而产生被成像的解剖结构的组织或结构的灰度图像；并且通常还能操作用于以一种或多种多普勒模式进行成像，以提供关于移动颗粒(例如，血流)的信息。对于常规的彩色多普勒成像，该系统向组织发射超声脉冲并基于多普勒效应提取血流信息，例如，相位和速度信息以及能量信息。多普勒信号通常通过壁滤波器以抑制来自移动组织的信号(也被称为杂波)。然而，常规的壁滤波器可能无法充分抑制组织杂波(特别是当对低速血流状态进行成像时)，因此需要用于杂波抑制的改进的技术。
发明内容
一种能量多普勒成像方法可以包括接收经壁滤波的能量多普勒信号的多个时间序列帧，其中，所述多个时间序列帧包括至少一个先前调整的输出帧。所述方法还可以包括：调整所述多个时间序列帧中的至少一个时间序列帧以产生经调整的输出帧；并且至少部分地基于所述经调整的输出帧来生成能量多普勒图像。所述调整可以涉及：对所述多个时间序列帧进行滤波以识别低空间频率内容和高时间频率内容；并且抑制所述低空间频率内容和所述高时间频率内容以产生所述经调整的输出帧。在一些实施例中，对多个时间序列帧进行所述滤波以识别低空间频率内容和高时间频率内容可以涉及使所述多个时间序列帧中的每个时间序列帧通过空间低通滤波器(例如，Boxcar滤波器或另一空间滤波器)并且通过时间高通滤波器。可以根据任何已知技术来实施时间高通滤波器，例如通过使用响应于帧与帧之间的变化的传递函数来实施时间高通滤波器。因此，在滤波操作的输出处，将识别低空间频率内容和高时间频率内容，并且可以计算用于从时间序列帧中的至少一个时间序列帧(例如，当前输入帧)中抑制低空间频率内容和高时间频率内容的调整参数(例如，增益调整、混合系数等)。(一个或多个)调整参数可以应用于时间序列帧中的至少一个时间序列帧(例如，当前输入帧)，以产生一个或多个经调整的帧并随后基于(一个或多个)经调整的帧来产生能量多普勒图像。
在一些实施例中，所述的调整所述多个时间序列帧中的至少一个时间序列帧可以包括：对所述多个时间序列帧中的每个时间序列帧进行滤波，以从所述时间序列帧中的每个时间序列帧中去除高空间频率内容并产生具有相对较低的空间频率内容的经滤波的帧；针对所述帧中的每一个空间位置确定所述经滤波的帧之间的时间响应性；并且基于所述经滤波的帧之间的所述时间响应性来调整所述多个时间序列帧中的所述至少一个时间序列帧。在一些实施例中，所述的对所述多个时间序列帧中的每个时间序列帧进行滤波包括使所述多个时间序列帧中的每个时间序列帧通过空间低通滤波器。在一些实施例中，所述空间低通滤波器可以是Boxcar滤波器。
在一些实施例中，确定所述经滤波的帧之间的所述时间响应性可以包括：针对所述帧中每一个像素或体素计算所述经滤波的帧之间的信号强度的变化(例如，百分比变化或分数变化，或者仅仅是信号强度差)；并且基于所计算的信号强度的变化来生成混合系数。在一些示例中，代替使用混合系数，可以基于所计算的变化直接调整信号强度以产生经调整的输出帧。也就是说，在本公开内容的背景中，对输入帧的调整可以通过调整增益，通过加权或者通过如下文进一步描述的一个或多个混合操作来完成。调整的目的通常可以是抑制来自输入帧的低空间频率内容和高时间频率内容，并且可以使用任何适当的调整来获得该效果。
在使用混合的一些实施例中，所述的生成混合系数可以包括使用传递函数将针对每个像素或体素所计算的变化(例如，信号强度的百分比变化、分数变化或仅仅是信号强度差)映射到相应的混合系数。在一些实施例中，所使用的传递函数可以具有衰减分量和增长分量。在一些实施例中，所述方法还可以包括例如基于所述帧中的每一个像素或体素处的所述经滤波的帧之间的所述信号强度的差异来生成第二混合系数，并且可以进一步使用所述第二混合系数来执行对所述输入帧的所述调整。如所暗示的，本文描述的技术能够等同地适用于二维(2D)数据集，例如，对2D图像帧的逐像素处理，或者本文描述的技术可以应用于三维(3D)数据集，例如通过对3D数据帧执行杂波抑制来应用于3D数据集。在一些实施例中，可以实时地执行该过程的步骤，即，在时间序列帧中的一个或多个时间序列帧的采集期间执行该过程的步骤。
在另外的实施例中，所述方法可以包括将所述经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合以产生所述能量多普勒图像。所述经调整的输出帧可以包括信号能量信息，并且所述对应的回波帧可以包括回波强度信息，并且在一些实施例中，所述的将所述经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合可以涉及使用来自相应的帧的所述信号能量信息或所述回波强度信息中的至少一个来计算至少一个混合系数。本文描述的任何方法可以被实施在包括可执行指令的非瞬态计算机可读介质中，并且所述可执行指令在被运行时令处理器(例如，超声成像系统的处理器)执行被实施在其中的方法。
根据本文中的一些实施例的一种超声成像系统可以能通信地耦合到超声回波的源以生成能量多普勒图像。所述系统可以包括：壁滤波器，其被配置为响应于所述超声回波而产生经壁滤波的多普勒信号；以及至少一个处理器，其被配置为处理所述经壁滤波的多普勒信号以产生能量多普勒图像数据。所述处理器可以被配置为：接收所述经壁滤波的多普勒信号的时间序列帧，其中，两个时间序列帧包括至少一个先前调整的输出帧；对所述时间序列帧进行滤波以识别低空间频率内容和高时间频率内容；抑制所述低空间频率内容和所述高时间频率内容以产生经调整的输出帧；并且至少部分地基于所述经调整的输出帧来生成能量多普勒图像。
在系统的一些实施例中，所述处理器可以包括至少一个空间低通滤波器，所述至少一个空间低通滤波器被配置为从所述时间序列帧中去除高空间频率信息以产生模糊帧，并且所述处理器还可以被配置为至少部分地基于所述模糊帧的时间响应性来生成一个或多个调整参数。在一些实施例中，调整参数可以仅仅是对增益的调整，或者调整参数可以是混合参数(例如，如下文进一步描述的混合系数)。在一些实施例中，所述处理器可以被配置为针对相应的帧中的所有像素或体素计算所述时间序列帧之间的信号强度的变化，并且其中，所述一个或多个调整参数包括至少部分地基于所计算的信号强度的变化的混合系数。在一些实施例中，所述空间低通滤波器可以是Boxcar滤波器或另一合适的低通滤波器。在一些实施例中，所述处理器可以被配置为使所计算的信号强度的变化通过传递函数以生成所述混合系数，并且其中，所述传递函数包括衰减分量和增长分量。在系统的一些实施例中，所述混合系数可以是基于信号强度的分数变化而生成的第一混合系数，并且所述处理器还可以被配置为：基于所述两个时间序列帧之间的信号强度的差异来生成第二混合系数；并且进一步基于所述第二混合系数来调整当前输入帧。
在系统的一些实施例中，所述处理器可以被配置为将所述经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合以产生能量多普勒图像数据。在一些实施例中，所述处理器还可以被配置为令所述显示器显示超声图像，所述超声图像包括叠加有所述能量多普勒图像数据的B模式图像。在另外的实施例中，所述超声系统可以包括换能器阵列，所述换能器阵列被配置为采集所述超声回波，并且所述处理器能操作用于在采集所述超声回波的同时实时生成所述能量多普勒图像数据。
附图说明
图1是根据本公开内容的一些实施例布置的超声成像系统的框图。
图2是根据本公开内容的一些实施例布置的超声成像系统的信号处理部件的框图。
图3A是根据本公开内容的一些实施例的闪烁抑制处理器的示例。
图3B是根据本公开内容的一些实施例的闪烁抑制处理器的另一示例。
图4是根据本公开内容的一些实施例的可以由闪烁抑制处理器使用以生成混合系数的示例性传递函数的标绘图。
图5A和图5B是根据本公开内容的一些实施例的混合过程的图画表示。
图6是根据本公开内容的一些实施例的与闪烁抑制过程相关联的输入图像和输出图像的序列。
图7是根据本公开内容的一些实施例的用于能量多普勒成像的过程的流程图。
图8A-8C是根据本公开内容的一些实施例的用于显示混合过程的各个混合阶段的混合系数和查找表的示例性标绘图。
具体实施方式
下面对某些示例性实施例的描述在本质上仅是示例性的，并且决不旨在限制本发明或其应用或用途。在下面对本系统和方法的实施例的详细描述中参考附图，附图形成下面的详细描述的部分并且通过图示的方式示出了可以实践所描述的系统和方法的特定实施例。本文足够详细地描述这些实施例，从而使本领域技术人员能够实践当前公开的系统和方法，并且应当理解，可以在不脱离本系统的精神和范围的情况下利用其他实施例和进行结构和逻辑上的改变。此外，为了清楚起见，当某些特征对于本领域技术人员来说显而易见时，将不会详细讨论这些特征的详细描述，以免模糊对本系统的描述。因此，以下详细描述不应被视为具有限制意义，并且本系统的范围仅由权利要求来限定。
能够执行多普勒成像的常规的超声成像系统通常在多普勒信号路径中包括壁滤波器。壁滤波器是一种高通滤波器，用于减少或消除来自血管壁的高幅度、低速度的回波(其通常被称为壁撞击)。滤波器的频率截止可以是可配置的，并且通常被设置在50-1600Hz的范围内。许多超声成像系统也可以被配置为执行能量多普勒成像。与以颜色编码在特定位置处的平均多普勒频移的估计结果的彩色(或彩色血流)多普勒成像相比，能量多普勒成像是一种以颜色编码多普勒信号的能量的技术。该参数与平均频移根本不同。虽然信号的频率由被跟踪颗粒(即，红细胞)的速度决定，但是多普勒信号的能量取决于存在的血液量。由于能量多普勒成像可以用于提供血流的不同属性的图像，因此能量多普勒显示出优于彩色多普勒的若干关键优势，包括对血流的灵敏度更高，边缘清晰度更好以及对血流连续性的描绘。因此，能量多普勒对于对浅表结构或小的低血流血管(例如，毛细血管血流)的成像特别有用。
