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CN101305399B - 对包括组织的身体部位成像的系统和方法 - Google Patents

对包括组织的身体部位成像的系统和方法 Download PDF

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CN101305399B CN2006800419945A CN200680041994A CN101305399B CN 101305399 B CN101305399 B CN 101305399B CN 2006800419945 A CN2006800419945 A CN 2006800419945A CN 200680041994 A CN200680041994 A CN 200680041994A CN 101305399 B CN101305399 B CN 101305399B
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Abstract

本发明提出了对包括组织的身体部位成像的系统，所述身体部位被灌注以造影剂。该系统包括提供系列原始图像的装置(603-606)，这些原始图像给出身体部位随时间的表示，每个原始图像包括多个原始值，每个原始值指示对可能包括造影剂的身体部位相应位置的探询信号的响应，其中组织的作用被显著减小。该系统进一步包括：为所选原始图像集合中每个图像生成覆盖图像的装置(609-651)，对于所选位置集合的每个位置，覆盖图像包括覆盖值，其由以下项组成：1)线性化值，其从相应原始值获得并在达到预定阈值时基本与所选位置的造影剂浓度成比例，或否则2)与对探询信号相应响应成非线性关系的压缩值；以及连续显示覆盖图像的装置(654-660)。

Description

对包括组织的身体部位成像的系统和方法
技术领域
本发明涉及医学成像领域。更特别地，本发明涉及造影剂成像应用。 
背景技术
在医学应用设备领域中，良好地建立了成像技术来以基本上非侵入方式分析病人身体部位，例如成像可以基于记录将超声波应用到身体部位而产生的回波信号。为此，造影剂(例如，由超声应用中的磷脂稳定的(phospholipid-stabilized)气体填充的(gas-filled)微气泡(microbubbles)的悬浮构成)通常由病人服用；造影剂用作有效的(超声)反射体，从而造影剂增强其所位于的身体部位内的脉管系统中的血液的可视化。特别地，该技术通常被用于评估血流灌注；实际上，由于造影剂以与病人体内血液相同的速度流动，所以对其的跟踪提供了关于被分析的身体部位中的血流的灌注的信息。 
通常，通过在灌注过程中对身体部位进行成像来监视造影剂的流动。更详细地，每个图像由表示源自身体部位相应部分的回波信号的振幅的像素值的矩阵定义。为此，回波信号通常被压缩以将其振幅调节到视频监视器通常支持的较小动态范围。为了获得具有良好平衡的对比的图像，过程总要包括非线性压缩；该操作通常基于对数类型的传递函数(并且该操作于是被称为对数压缩(log-compression))。 
通常，为了有助于造影剂的跟踪，首先在回波信号中减小身体部位的任何组织的作用。可通过在特定于对比的成像模式下获取回波信号来实现该结果。这样的特定于对比的成像的一个例子通过脉冲反相(pulse inversion)技术来实现。特定于对比的成像的其他例子通过功率调制技术或通过脉冲反相与功率调制技术的组合来实现。特定于对比的成像的另一例子在XP000764798 Arditi M等人的“PreliminaryStudy in Differential Contrast Echography”，《Ultrasound inMedicine and Biology》，第23卷，No.8，第1185-1194页，1997，Elsevier中公开。为此，所引用的文献提出了在两个通道中处理回波信号，然后这两个通道的信号相减；这样获得的处理信号通常以线性灰度等级(即灰度级与被处理信号的振幅成比例)显示。在具体实施中，同样处理的信号被叠加在(未处理的)对数压缩图像上。 
在任何情形中，视频信号(即通过压缩回波信号的振幅而获得的信号)或对比信号(即，如引用文献中所说明的那样或通过任何其他已知的特定于对比的成像技术所获得的原始回波信号)的振幅不与造影剂的局部浓度直接成比例。实际上，仅回波信号的功率(即回波功率信号)直接与造影剂的局部浓度成比例。 