在多普勒成像中，闪烁伪影通常表现为在时间维度上快速出现且空间频率较低的高强度信号。常规的多普勒成像依赖于在多普勒信号路径中设置壁滤波器以抑制闪烁伪影。也就是说，为了去除因组织运动引起的闪烁伪影，常规系统将壁滤波器设置得过低并且/或者限制通过壁滤波器的多普勒信号的能量。其原因是与组织相关联的信号强度通常比与血流相关联的信号强度强得多。具体地，当用常规系统对低速度血流状态进行成像时，通常将壁滤波器设置得较低，从而允许看到和显示小的多普勒频移的频率及其由低速度血流引起的对应速度。然而，在低壁滤波器设置下(它可能适合于对具有低血流状态的解剖结构(例如，通过小动脉、静脉、小静脉或毛细血管的相对较慢的血流)进行成像)，常常不易于滤除掉因相对于换能器的组织运动引起的多普勒频移，因此该多普勒频移会表现为闪烁伪影。可能期望用于能量多普勒成像的闪烁伪影抑制的改进的系统和方法。
本公开内容可以提供用于能量多普勒成像中的闪烁抑制的改进的解决方案。根据本文的一些示例，在能量多普勒信号路径中包括额外的闪烁抑制处理电路以进一步减少在对具有低血流状态的解剖结构进行成像时出现的闪烁伪影。闪烁抑制处理电路(或被简称为闪烁抑制处理器)可以被配置为沿着能量多普勒信号路径执行额外的闪烁抑制(也被称为杂波抑制)，而不会影响多普勒处理器内的相位和速度估计。发明人已经认识到，当对低血流状态下的血流(例如，静脉血流或外周血流)进行成像时，与这种低血流状态相关联的血管具有相对较低的阻力指数，因此表现出与高血流状态(例如，动脉血流)的典型脉动信号相反的恒定信号。此外，由低血流状态血流产生的信号通常也与相对较高的空间频率相关联。为此，根据本公开内容的系统可以包括时空处理电路，该时空处理电路基于空间区域来识别两个时间序列帧中的信号强度的变化。随着两个时间序列帧之间信号强度的变化增加，该信号被归类为闪烁，并且持续性系数被自适应地更改，以便抑制来自当前帧中的区域信号并因此抑制闪烁伪影。时间序列帧可以是时间连续帧，或者时间序列帧可以是时间序列的但被一个或多个中间帧间隔开的帧。根据本发明的示例利用了下表1所示的时间特性和空间特性的差异。
血流信息与组织杂波的不同之处在于：血流信息倾向于具有以长而薄的结构的形式的高空间频率，而组织杂波倾向于具有几乎填满了整个ROI的低空间频率。还观察到血流信息和组织杂波在时间维度上表现不同。血流(特别是在低血流的小血管中的血流)(这是特别感兴趣的血管)倾向于具有低阻力指数。这意味着在整个心动周期中血流通常保持恒定，很像静脉血流。相反，由心动周期引起的组织运动产生的“闪烁”伪影并未被减弱到血管所具有的程度。组织的心脏运动也没有降低到小的个体血管，而是充满了整个组织器官。正因如此，可以利用表1所示的特性对低血流血管和组织杂波进行粗略的分类。
低血流血管 组织
空间特性 高频 低频
时间特性 低频 高频
表1：血管与组织之间的时间特性和空间特性的差异
根据本发明的原理，使用空间和时间自适应持续性来抑制闪烁伪影。持续性通常是指对来自当前帧和先前帧的多普勒频移估计结果的平均，并且可以被互换地称为帧平均。持续性控制用于选择用于图像显示的平滑或帧平均的级别。高持续性用于缓慢移动的感兴趣器官或目标，而低持续性用于快速移动的感兴趣区域(例如，心脏或胎儿心脏)。本文描述的闪烁抑制过程可以采用无限脉冲响应(IIR)式滤波器，其包括反馈回路(例如，在处理当前帧时，使用从滤波器输出的先前处理的帧作为输入)。以这种方式，所描述的闪烁处理电路自适应地混合来自两个帧的区域以生成包含血流信息但组织闪烁分量被最小化的输出帧。正因如此，与可以在现有的能量多普勒成像系统中采用的常规的时间中值滤波器(在这种情况下通常无法处理跨度大于一个输入帧的组织闪烁)相比，该抑制过程将能够处理跨度大于一个输入帧的组织闪烁。本文描述的IIR滤波器自适应地确定来自两个帧的贡献，要混合哪些像素以及要混合的程度。
图2示出了根据本公开内容的闪烁抑制处理器的框图。闪烁抑制处理器可以位于多普勒信号路径上并对多普勒信号后壁滤波器的时空特性进行操作，以产生额外的去除杂波的输出(也被称为经调整的输出)，该去除杂波的输出可以包含经闪烁校正的能量信号。该输出可以额外地、任选地与来自B模式信号路径的回波信号(例如，IQ解调信号)混合，以产生(如将进一步描述的)增强的能量多普勒图像。在讨论示例性闪烁抑制处理器的部件之前，参考图1来描述根据本发明的实施例的可以包括闪烁抑制处理器的超声成像系统。
图1示出了根据本公开内容的原理构造的超声成像系统100的框图。根据本公开内容的超声成像系统100可以包括换能器阵列114，换能器阵列114可以被包括在超声探头112中，超声探头112例如是外部探头或内部探头(例如，血管内超声(IVUS)导管探头)。在其他实施例中，换能器阵列114可以是被配置为被共形地施加到要被成像的对象(例如，患者)的表面的柔性阵列的形式。换能器阵列114被配置为发射超声波并且接收响应于超声波的回波。可以使用各种换能器阵列，例如，线性阵列、曲线阵列或相控阵列。换能器阵列114例如能够包括换能器元件的二维阵列(如图所示)，该二维阵列能够在仰角维度和方位角维度上进行扫描以进行2D成像和/或3D成像。众所周知，轴向方向是法向于阵列表面的方向(在曲线阵列的情况下，轴向方向呈扇形散开)，方位角方向通常由阵列的纵向尺寸来限定，并且仰角方向垂直于方位角方向。换能器阵列114可以被耦合到微波束形成器116，微波束形成器116可以位于超声探头112中并且可以控制由阵列114中的换能器元件对信号的发射和接收。在一些实施例中，微波束形成器116可以控制由阵列114中的活跃元件(例如，在任何给定时间时限定有源孔径的阵列元件的活跃子集)对信号的发射和接收。
在一些实施例中，微波束形成器116可以例如通过探头线缆或以无线方式被耦合到发射/接收(T/R)开关118，该T/R开关118在发射与接收之间切换并保护主波束形成器122免受高能发射信号的影响。在一些实施例中，例如在便携式超声系统中，T/R开关118和系统中的其他元件能够被包括在超声探头112中而不是被包括在可以容纳图像处理电子器件的超声系统基座中。超声系统基座通常包括软件部件和硬件部件，该软件部件和硬件部件包括用于信号处理和图像数据生成的电路以及用于提供用户接口的可执行指令。
由发射控制器120指导在微波束形成器116的控制下的来自换能器阵列114的超声脉冲的发射，该发射控制器120可以被耦合到T/R开关118和波束形成器122。在一些实施例中，可以使用并行数据链路来耦合探头112与波束形成器，以使得能够在阵列与基座之间同时并行地进行数据传输，从而使得(例如在超快成像期间)信号处理部件能够同时接收针对视场中的多条或所有图像线的数据。发射控制器120还可以被耦合到用户接口124并接收来自用户对用户控件的操作的输入。用户接口124可以包括一个或多个输入设备，例如，控制面板152(其可以包括一个或多个机械控件(例如，按钮、编码器等)，触敏控件(例如，触控板、触摸屏等))和其他已知的输入设备。
可以由发射控制器120控制的另一功能是波束转向的方向。波束可以从换能器阵列114笔直向前(与之正交地)转向，或者也可以以不同的角度转向来获得更大的视场。在一些实施例中，由微波束形成器116产生的部分波束形成的信号可以被耦合到主波束形成器122，在主波束形成器122中，可以将来自换能器元件的个体拼片的部分波束形成的信号组合成完全波束形成的信号。波束成形的信号被耦合到处理电路150，该处理电路150可以包括一个或多个处理器(例如，信号处理器126、B模式处理器128、多普勒处理器160、向量流处理器以及一个或多个图像生成和处理部件168)被配置为从波束形成的信号(即，波束形成的RF数据)产生超声图像。
信号处理器126可以被配置为以各种方式(例如，带通滤波、抽取、I和Q分量分离以及谐波信号分离)处理接收到的波束成形的RF数据。信号处理器126还可以执行额外的信号增强，例如，相干斑抑制、信号复合和噪声消除。经处理的信号(也被称为I和Q分量或IQ信号)可以被耦合到额外的下游信号处理电路以用于图像生成。IQ信号可以被耦合到系统内的多条信号路径，其中的每条信号路径可以与适合于生成不同类型的图像数据(例如，B模式图像数据、多普勒图像数据、向量流图像数据)的信号处理部件的特定布置相关联。例如，该系统可以包括B模式信号路径158，B模式信号路径158将信号从信号处理器126耦合到B模式处理器128以用于产生B模式图像数据。B模式处理器能够采用幅度检测以用于对身体中的结构进行成像。
由B模式处理器128产生的信号可以被耦合到扫描转换器130和/或多平面重新格式化器132。扫描转换器130可以被配置为根据回波信号被接收为期望的图像格式时的空间关系来布置该回波信号。例如，扫描转换器130可以将回波信号布置成二维(2D)扇形形状格式或金字塔形格式或其他形状的三维(3D)格式。如在美国专利US 6443896(Detmer)中所描述的，多平面重新格式化器132能够将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收到的回波转换呈该平面的超声图像(例如，B模式图像)。如在美国专利US 6530885(Entrekin等人)中所描述的，体积绘制器134可以生成如从给定的参考点观看到的3D数据集的图像。
在一些实施例中，该系统可以包括将来自信号处理器126的输出耦合到多普勒处理器160的多普勒信号路径162。多普勒处理器160可以被配置为估计多普勒频移并生成多普勒图像数据。多普勒图像数据可以包括彩色数据，该彩色数据然后与B模式(即，灰度)图像数据叠加以用于显示。多普勒处理器160可以被配置为例如使用壁滤波器来滤除掉不想要的信号(即，与不移动的组织相关联的噪声或杂波)。多普勒处理器160还可以被配置为根据已知的技术来估计速度和能量。例如，多普勒处理器可以包括诸如自相关器之类的多普勒估计器，其中，速度(多普勒频率)估计基于滞后一的自相关函数的自变量，而多普勒能量估计基于滞后零的自相关函数的幅值。也能够通过已知的相域信号处理技术(例如，诸如MUSIC、ESPRIT等参数化频率估计器)或时域信号处理技术(例如，互相关)来估计运动。能够使用与速度的时间分布或空间分布有关的其他估计器(例如，加速度或时间速度导数和/或空间速度导数的估计器)来代替或补充速度估计器。在一些示例中，速度估计和能量估计可以经受另外的阈值检测以进行进一步的降噪以及分割和后处理(例如，填充和平滑化)。然后可以根据颜色图将速度估计结果和能量估计结果映射到显示颜色的期望范围。彩色数据(也被称为多普勒图像数据)然后可以被耦合到扫描转换器130，在扫描转换器130处，多普勒图像数据可以被转换为期望的图像格式并被叠加在组织结构的B模式图像上以形成彩色多普勒图像或能量多普勒图像。
在另外的示例中，该系统可以包括额外的信号处理路径，例如，向量流处理路径，该向量流处理路径将数据从信号处理器126耦合到向量流处理器154。向量流处理器可以被配置为提取通过被成像体积的血流速度的与角度无关的估计结果并将速度信息映射到速度向量场的图形表示(例如，基于流线或基于小波的可视化)中。在一些示例中，向量流处理器可以被配置为估计血流速度的轴向分量和横向分量，并且在系统能操作用于对感兴趣三维(3D)区域(ROI)进行成像的示例中，向量流处理器也可以被配置为估计用于生成2D或3D速度向量场或向量图的血流速度的仰角分量。与B模式处理器和多普勒处理器一样，向量流成像数据可以被耦合到扫描转换器、多平面重新格式化器和/或体积绘制器，以用于将向量流成像数据与例如B模式图像数据进行组合(例如，叠加)，从而产生同时显示与角度无关的速度信息以及相关联的组织结构的叠加超声图像。
在被显示在图像显示器138上之前，来自扫描转换器130、多平面重新格式化器132和/或体积绘制器134的输出(例如，B模式图像、多普勒图像，向量流图像)可以被耦合到图像处理器136以进行进一步的增强、缓冲和临时存储。图形处理器140可以生成图形叠加物以与图像一起显示。这些图形叠加物能够包含例如标准识别信息(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，图形处理器可以被配置为接收来自用户接口124的输入，例如，键入的患者姓名或其他注释。在一些实施例中，可以将图形处理器、图像处理器、体积绘制器和多平面重新格式化器中的至少一个的一个或多个功能组合到集成的图像处理电路中(其操作可以被划分到并行操作的多个处理器之中)，而不是由分立的处理单元执行参考这些部件中的每个部件所描述的特定功能。此外，虽然参考B模式处理器和多普勒处理器讨论了例如出于生成B模式图像或多普勒图像的目的对回波信号的处理，但是应当理解，这些处理器的功能可以被集成在到单个处理器中。现在还参考图2描述了根据本公开内容的一些实施例的闪烁抑制处理器210。
图2分别沿着多普勒信号路径162和B模式信号路径158示出了处理电路的至少部分的框图。沿着多普勒信号路径162，信号(例如，从信号处理器126接收的IQ信号)被耦合到多普勒处理器260，多普勒处理器260最初可以使接收到的信号通过壁滤波器(例如，高通滤波器)以去除与强烈的缓慢运动(例如，心动周期组织运动)相关联的信号。然后可以例如沿着并行信号路径(例如，263和264)将经壁滤波的信号提供给相位/速度估计器230和能量估计器232，它们分别被配置为获得来自多普勒信号的血流信息和能量信息。可以根据以上参考图1描述的任何技术或任何其他已知技术来获得相位/速度估计结果和能量估计结果。
如图2所示，多普勒处理器260可以包括闪烁抑制处理器210，闪烁抑制处理电路210被布置为对经后壁滤波的能量多普勒信号执行额外的杂波抑制，而不会影响用于相位/速度估计的多普勒信号。示例性闪烁抑制处理器210可以包括一个或多个缓冲器以及一个或多个信号处理部件，该一个或多个信号处理部件包括空间特性处理单元、时间特性处理单元和帧调整单元，在一些实施例中，示例性闪烁抑制处理器210可以通过混合图生成单元和混合单元来实施。闪烁抑制单元210接收经壁滤波的多普勒信号的帧，并且特别接收多普勒信号的能量分量。可以将帧临时存储在缓冲器(例如，帧缓冲器212)中，直到被闪烁抑制处理器210的信号处理部件使用为止。对帧进行时间和空间处理，以便识别低空间频率内容和高时间频率内容，并且调整一个或多个输入帧(例如，混合或以其他方式调整以抑制低空间频率内容和高时间频率内容)以产生经调整的输出帧，然后可以使用该经调整的输出帧以用于生成增强的能量多普勒图像。虽然在该示例中以给定的序列描述了空间滤波和时间滤波，但是应当理解，可以改变处理步骤的顺序(例如，颠倒顺序，使得在空间滤波之前执行时间滤波)。
空间特性处理单元可以被配置为接收经壁滤波的多普勒帧并对每个帧进行空间滤波以识别低空间频率信息，同时去除高空间频率内容。低空间频率内容(其可以指示如表1所示的组织)将被进一步滤波以识别具有在时间维度上变化的内容的区域(例如，像素或体素)，以便识别组织运动来用于随后的抑制。在一些示例中，可以使用空间低通滤波器214(也被称为杂波滤波器)来实施空间特性处理单元，在一些示例中，该空间低通滤波器214可以是Boxcar滤波器。例如，使用2D正弦傅立叶变换的2D Boxcar滤波器可以用于滤除掉高空间频率信息并使低空间频率信息沿着信号路径通过以供进一步处理。当通过空间滤波器214处理每个帧时，可以产生模糊帧，然后可以将输入帧的集合耦合到时间特性处理单元以供进一步处理。在其他示例中可以使用其他平滑滤波器或模糊滤波器。
时间特性处理单元可以被配置为接收两个或更多个时间序列的(例如，时间连续的)帧并识别具有高的时间频率信息的区域(即，在时间域中快速变化的区域或像素)(其可能指示闪烁)。时间特性处理单元可以由时间高通滤波器来提供，该时间高通滤波器被配置为例如识别逐帧变化的帧内容。在下面进一步讨论的特定实施例中，帧之间的时间响应性可以通过计算信号强度的变化(例如通过计算两个或多个模糊帧中信号强度的百分比变化、分数变化或差异)来表征。一旦识别出具有低空间频率和高时间频率的帧内容，就能够通过调整输入帧中的至少一个帧(例如通过混合、增益调整或其他方法)产生经调整的输出帧来进一步抑制该内容。在一些实施例中，可以通过(如将在下文中进一步描述的)混合操作来进行帧调整(例如，抑制低空间频率内容和高时间频率内容)。在这种实施例中，可以使用混合图生成单元218和混合处理器220来实施帧调整单元217。来自滤波步骤的输出可以被耦合到混合图生成单元(也被称为图生成器218)。
混合图生成单元(即，图生成器218)可以被配置为生成逐像素的混合或持续性系数值的图(例如，α混合图和/或β混合图)。混合图生成单元218可以使从时间特性处理单元接收到的信号强度变化值通过传递函数，以将信号强度变化值映射到针对帧中的每个像素的混合或持续性系数值(例如，其范围为0-1)。各种传递函数(例如，线性抛物线传递函数)可以用于生成系数图。然后可以将该系数值传递到混合单元以产生经补偿的或经闪烁抑制的输出。在一些实施例中，如将参考图3B所描述的，可以产生多幅混合图以进一步增强混合过程。由混合图生成单元(即，图生成器218)生成的(一幅或多幅)混合图被耦合到混合单元，该混合单元被配置为提供经调整的(或经抑制闪烁的)输出数据。在来自处理器210的输出中，低空间频率内容和高时间频率内容(例如，与根据表1的组织运动一致)已经得到进一步抑制，因此，使用经调整的输出数据生成的能量多普勒图像的质量可能高于先前可能例如仅仅使用常规的壁滤波器进行滤波的数据所生成的多普勒图像的质量。
来自闪烁抑制处理器210的经调整的输出可以被耦合到进一步的下游图像处理(例如，扫描转换器、图像和/或图形处理器、另外的混合处理器等)以用于生成能量多普勒图像。在一些实施例中，从闪烁抑制处理器210输出的能量多普勒数据可以在下游混合处理器(也被称为显示混合处理器242，其功能将例如参考图8A-8C来进一步描述)中与对应的回波信息(例如，从B模式信号路径158接收的B模式图像帧)进行混合以供显示。显示混合处理器242的功能可以被并入到扫描转换器240或超声系统的图像生成和处理部件中的另一个部件(例如，系统100的处理器168)中。