具体参考视频信号，由于回波信号的小差别(例如1.7到2.5的比率，即20·log10(1.7)＝5dB到20·log10(2.5)＝8dB)可在所得到的压缩图像中完全被掩蔽，具有细小变化或不透明异物(由于灌注不足)的血液流动分布因此可能难以识别，并可能很容易被忽略。这妨碍了灌注异常的检测，而灌注异常是病理状态的典型指示。 
在任何情形中，所得到的图像高度依赖于各种设备所执行的具体对数压缩。而且，由于按照不同操作者偏好的对数压缩设定，该过程引入主观性。因此，在使用不同设备或设定的操作者之间，所获得的结果不能被比较。 
另一方面，灌注过程的定量评价由参量分析技术提供。在该情形中，视频信号优选地被线性化以使其振幅直接与身体部位的相应部分中的造影剂的局部浓度成比例。为此，反对数压缩函数(inverselog-compression function)被应用于视频信号，且对这样获得的结果求平方(以提供直接与原始回波信号的局部功率成比例的信号)。通过数学函数来拟合每个信号像素(或邻近像素组)的线性化信号随时间的变化。数学函数于是可用于计算指示身体部位相应部分的相应血液动力学和形态学特征(诸如相对血量(blood volume)、其速度、  流量等等)的不同灌注参数。 
上述分析的结果也可借助于所谓的参数图像(parametric image)(或地图)来图形地表示。通过将所选灌注参数的各个值赋给每个像素而建立参数图像。通常，不同范围的灌注参数值被编码以相应的颜色；然后，这样获得的像素值覆盖在原始图像之一上。以该方式，参数图像示出了被分析的整个身体部位上灌注参数的空间分布。 
然而，虽然参数图像可有利于识别被异常灌注的身体部位可能部分，但这些参数图像只提供了灌注参数的静态表示。因此，参数图像不允许直接视觉地感知灌注过程，而通常通过重放原始序列的图像来提供直接视觉地感知灌注过程。 
在任何情形中，参量分析技术通常需要被记录信息的费时的处理；因此，所获得的结果仅可离线利用(即不是在灌注过程期间实时利用)。 
发明内容
本发明提供如独立权利要求给出的解决方案。本发明有利的实施例在从属权利要求中给出。 
原则上，本发明基于动态表示线性化信号的思想。 
特别地，本发明的一个方面提出对包括组织的身体部位成像的系统，同时所述身体部位以造影剂灌注。该系统包括提供一系列原始图像(提供身体部位对时间的数字表示)的装置(如超声扫描仪)。每个原始图像包括多个原始值；每个原始值是身体部位响应位置对探询信号响应(如源自声穿透超声脉冲的回波信号)的指示，该身体部位可能包括造影剂，其中组织的作用基本被减去(例如，在特定对比成像模式中采集的)。该系统进一步包括为所选集合的原始图像(如所有集合内图像或源自临时二次采样的子集图像)中每一个生成覆盖图像的装置。该结果是通过操作所选集合的位置实现，该集合可包括原始图像的所有位置或一部分(例如，在一个区域或兴趣区，或ROI内)。对于每个所选位置，覆盖的图像包括覆盖值。覆盖值由从相应原始值  获得的线性化值组成，在线性化信号达到预定阈值时(例如，当所述线性化值超过该阈值时)基本与所选位置中造影剂浓度成比例；否则(即，当线性化值在阈值以下时)，覆盖值由压缩值组成，该压缩值非线性地依赖于对探询信号的相应响应。进一步提供了连续显示覆盖图像的装置。 
通常，线性化值与局部回波功率成比例。 
而且，按照对数定律，压缩值通常取决于回波信号。 
在本发明优选实施例中，阈值高于组织的相应残余作用。 
通常，系列原始图像是通过以下步骤获得的，即应用一个或多个声穿透脉冲，记录相应射频回波信号(原始信号)，处理该回波信号从而显著减小组织作用，并生成所需原始图像。 
有利地，ROI外部的像素被赋以相应的压缩值。 
通常，压缩值是从原始值获得的。 
所提出的解决方案通常是从压缩值开始应用；在该情形中，覆盖的图像是在需要时通过以其线性化值取代ROI内每个压缩值而获得的(线性化值是通过应用反对数压缩函数并对所得结果求平方而从压缩值计算的)。 
为此，在本发明的实施中，线性化的图像是通过线性化ROI内像素的压缩值生成的；这样获得的线性化值与阈值比较。 
作为进一步的增强，按照估算的线性化图像分辨率(例如基于出现在超声图像中典型斑粒尺寸)在空间上对其进行二次取样。 
在本发明的优选实施例中，线性化值是按照颜色查询表(与压缩值不同)表示的。 
在相应原始图像的采集过程中，建议的分辨率在覆盖图像基本实时显示时特别有利。 