图3A和图3B示出了根据本发明的实施例的闪烁抑制单元300和300'的示例。如本文所述，闪烁抑制单元300和300′包括空间特性处理阶段301、时间特性处理阶段303和混合阶段305。在空间特性处理阶段301中，空间低通滤波器314可以用于去除时间序列帧313-1和313-2(例如，在所图示的示例中分别被标示为输出t-1和输入t)中的每个的高空间频率内容，同时保留低空间频率内容。在时间特性处理阶段303中，可以识别包括高时间频率内容的一个或多个区域(例如，帧中的一个或多个像素)，并且生成捕获信号的时间变化的至少一幅图。
现在进一步详细描述闪烁抑制单元300和300’的操作。在示例时间t时，空间低通滤波器接收由输入t表示的当前帧313-2和由输出t-1表示的先前输出帧313-1作为输入。帧中的每个帧由低通滤波器314进行滤波以去除它们的高空间频率内容，同时保留低空间频率内容。以这种方式，根据表1中的观察结果，抑制了与低血流血管相关联的高空间频率内容。低通滤波器314输出被标示为315-2的模糊帧“模糊t”和被标示为315-1的模糊帧“模糊t-1”。在一些实施例中，低通滤波器314可以使用2D Boxcar滤波器来实施。2D Boxcar滤波器(其滤波器大小可以通过优化来确定)实施模糊内核相对容易，因此是可以使用的滤波器的一个示例。在其他实施例中也可以使用其他空间低通滤波器。
接下来，如框316所示，针对模糊帧“模糊t”和“模糊t-1”中的每一个空间位置计算信号强度的变化。所计算的变化用于提供关于在每个空间位置处的信号的时间特性(例如，时间响应性)的信息。信号强度的变化可以通过下式来计算：分数变化＝(新-旧)/(新+旧)，其中，新对应于当前输入(例如，输入t)的信号强度，并且旧对应于先前输入(例如，输出t-1)的信号强度。如果新和旧都很大，则分数变化会因分母项而倾向于很小。与此相比，如果新和旧都很小，则对于相同的新与旧之间的绝对差值，分数变化将倾向于更大。例如，如果新＝10并且旧＝5，则分数变化＝0.333。应当注意，在一些示例中，分数变化定义可以是分数变化×100，然而，在该特定示例中，不包括乘以100。对于相同的分子，如果新＝6并且旧＝1，则分数变化＝0.714。针对新和旧的绝对值的这种偏差可能会很好地用于区分血流与组织，因为经后壁滤波的血流信号倾向于很大且相对恒定，而组织闪烁在一个帧中倾向于很强而在另一帧中倾向于很弱，值总体来说较小。对于相同的新与旧之间的绝对差值，与血流相比，针对组织闪烁的分数变化倾向于较大。
然后可以将所计算的信号强度的变化馈送到传递函数中以生成第一混合图(例如，α图318-1)，混合处理器320可以使用该第一混合图来产生输出313-3。以这种方式，信号强度的大变化可能会在α图318-1中受到严重惩罚，这可以用于根据表1进一步区分组织信息与血流信息。由于因心脏运动引起的组织闪烁的空间频率很低，因此去除信号强度的低空间频率变化将进一步抑制输出图像中的闪烁。
在一个示例中，可以通过如图4所示的传递函数来生成α图。图4中的传递函数400是分段指数函数，该分段指数函数分别具有指数衰减曲线部分410和指数增长曲线部分420。在该示例中，该函数的衰减部分被设计为将拒绝组织闪烁的部分。增长部分可以被包括在传递函数中以改善闪烁抑制处理器的性能。实验测试表明，因换能器运动产生的大的连续的闪烁伪影可以被闪烁抑制处理器视为心脏闪烁，因此可以被连续抑制，如果换能器连续移动，则这可能会导致图像“冻结”。为了避免图像“冻结”，可以添加指数增长曲线以放宽因换能器运动引起的抑制效果。传递函数(在本文中也被称为α传递函数)可以由以下公式来定义：
衰减＝exp(-1×系数1×x) (公式1)
增长＝pow(x+系数3,系数2) (公式2)，以及
α＝min(max(衰减,增长),1.0) (公式3)
其中，x是分数变化。根据该定义，衰减表示该函数的衰减部分410(即，向下趋势曲线)并由确定指数衰减速率的系数1来控制。增长是增长部分420(即，曲线的向上趋势部分)并由系数3(其控制曲线的向左或向右移位)和系数2(其控制指数增长速率)来控制。在所图示的示例中，将系数系数3设置为0.4并将系数2设置为5，而系数1可以通过优化来确定，例如根据“系数1越高则惩罚组织闪烁就越快”的原则来确定。在本公开内容的不同实施例中，也可以将系数2和系数3设置为其他值。而且，也可以使用各种其他传递函数(例如，线性抛物线传递函数)以将信号强度变化值映射到α值。将α值提供给混合处理器320，该混合处理器320生成经补偿的输出帧313-3(例如，在该示例中为输出t)。可以根据以下公式来生成输出帧：
输出(t)＝α×(输入(t))+(1-α)×输出(t-1) (公式4)
公式4也可以被称为α混合公式，它基于α值将当前帧与前一帧混合。在图5A中还用图画表示了α混合公式。与每个帧相关联的金字塔结构表示可以组成任何给定图像帧的不同空间频率。来自小血管的血流将位于高空间频率区域中(即，朝向金字塔结构的顶部)，而组织闪烁将位于低空间频率区域中(即，朝向金字塔结构的底部)。因此，这里的假设是：(不管是心脏还是其他原因的)不想要的闪烁(即，组织杂波)具有低空间频率，因此，通过减去帧之间的低空间频率变化，可以抑制闪烁伪影。当根据图像的低空间频率部分计算出α值时，混合将均匀地应用于图像中的所有空间频率。在一些实施例中，可以通过阈值化步骤来改善性能。在一些实施例中，闪烁抑制单元300可以额外地任选地包括比较器框，该比较器框将输入t的平均能量与能量阈值进行比较。如果平均能量高于阈值，则引入等于该差值的全局增益减法。
如上所述，α混合公式应用单个持续性系数来混合两个帧并产生经混合或经补偿的帧。可以通过使用例如如图3B所示的两幅混合图来进一步增强闪烁抑制单元的性能。图3B中的闪烁抑制处理器300’包括闪烁抑制单元300的一些或全部的相同部件，并且可以额外包括β混合部件319，β混合部件319生成β混合图318-2以例如进一步改善闪烁抑制单元的性能(这将进一步描述)。包括实况扫描的实验测试表明：使用单个持续性系数(例如，α混合公式)的混合步骤可能产生副作用，例如，迟钝感和/或模糊的血流斑点(这些都是不期望的)。另外，α混合图和α混合公式可能无法充分解决因换能器移动引起的闪烁问题。为了解决这些问题中的一个或多个问题，可以计算额外的持续性系数并将其用在混合过程中。
如图3B所示，可以根据以下公式来生成β混合图：
β＝缩放因子×(∑输入(t)L-∑输出(t-1)L) (公式5)
其中，输入(t)L是输入帧的低频分量，并且输出(t-1)L是前一帧的低频分量。因此，基于组织闪烁具有低空间频率的假设，β图可能仅影响图像的低频分量。这在图5B中用图画表示出。在图5B中的图示中，使用金字塔结构以图画形式示出不同的空间频率。这里，根据低空间频率子带来计算β值。输出(t)是根据输入(t)获得的，但低频除外，低频是根据输入(t)与输出(t-1)之间的低频差异经缩放因子进行缩放而计算得到的。
再次参考图3B，混合单元320’可以根据以下混合公式使用α和β混合值来产生输出：
输出(t)＝α×(输入(t)-β)+(1-α)×输出(t-1) 公式(6)
其中，α值和β值分别是根据bloc318-1和318-2获得的。因此，通过计算模糊帧“模糊t”与“模糊t-1”之差(通过信号强度变化进行加权)，将β图传递到混合中以增强组织闪烁抑制。在一些实施例中，系统可以仅将β值用于闪烁抑制。而且，虽然在图3B中未示出，但是闪烁抑制单元300’可以额外包括比较器框322，该比较器框322用于执行如前所述的能量阈值化。
图6示出了根据本文的示例的经受闪烁抑制之后的示例性输入图像集和所得到的输出图像。在所图示的示例中，帧413-1和413-2是进入闪烁抑制单元300’的输入帧，其中，经历较大的正向强度变化的图像区域被来自前一图像的持续性数据抑制，而具有较低的或负向的强度变化的区域则未受到抑制。然后通过闪烁抑制单元330’输入经调整的输出帧413-3和下一帧413-4来产生下一经调整的帧414-5，依此类推。对于每个随后的帧重复该过程，该过程可以实时发生，例如在实时图像数据采集期间实时发生。因此，如图所示，包括根据本文的任何示例的闪烁抑制单元的系统可能能够产生在其中保留血流信息的同时抑制图像中的闪烁分量的输出图像。
返回参考图2中的示例，额外地并且任选地，该系统可以在显示生成阶段包括混合处理器(也被称为显示混合处理器242)，该混合处理器能操作用于基于根据下面进一步描述的示例计算的一个或多个α混合值来平滑地混合B模式(或回波)数据与多普勒(例如，能量或速度)数据。另外，在显示生成阶段的混合处理器还提供了额外的闪烁伪影抑制。例如，除了平滑地混合回波与血流数据以外，该混合处理器还可以提供一些额外的伪影去除，因为在B模式下看到的明亮回波通常是组织闪烁的来源。在这一阶段的混合可以起到进一步抑制来自这些明亮区域的闪烁的作用。在一些实施例中，显示混合处理器可以包括两个混合阶段：差异混合和对数能量混合。将这两个混合阶段组合在一起可以产生看起来更自然的混合图像。在其他实施例中，如本文所述，混合处理器242可以仅包括一个混合阶段(例如，差异混合阶段或对数能量混合阶段)。
差异混合
在差异混合期间，显示混合处理器242评价彩色信号或能量信号的对数能量与回波信号的对数能量之间的差异，然后基于该差异(即，根据以下公式)来计算混合水平：
α1＝min[max[(彩色能量速度-回波+偏移)×斜率,0],255] 公式(7)
其中，彩色能量速度是能量/速度数据的值(以对数为单位)，并且回波是回波数据的值(以对数为单位)。偏移控制混合发生的铰接点(根据血流/能量与回波之间的信号强度的差异)，并且斜率确定混合发生的迅速程度和混合发生的范围(差值)。在优选实施例中，可以应用写入优先级。也就是说，如果回波信号值比能量/血流信号大，则将向要显示的回波数据给予优先级。相反，如果能量/血流信号比回波信号值大，则混合将以血流信号数据为主。另外，使用这种混合方法将有助于抑制明亮目标伪影上的颜色，因为它通常是引起颜色伪影的高度回波反射器。因此，强回波反射器将推动混合以隐藏血流信号。图8A示出了示例性α1值和用于使用差异混合分量的所得到的2D查找表(LUT)。注意，在低对数血液值下，α值不一定接近零，这会引起即使在非常低的血流值下也具有血流颜色的混合。
对数能量混合
混合的第二个分量是基于血流信号强度的对数能量混合：
α2＝min[max[(彩色能量速度-偏移2)×斜率2,0],255] 公式(8)
其中，彩色能量速度再次是能量/速度数据的值(以对数为单位)。偏移2实质上控制何时发生混合的铰接点，并且斜率2确定混合发生的迅速程度和混合发生的范围(差值)。也就是说，在对数能量混合期间，显示混合处理器242仅查看彩色或能量信号分量，而不考虑回波信号。图8B示出了示例性α2值和用于使用对数能量混合分量的所得到的2D查找表(LUT)。注意，即使在低对数血液值下，混合也会示出回波值。
组合的α和混合过程
如所描述的，在一些实施例中，显示混合处理器242可以包括两个混合阶段，并且在这种情况下，显示混合处理器242可以例如根据以下公式来获得组合的α值：
α＝(α1/255)×(α2/255) 公式(8)
通过使用第二混合阶段及其得到的α混合值，该两阶段混合过程可以在低血流/能量值下提供改善的混合控制。也就是说，在彩色能量速度较小的情况下，由于α2将非常小，因此组合的混合值α将在很大程度上偏向于灰度。在彩色能量速度较大的情况下，α将在很大程度上由α1主导。在其他实施例中，可以在组合来自两个混合阶段的α值时应用加权因子。
然后，显示混合处理器242可以根据以下公式对反对数回波和彩色能量数据执行组合的混合：
最终输出＝log2(antilog2(彩色能量速度)×α+antilog2(回波)×(1-α))
与仅使用这两个分量之一或常规技术进行的混合相比，使用上述公式进行的混合通常可以提供更自然的混合输出；但是也可以设想到，为简单起见，一些系统可能不包括两个混合分量。图8C示出了示例性α值和用于使用组合的混合过程的所得到的2D查找表(LUT)。如图所示，组合的混合过程可以提供以非常低的血流值写入回波数据且同时保留以较大的血液值进行差异混合的比较方法的益处。虽然在一些实施例中可以采用该两阶段混合过程，但是在根据本公开内容的其他实施例中，该系统也可以在不使用该两阶段混合过程(例如使用常规的显示混合技术)的情况下采用用于改善的闪烁抑制的分量。通常，本文中的任何示例可以与本公开内容的任何其他示例组合使用，而不管是否明确图示出或讨论了特定的组合。
图7示出了根据本公开内容的用于能量多普勒成像的示例性过程的流程图。过程700可以包括如框710所示的接收经壁滤波的多普勒信号的时间序列帧(例如，两个或更多个帧)。在一些实施例中，可以使用两个时间序列帧(例如是时间连续的或者是时间序列的但通过在中间插入一个或多个帧而间隔开)作为输入来执行额外的切割抑制。在其他实施例中，可以使用两个以上的序列帧作为输入来执行额外的切割抑制。在优选实施例中，输入帧中的至少一个输入帧可以是先前调整的帧，以便提供无限脉冲响应(IIR)滤波器。在通过通常用作多普勒处理器的部分的常规的壁滤波器对多普勒信号进行滤波(即，从组织中隔离出血流)之后，每个输入帧可以包含该信号。然而，如所讨论的，壁滤波器可能不足以去除所有组织杂波(特别是在低血流应用中)。取决于成像模式，可以沿着两条路径中的一条路径在多普勒处理器内进一步处理多普勒信号，一条路径被配置用于提取血流信息以用于生成彩色血流多普勒图像，另一条路径与提取能量信息相关联以用于产生能量多普勒图像。因此，额外地，并且在将经壁滤波的多普勒信号提供给杂波或闪烁抑制处理器之前，可以对多普勒信号进行处理以估计该信号的能量或强度，并且然后将能量信号(而不是速度/血流信息)耦合到杂波或闪烁抑制处理器(如框712所示)。
然后，根据本公开内容的任何实施例对多普勒信号的时间序列帧进行处理，以识别低空间频率内容和高时间频率内容(如框714所示)，低空间频率内容和高时间频率内容可以指示组织杂波(例如如表1所示)。如框716中进一步示出的，抑制低空间频率内容和高时间频率内容以产生经调整的输出帧。然后，能够根据至少包括经调整的输出帧的能量多普勒帧来生成能量多普勒图像帧(例如如框718所示)。
在一些实施例中，处理时间序列帧以识别低空间频率内容和高时间频率的内容可以涉及使时间序列帧中的每个时间序列帧通过空间低通滤波器(例如，Boxcar滤波器或任何其他类型的空间低通滤波器)并使经空间滤波的帧(也被称为模糊帧)通过时间高通滤波器，以识别在帧之间快速变化的内容。在一些实施例中，可以根据多种技术来完成时间高通滤波，例如通过使用响应于帧与帧之间的变化的传递函数来完成时间高通滤波。例如，帧的加权和可以用于从模糊帧中识别高时间频率内容，然后能够(例如通过调整增益，生成混合系数或用于抑制识别出的低空间频率内容和高时间频率内容的其他调整方法)使用该高时间频率内容来调整输出帧。因此，在本文中的实施例中，在滤波操作的输出处，将识别低空间频率内容和高时间频率内容并且可以计算调整参数(例如，增益调整、混合系数或其他调整参数)以用于抑制来自时间序列帧中的至少一个时间序列帧(例如，当前输入帧)的低空间频率内容和高时间频率内容。(一个或多个)调整参数可以应用于时间序列帧中的至少一个时间序列帧(例如，当前输入帧)，以产生一个或多个经调整的帧并随后基于该(一个或多个)经调整的帧来产生能量多普勒图像。
在一些实施例中，可以通过计算经滤波的帧之间的信号强度的变化(例如，百分比变化或分数变化，或者仅仅是信号强度差)来确定经滤波的帧之间的时间响应性(例如，模糊的序列帧之间的快速时间变化)。可以在帧中的每一个像素(对于2D帧)或体素(对于3D帧)处执行该计算。可以基于所计算的信号强度的变化来生成混合系数。可以例如基于所计算的信号强度的百分比变化、分数变化或差异变化来获得混合系数或其他调整参数，在一些实施例中，可以使用多种传递函数来实现这些变化。在一个具体描述的示例中，使用具有衰减分量和增长分量的传递函数；然而，本公开内容的实施例不限于该具体说明的示例。在一些实施例中，该方法还可以包括例如基于帧中的每一个像素或体素处的经滤波的帧之间的信号强度的差异来生成第二混合系数，并且还可以使用第二混合系数来执行对输入帧的调整。如所暗示的，本文描述的技术可以等同地适用于二维(2D)数据集(例如2D图像帧的逐像素处理)，或者本文描述的技术可以应用于三维(3D)数据集(例如通过对3D数据帧执行杂波抑制)。在一些实施例中，可以实时地执行该过程的步骤，即，在对时间序列帧中的一个或多个时间序列帧的采集期间执行该过程的步骤。
在一些实施例中，代替使用混合系数，可以基于所计算的变化(例如通过调整增益或者通过加权或者通过其他合适的调整)来直接调整信号强度，以抑制来自输入帧的低空间频率内容和高时间频率内容并产生经调整的输出帧。然后可以使用至少一个经调整的输出帧来生成能量多普勒图像帧(例如如框718所示)。
过程700还可以包括根据经调整的输出帧(例如，经调整的CPA帧)和对应的回波信息来生成包括能量多普勒信息的超声图像并显示该超声图像。当生成用于显示的图像时，该过程可以任选地包括混合步骤，在该混合步骤中，将经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合以产生能量多普勒图像。因此，在一些实施例中，该方法还可以包括如框720和722所示的将经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合以产生能量多普勒图像(例如，其中能量多普勒帧被叠加在回波帧上的组合图像或叠加图像)。经调整的输出帧可以包括信号能量信息，并且对应的回波帧可以包括回波强度信息，并且在一些实施例中，经调整的输出帧与对应的回波帧的混合可以涉及使用来自相应帧的信号能量信息或回波强度信息中的至少一个来计算至少一个混合系数。本文描述的任何方法可以被实施在包括可执行指令的非瞬态计算机可读介质中，并且该非瞬态计算机可读介质在被运行时令处理器(例如，超声成像系统的处理器)执行被实施在其中的方法。
该方法的步骤可以在采集超声信号的同时实时进行重复，以便在医学成像系统的显示器上提供实时能量多普勒图像。对于序列中的每次重复，将经调整的输出帧与新的输入帧一起用作针对本文描述的闪烁抑制过程的输入，从而提供一种IIR类型的滤波过程，该过程利用先前的输出作为反馈，从而可以提供优于现有的闪烁抑制技术的改善的表现。