本发明的另一个方面提出成像以造影剂灌注的身体部位的相应方法。 
本发明进一步的方面提出执行该方法的计算机程序。 
附图说明
结合附图参考下面仅仅作为非限制性表示的详细说明，本发明自身及其进一步的特征和优点将被更好地理解，其中： 
图1是按照本发明一个实施例的解决方案可应用于其中的超声扫描仪的示意图； 
图2是解释性视图，其示出对数压缩的效应； 
图3示出对数压缩和线性化的示例性应用； 
图4示出按照本发明一个实施例的解决方案的示例性应用； 
图5a-5b示出按照本发明一个实施例的解决方案的另一个示例性应用；以及 
图6示出可用于实践按照本发明一个实施例的解决方案的主要软件和硬件部件。 
具体实施方式
具体参考图1，其中示出包括超声扫描仪100的医学成像系统；扫描仪100用于分析病人110的身体部位105，特别是评估其血流灌注(例如，为了诊断目的)。 
特别地，超声扫描仪100包括具有手持发射接收成像探针120(如阵列型)的中央单元115。成像探针120发射由一系列声穿透超声脉冲组成的超声波(例如，中心频率在2MHz到10MHz之间)，并接收由超声脉冲的反射所产生的(原始)射频(RF)回波信号；为此，成像探针120被配备有发射/接收复用器，其允许在脉冲回波模式中使用成像探针120。 
中央单元115内有母板125，在母板上安装有控制超声扫描仪100操作的电子电路(诸如微处理器、工作存储器和硬盘驱动器)。而且，一个或多个子板(整体被表示为130)插在母板125上；子板130提供用于驱动成像探针120和用于处理所接收的回波信号的电子电路。超声扫描仪100也可装配有用于读取可拆卸盘140(诸如软盘)的驱动器135。监视器145显示关于正在进行的分析过程的图像。超声扫  描仪100的操作是通过键盘150控制的，其中键盘150通过传统方式连接到中央单元115；优选地，键盘被配备有用于操纵监视器145屏幕上的光标(图中未示出)位置的轨迹球155。 
为了评估身体部位105中的血流灌注，超声造影剂(UCA)由病人110服用；造影剂优选地通过静脉注射提供，要么作为连续输注(例如通过输液泵)要么作为药丸(通常以注射器手动注射)。 
合适的造影剂包括液体载体中的气泡悬浮；通常气泡具有0.1μm到5μm量级的直径，以便使得其能够通过病人的毛细血管床。通常通过将气体或其前体夹带到多种系统中，包括乳化剂、油、增稠剂、糖、蛋白质或聚合物中来使气泡稳定；稳定的气泡被称为气体填充微泡。微泡包括分散在水介质中并通过含有表面活性剂、即两亲性材料的非常薄的封包(envelop)粘附在气体/液体界面处的气泡(在该情形中也被称为微气泡)。可替换地，微泡包括悬浮物，其中气泡被脂或自然的/合成的聚合物所形成的固体材料封包包围(也被称为微球或微囊体)。另一种造影剂包括聚合物多孔微粒或其他固体的悬浮物，其携带束缚在微粒的孔中的气泡。合适的微泡、特别是微气泡和微球的水悬浮液及其制备的例子在EP-A-0458745、WO-A-91/15244、EP-A-0554213、WO-A-94/09829和WO-A-95/16467中记载了(这些文献的全部内容被包括在此以供参考)。一种商业可用的包括气体填充微泡的超声造影剂是Bracco国际公司(Bracco International BV)的 
成像探针120在待分析部位105区域内与病人110的皮肤接触。随着时间响应于超声脉冲而记录的回波信号源自身体部位105的组织的作用(contribution)与造影剂的作用的叠加。超声扫描仪100以特定于对比的成像模式工作，以便相对于造影剂的(非线性)作用，充分地减小回波信号中组织的(线性)作用；特定于对比的成像模式的例子包括谐波成像(HI：harmonic imaging)、脉冲反相(PI)、功率调制(PM)和对比脉冲定序(CPS：contrast pulse sequencing)技术，例如在Rafter等人的Imaging technologies and techniques，  Cardiology Clinics 22(2004)，第181-197页(其全部公开内容包括在此以供参考)中的描述。通常，相对于原始(未处理)回波信号减小(处理后的)回波信号中组织的作用是通过这些组织的振幅的比率(单位为dB)定义的；优选地，减少至少为40dB，更优选地至少为50dB，再优选地至少为60dB。因此，在正常实践中，组织的残余作用总是出现在处理后的回波信号中。该残余作用可用来显示待评价的身体部位的解剖信息。然而，在某些优选实施例中，组织的作用可完全消除。因此，仅造影剂的作用出现在处理后的回波信号中，且其中没有关于被分析的身体部位的解剖信息可用。在该情形中，如果需要，可从标准的非特定于对比的回波信号中获得关于待分析身体部位的解剖学的可能信息，如下面说明书中所述。 