在使用可编程设备(例如，基于计算机的系统或可编程逻辑单元)实施部件、系统和/或方法的各种实施例中，应当理解，能够使用各种已知的或后来开发的编程语言(例如，“C”、“C++”、“FORTRAN”、“Pascal”、“VHDL”等)来实施上述系统和方法。因此，能够准备各种存储介质(例如，计算机磁盘、光盘、电子存储器等，其能够包含能够指导诸如计算机的设备的信息)来实现上述系统和/或方法。一旦适当的设备访问了被包含在存储介质上的信息和程序，存储介质就能够向设备提供信息和程序，从而使得设备能够执行本文所述的系统和/或方法的功能。例如，如果向计算机提供包含适当材料(例如，源文件、目标文件、可执行文件等)的计算机磁盘，则计算机可以接收该信息，适当配置其自身并执行在上面的图表和流程图中概述的各种系统和方法的功能，从而实施各种功能。也就是说，计算机可以从盘中接收与上述系统和/或方法的不同元件有关的各种信息的部分，实施各个系统和/或方法并协调上述各个系统和/或方法的功能。
鉴于本公开内容，应当注意，本文描述的各种方法和设备能够以硬件、软件和固件来实施。另外，各种方法和参数仅作为示例被包括在内，而不具有任何限制意义。鉴于本公开内容，本领域普通技术人员能够在确定他们自己的技术和所需仪器时实施本教导来影响这些技术，同时保持在本发明的范围内。本文描述的处理器中的一个或多个处理器的功能可以并入更少数量或单个处理单元(例如，CPU)中，并且可以使用专用集成电路(ASIC)或被编程为响应于可执行指令而执行本文所述的功能的通用处理电路来实施。
虽然已经具体参考超声成像系统描述了本系统，但是还可以设想到，本系统能够被扩展到其他医学成像系统，在其他医学成像系统中，以系统方式获得一幅或多幅图像。因此，本系统可以用于获得和/或记录以下图像信息，这些图像信息涉及但不限于肾脏、睾丸、乳腺、卵巢、子宫、甲状腺、肝脏、肺、肌肉骨骼、脾脏、心脏、动脉和脉管系统，以及与超声引导的介入相关的其他成像应用。另外，本系统还可以包括可以与常规的成像系统一起使用的一个或多个程序，使得所述一个或多个程序可以提供本系统的特征和优点。在研究本公开内容后，本领域技术人员能够容易想到本公开内容的某些额外优点和特征，或者本领域技术人员在采用本公开内容的新颖系统和方法后能够经历本公开内容的某些额外优点和特征。本系统和方法的另一个优点可以是能够容易地升级常规的医学图像系统以结合使用本系统、设备和方法的特征和优点。
当然，应当理解，本文描述的示例、实施例或过程中的任一个可以与一个或多个其他示例、实施例和/或过程进行组合，或者可以被分开在根据本系统、设备和方法的设备或设备部分中，并且/或者在根据本系统、设备和方法的设备或设备部分中得到执行。
最后，上述讨论仅旨在说明本系统，而不应被解释为将权利要求限制到任何特定的实施例或实施例组。因此，虽然已经参考示例性实施例具体且详细地描述了本系统，但是还应当理解，本领域普通技术人员可以在不脱离如权利要求所阐述的本发明的更广泛和预期的精神和范围的情况下设计出许多修改和替代实施例。因此，说明书和附图应被视为是说明性的，而不是要限制权利要求的范围。

Claims (21)

1.一种能量多普勒成像方法，包括：
接收经壁滤波的能量多普勒信号的多个时间序列帧，其中，所述多个时间序列帧包括至少一个先前调整的输出帧；
调整所述多个时间序列帧中的至少一个时间序列帧，其中，所述调整包括：
对所述多个时间序列帧进行滤波以识别低空间频率内容和高时间频率内容；并且
抑制所述低空间频率内容和所述高时间频率内容以产生经调整的输出帧；并且
至少部分地基于所述经调整的输出帧来生成能量多普勒图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述的调整所述多个时间序列帧中的至少一个时间序列帧包括：
对所述多个时间序列帧中的每个时间序列帧进行滤波，以从所述时间序列帧中的每个时间序列帧中去除高空间频率内容并产生具有相对较低的空间频率内容的经滤波的帧；
针对所述帧中的每一个空间位置确定所述经滤波的帧之间的时间响应性；并且
基于所述经滤波的帧之间的所述时间响应性来调整所述多个时间序列帧中的所述至少一个时间序列帧。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述的对所述多个时间序列帧中的每个时间序列帧进行滤波包括使所述多个时间序列帧中的每个时间序列帧通过空间低通滤波器。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，所述空间低通滤波器是Boxcar滤波器。
5.根据权利要求2所述的方法，其中，确定所述经滤波的帧之间的所述时间响应性包括：
针对所述帧中每一个像素或体素计算所述经滤波的帧之间的信号强度的变化；并且
基于所计算的信号强度的变化来生成混合系数。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，所述的生成混合系数包括使用传递函数将针对每个像素或体素所计算的变化映射到相应的混合系数。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述传递函数包括衰减分量和增长分量。
8.根据权利要求5所述的方法，其中，所述混合系数包括基于信号强度的分数变化计算的第一混合系数，所述方法还包括：
基于所述帧中的每一个像素或体素处的所述经滤波的帧之间的所述信号强度的差异来生成第二混合系数，并且
将所述第二混合系数应用于所述多个时间序列帧中的所述至少一个时间序列帧，以调整所述多个时间序列帧中的所述至少一个时间序列帧。
9.根据权利要求1所述的方法，还包括重复在采集所述时间序列帧中的一个或多个时间序列帧的同时实时发生的以下操作：接收多个时间序列帧，调整所述多个时间序列帧中的至少一个时间序列帧，以及至少部分地基于所述经调整的输出帧来生成能量多普勒图像。
10.根据权利要求1所述的方法，还包括将所述经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合以产生所述能量多普勒图像。
11.根据权利要求10所述的方法，其中，所述经调整的输出帧包括信号能量信息，并且其中，所述对应的回波帧包括回波强度信息，并且其中，所述的将所述经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合包括基于来自相应的帧的所述信号能量信息或所述回波强度信息中的至少一个来计算至少一个混合系数。
12.一种包括可执行指令的非瞬态计算机可读介质，所述可执行指令在被运行时令超声成像系统的处理器执行根据权利要求1-11中的任一项所述的方法。
13.一种能通信地耦合到超声回波的源的超声成像系统，所述系统包括：
壁滤波器，其被配置为响应于所述超声回波而产生经壁滤波的多普勒信号；以及
至少一个处理器，其被配置为：
接收所述经壁滤波的多普勒信号的时间序列帧，其中，两个时间序列帧包括至少一个先前调整的输出帧；
对所述时间序列帧进行滤波以识别低空间频率内容和高时间频率内容；
抑制所述低空间频率内容和所述高时间频率内容以产生经调整的输出帧；并且
至少部分地基于所述经调整的输出帧来生成能量多普勒图像。
14.根据权利要求13所述的超声成像系统，其中，所述至少一个处理器包括至少一个空间低通滤波器，所述至少一个空间低通滤波器被配置为从所述时间序列帧中去除高空间频率信息以产生模糊帧，并且其中，所述至少一个处理器被配置为至少部分地基于所述模糊帧的时间响应性来生成一个或多个调整参数。
15.根据权利要求14所述的超声成像系统，其中，所述处理器被配置为针对相应的帧中的所有像素或体素计算所述时间序列帧之间的信号强度的变化，并且其中，所述一个或多个调整参数包括至少部分地基于所计算的信号强度的变化的混合系数。
16.根据权利要求14所述的超声成像系统，其中，所述空间低通滤波器是Boxcar滤波器。
17.根据权利要求14所述的超声成像系统，其中，所述至少一个处理器被配置为使所计算的信号强度的变化通过传递函数以生成所述混合系数，并且其中，所述传递函数包括衰减分量和增长分量。
18.根据权利要求14所述的超声成像系统，其中，所述混合系数是基于信号强度的分数变化而生成的第一混合系数，并且其中，所述至少一个处理器还被配置为：
基于所述两个时间序列帧之间的信号强度的差异来生成第二混合系数；并且
进一步基于所述第二混合系数来调整当前输入帧。
19.根据权利要求13所述的超声成像系统，其中，所述至少一个处理器还被配置为将所述经调整的输出帧与对应的回波帧进行混合以产生能量多普勒图像数据。
20.根据权利要求13所述的超声成像系统，还包括显示器，其中，所述至少一个处理器还被配置为令所述显示器显示超声图像，所述超声图像包括叠加有所述能量多普勒图像数据的B模式图像。
21.根据权利要求13所述的超声成像系统，还包括换能器阵列，所述换能器阵列被配置为采集所述超声回波，并且其中，所述至少一个处理器被配置为在采集所述超声回波的同时实时生成所述能量多普勒图像数据。
CN201880043699.6A 2017-04-28 2018-04-17 具有改善的杂波抑制的能量多普勒成像系统和方法 Active CN110832343B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201762491310P 2017-04-28 2017-04-28
US62/491,310 2017-04-28
PCT/EP2018/059720 WO2018197254A1 (en) 2017-04-28 2018-04-17 Power doppler imaging system and method with improved clutter supperssion

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN110832343A true CN110832343A (zh) 2020-02-21
CN110832343B CN110832343B (zh) 2024-02-13

Family

ID=62091836

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880043699.6A Active CN110832343B (zh) 2017-04-28 2018-04-17 具有改善的杂波抑制的能量多普勒成像系统和方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US11481880B2 (zh)
EP (1) EP3615958A1 (zh)
JP (1) JP7253496B2 (zh)
CN (1) CN110832343B (zh)
WO (1) WO2018197254A1 (zh)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3695788B1 (en) * 2019-02-15 2023-08-16 IMEC vzw Improved ultrasound imaging of vasculature
US11141138B2 (en) * 2019-05-28 2021-10-12 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Kalman filtering for flash artifact suppression in ultrasound imaging
FR3099586B1 (fr) * 2019-07-29 2021-08-06 Supersonic Imagine Système ultrasonore pour détecter un flux d’un fluide dans un milieu
JP7272585B2 (ja) 2019-08-09 2023-05-12 国立研究開発法人日本原子力研究開発機構 汚染金属の除染方法及び除染装置
CN111123234B (zh) * 2019-12-20 2021-09-17 中国电波传播研究所（中国电子科技集团公司第二十二研究所） 一种基于粗糙度和湿度的相似裸地杂波均值特性类推方法
WO2022130257A1 (en) * 2020-12-15 2022-06-23 Syndiag S.R.L. Method of removing artifacts in an ecographic doppler video

Citations (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10328180A (ja) * 1997-05-28 1998-12-15 Toshiba Iyou Syst Eng Kk 超音波診断装置
US6095980A (en) * 1997-10-02 2000-08-01 Sunnybrook Health Science Centre Pulse inversion doppler ultrasonic diagnostic imaging
US6146331A (en) * 1998-09-30 2000-11-14 Siemens Medical Systems, Inc. Method for improved clutter suppression for ultrasonic color doppler imaging
US20010009977A1 (en) * 2000-01-20 2001-07-26 Takeshi Sato Ultrasound diagnostic apparatus
US6760486B1 (en) * 2000-03-28 2004-07-06 General Electric Company Flash artifact suppression in two-dimensional ultrasound imaging
WO2005033737A1 (en) * 2003-09-30 2005-04-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Clutter filtering with small ensemble lengths in ultrasound imaging
JP3771978B2 (ja) * 1996-10-31 2006-05-10 株式会社東芝 超音波診断装置
CN101023376A (zh) * 2004-07-23 2007-08-22 比约恩·A·J·安杰尔森 超声成像
CN101297217A (zh) * 2005-08-22 2008-10-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有频谱和音频组织多普勒的超声诊断成像系统
WO2013128301A2 (en) * 2012-02-29 2013-09-06 Crystalview Medical Imaging Limited Clutter suppression in ultrasonic imaging systems
US20130336560A1 (en) * 2012-06-14 2013-12-19 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Motion Artifact Suppression in Ultrasound Diagnostic Imaging
US20130343627A1 (en) * 2012-06-13 2013-12-26 Crystalview Medical Imaging Limited Suppression of reverberations and/or clutter in ultrasonic imaging systems
CN104188687A (zh) * 2013-10-25 2014-12-10 中国科学院深圳先进技术研究院 基于超声回波射频信号的多普勒血流速度估测方法和系统
CN105919625A (zh) * 2016-05-26 2016-09-07 飞依诺科技(苏州)有限公司 脉冲多普勒壁滤波处理方法及处理系统
CN106466192A (zh) * 2015-08-17 2017-03-01 富士胶片株式会社 超声波诊断装置和多普勒波形图像生成方法

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2823252B2 (ja) * 1989-07-07 1998-11-11 株式会社東芝 超音波診断装置
JP3486243B2 (ja) * 1994-12-19 2004-01-13 フクダ電子株式会社 超音波診断装置
US5921931A (en) 1997-04-08 1999-07-13 Endosonics Corporation Method and apparatus for creating a color blood flow image based upon ultrasonic echo signals received by an intravascular ultrasound imaging probe
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
US6139498A (en) 1998-12-29 2000-10-31 Ge Diasonics Israel, Ltd. Ultrasound system performing simultaneous parallel computer instructions
US6530885B1 (en) 2000-03-17 2003-03-11 Atl Ultrasound, Inc. Spatially compounded three dimensional ultrasonic images
US6443896B1 (en) 2000-08-17 2002-09-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method for creating multiplanar ultrasonic images of a three dimensional object