所得到的回波信号然后被转化为表示相应的连续采集瞬间的身体部位105(例如每秒10-30幅图像的成像速率)的一系列数字图像(或帧)。每个图像由各可视化元素(visualizing element)，即基本图像元素(像素)或基本体积元素(体素)的值的矩阵(例如512行和512列)组成的位图定义；每个像素或(体素)对应于由小部分身体部位105构成的位置。通常，像素值由定义像素的亮度的(例如8位的)灰度级表示；像素值按照相应回波信号的强度(表示像素位置处的声学响应)从0(黑色)增加到255(白色)。 
在上述过程中，对回波信号进行非线性压缩，以改善图像的视觉质量。实际上，回波信号的振幅具有大的动态范围，这由其(电压)振幅的可用值的最小值和最大值之间的比率定义；例如，回波信号振幅(DRE)的动态范围可很容易超过10000(即20·log10(10000)＝80dB)。然而，观察者通常可在监视器145上感知的动态范围小于30dB。因此，为了允许视觉感知包含在回波信号中的所有有用信息，需要以非线性方式放大回波信号，从而增强较低振幅回波信号。这使得能够获得对比被良好平衡的图像，其传达关于被分析身体部位105的有用的解剖信息。 
所期望的结果通常是通过利用对数型传递函数压缩回波信号而  得到的。每个扫描仪100的制造商具有特殊方法来实现对数压缩。例如，要显示在监视器145上的视频信号可被设置为等于通过应用下面的传递函数而获得的压缩信号： 
A V = A C = MA X V LC / 20 · log 10 ( A E MA X E · 10 LC 20 ) - - - ( 0.1 )
其中AE是回波信号的振幅，MAXE是回波信号的最大可允许振幅，LC是限定所期望的压缩因子的参数(单位为dB)，AV是视频信号的振幅，MAXV是视频信号的最大可允许振幅，而AC是压缩信号的振幅。 
利用模拟组织的仿真材料(诸如具有嵌埋其中的固体散射体(scatterer)的聚酰亚胺凝胶(polyurethane gel))来实验性地验证传递函数(0.1)。对于压缩因子LC的给定值，通过改变扫描仪的增益设定(以dB示出)采集一系列图像，其中该增益设定限定回波信号的振幅，从而覆盖其整个动态范围DRE。通过测量单个斑粒(specklegrain)中非常小区域中的像素值来离线地分析图像。 
在图2中示意性地示出由于应用传递函数(0.1)而导致的对数压缩效应。具体地，该图绘出了视频信号的振幅(在纵坐标轴上)对回波信号的振幅(在横坐标轴上)，这两个振幅都以从0到100的相对项表达(相对视频信号振幅等于 而相对回波信号振幅等于 
Figure S2006800419945D00083
)。 
如所看到的那样，曲线210(实线)指示(与和回波信号成比例的视频信号)的线性关系，该线性关系可通过线性地将回波信号映射为视频信号而获得(无需任何对数压缩)。相反，曲线220(虚线)和曲线230(点划线)表示源自应用传递函数(0.1)的非线性关系，其中压缩因子LC分别等于30dB和60dB。 
显然，对数压缩实际上以非线性方式放大回波信号，从而增强其较低值。特别地，对于在最小值MINE以下的回波信号的值，视频信号总是为零，该最小值由曲线220、230与横坐标轴(即AV＝0)的相交而提供： 
MIN E = MAX E 10 LC 20
对于该最小值MINE以上的回波信号值，视频信号取有效(significant)值，即使对于其非常小的增加。然而，期望的结果暗示视频信号和回波信号之间成比例的损失；该效应对于压缩因子LC的较高值更明显(即，相对于曲线220在曲线230中)。 
视频信号的线性化对于获得与被分析身体部位中的血流灌注有关的正确功能信息是重要的。如下面使用的那样，术语“线性化”是指使视频信号(即像素值)的振幅直接与相应像素位置中造影剂局部浓度成比例的处理。该线性化后的信号提供身体部位各部分中的(相对)局部血量的直接表示(因为造影剂浓度与血量相关，即成比例)。结果，线性化后的信号允许正确评估身体部位中的血流灌注。 
该结果是通过计算回波信号的局部功率获得的。当回波信号可直接获得时，其可通过对其振幅求平方而简单获得： 