US6599248B1 (en) 2001-03-20 2003-07-29 Aloka Method and apparatus for ultrasound diagnostic imaging
US6663567B2 (en) 2002-03-19 2003-12-16 Zonare Medical Systems, Inc. System and method for post-processing ultrasound color doppler imaging
US8098910B2 (en) 2007-09-11 2012-01-17 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adaptive motion imaging in medical diagnostic ultrasound imaging
JP5570877B2 (ja) 2010-06-04 2014-08-13 株式会社東芝 超音波診断装置

Patent Citations (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3771978B2 (ja) * 1996-10-31 2006-05-10 株式会社東芝 超音波診断装置
JPH10328180A (ja) * 1997-05-28 1998-12-15 Toshiba Iyou Syst Eng Kk 超音波診断装置
US6095980A (en) * 1997-10-02 2000-08-01 Sunnybrook Health Science Centre Pulse inversion doppler ultrasonic diagnostic imaging
US6146331A (en) * 1998-09-30 2000-11-14 Siemens Medical Systems, Inc. Method for improved clutter suppression for ultrasonic color doppler imaging
US20010009977A1 (en) * 2000-01-20 2001-07-26 Takeshi Sato Ultrasound diagnostic apparatus
US6760486B1 (en) * 2000-03-28 2004-07-06 General Electric Company Flash artifact suppression in two-dimensional ultrasound imaging
WO2005033737A1 (en) * 2003-09-30 2005-04-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Clutter filtering with small ensemble lengths in ultrasound imaging
CN101023376A (zh) * 2004-07-23 2007-08-22 比约恩·A·J·安杰尔森 超声成像
CN101297217A (zh) * 2005-08-22 2008-10-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有频谱和音频组织多普勒的超声诊断成像系统
WO2013128301A2 (en) * 2012-02-29 2013-09-06 Crystalview Medical Imaging Limited Clutter suppression in ultrasonic imaging systems
US20130343627A1 (en) * 2012-06-13 2013-12-26 Crystalview Medical Imaging Limited Suppression of reverberations and/or clutter in ultrasonic imaging systems
US20130336560A1 (en) * 2012-06-14 2013-12-19 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Motion Artifact Suppression in Ultrasound Diagnostic Imaging
CN104188687A (zh) * 2013-10-25 2014-12-10 中国科学院深圳先进技术研究院 基于超声回波射频信号的多普勒血流速度估测方法和系统
CN106466192A (zh) * 2015-08-17 2017-03-01 富士胶片株式会社 超声波诊断装置和多普勒波形图像生成方法
CN105919625A (zh) * 2016-05-26 2016-09-07 飞依诺科技(苏州)有限公司 脉冲多普勒壁滤波处理方法及处理系统

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
GEUNYONG PARK ET AL.: "New adaptive clutter rejection based on spectral decomposition and tissue acceleration for ultrasound color Doppler imaging" *
朱碧云等: "医学图像纹理分析的方法及应用", vol. 10, no. 8 *
王录涛;吴锡;金钢;邹见效;: "一种基于奇异值谱加权的超声彩色多普勒成像杂波抑制算法", vol. 44, no. 06 *
王录涛等: "超声血流成像中的壁滤波器设计方法分析与性能比较", vol. 32, no. 4 *
王沛东;沈毅;王艳;: "超声彩色血流成像中非平稳杂波的抑制", vol. 27, no. 02 *

Also Published As

Publication number Publication date
US11481880B2 (en) 2022-10-25
JP7253496B2 (ja) 2023-04-06
EP3615958A1 (en) 2020-03-04
JP2020517363A (ja) 2020-06-18
US20200184614A1 (en) 2020-06-11
WO2018197254A1 (en) 2018-11-01
CN110832343B (zh) 2024-02-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN110832343B (zh) 具有改善的杂波抑制的能量多普勒成像系统和方法
KR101205107B1 (ko) 스페클 감소 필터의 구현 방법, 스페클 감소 필터링 장치 및 초음파 촬상 시스템
JP6253999B2 (ja) 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
US7780601B2 (en) Adaptive clinical marker preservation in spatial compound ultrasound imaging
JP4757307B2 (ja) 超音波画像処理装置
JP6282942B2 (ja) 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラム
US10893848B2 (en) Ultrasound diagnosis apparatus and image processing apparatus
US20220071596A1 (en) Systems and methods for contrast enhanced imaging
EP3998951A1 (en) Methods for high spatial and temporal resolution ultrasound imaging of microvessels
CN110891492B (zh) 用于处理超声图像的方法和系统
CN111819465A (zh) 用于自适应地配置用于超声图像显示的动态范围的系统和方法
US20150342569A1 (en) Transparency control for medical diagnostic ultrasound flow imaging
JP7171625B2 (ja) 超音波画像を処理するための方法及びシステム
JP6697609B2 (ja) 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
CN109982643B (zh) 用于解剖结构、功能和血液动力学成像的三模式超声成像
EP4114270B1 (en) Systems and methods for vascular rendering
Khodadadi Ultrasound elastography: Direct strain estimation

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