AL＝(AE)2，(0.2) 
其中AL是线性化后的信号的振幅；在该情形中，线性化后的信号从最小值MINL＝0到最大值MAXL＝(MAXE)2。然而，在多数实践情形中，仅视频信号可用；在该情形中，线性化是通过应用反对数压缩(以将其效应逆反)、然后对这样获得的结果求平方而获得的，如WO-A-2004/110279中所述(其全部公开包括在此以供参考)。例如，当对数压缩由传递函数(0.1)定义时，通过以下反函数计算线性化后的信号： 
Figure S2006800419945D00092
在该情形中，线性化后的信号振幅从最小值MINL延伸到最大值MAXL，它们分别由下式给出： 
Figure S2006800419945D00093
和 
Figure S2006800419945D00094
对数压缩和对活体分析的线性化的示例性应用在图3中示出。为  此，在药丸注射(bolus injection)后造影剂浓度峰值处采集兔肾脏的3幅图像。表示为(A)和(B)的图像是通过应用基于传递函数(0.1)的对数压缩而获得的，其中压缩因子LC分别等于83dB和40dB；相反，以(C)表示的图像是通过对视频信号线性化而获得的。从图中可显然看出，图像外观强烈地取决于所应用的处理。 
特别地，以较高压缩因子LC获得的图像(A)提供被分析身体部位的良好平衡的表示；在该情形中，压缩的图像(A)示出整个肾脏皮层的看起来一致的不透明。当压缩因子LC降低时，如压缩图像(B)中所示，可视化质量降低在一定程度上降低；然而，稍微的不透明不均匀性现在出现在对应于4点钟的位置。相反，图像(C)中的线性化使得不透明不均匀性明显；然而，该结果的实现是以非常差的被分析身体部位表示为代价的。 
特别地，线性化的图像(C)现在允许检测肾脏皮层的上部是明亮并一致的，而其右下部的不透明化非常低。通过相同图像(C)的标准离线量化分析确认了该结论。为此，在线性化图像(C)的上部区域、中间区域和下部区域中测量像素值；这些像素值然后在每个区域中被平均。如可以看到的那样，中部区域中的平均像素值(22dB)和下部区域中的平均像素值(26dB)明显比上部区域中的平均像素值(31dB)低。假定传感器灵敏度对于深度是一致的，相应差(分别为9dB和5dB)是减小的造影剂浓度的指示(因为线性化后的信号与其成比例)；血流灌注的相关不足可能意味着肾脏皮层的该部分的病理状态。 
按照本发明一个实施例的解决方案在原始压缩图像上覆盖线性化后的图像，以同时显示。为此，选择ROI。ROI内的每个像素被分配以在该线性化值达到预定阈值TH时基本上与局部回波功率成比例的(线性化后的)值(即与在被分析身体部位的相应部分中出现时的造影剂浓度成比例)；ROI内的其他像素(该线性化值在阈值TH以下)和ROI外的像素被显示作为原始压缩图像。 
所提出的覆盖表示确保了关于被分析身体部位的解剖信息在监  视器上所显示的图像中没有丢失。同时，这允许识别具有细微变化的血流流量分布，或不透明不均匀性；因此，很强地促进了灌注异常(通常是病理情形的指示)的检测。 
而且，所获得的结果较少依赖于所用设备的类型；在任何情形中都可避免任何主观性(由于对数压缩的设定)。结果，现在可以比较使用不同设备或设定的操作者之间的结果。 
所提出的解决方案因此提供了造影剂浓度(在灌注过程中)随时间演化的动画表示。 
需要强调的是，所期望的结果是即时可用的，而无需任何耗时的离线分析。因此，所获得的图像可在灌注过程期间被实时显示。这允许首先快速诊断可能的病理的位置和严重性；然后可以立即决定是否需要任何进一步的检验(以及可能地然后需要什么治疗过程)。 
优选地，阈值TH被设定为高于线性化信号中组织的相应(减小的)作用(即，比通过对回波信号中组织作用的原始极限进行线性化而获得的线性化极限)。为此，阈值TH可被设定为最大线性化信号的预定百分比；例如，阈值TH优选地在最大线性化信号的1-10％的范围内选择，更优选地在4-7％的范围内，诸如等于5％。以该方式，高于阈值TH的线性化值只表示造影剂(当其浓度相当大时)。相反，线性化值在阈值TH以下的其他像素的压缩值仅表示组织(可能添加有非常低浓度的造影剂)。如本领域人员可理解的那样，在其中线性化信号中组织的作用可基本上完全被消除的那些情形中，阈值TH可有利地被设定为零。 
有利地，线性化图像通过任意增益因子缩放并按照单独的颜色查询表显示。以该方式，进一步突出了回波信号中的任何差别。 
下面看图4，利用图3的相同实验数据示出上述解决方案的示例性应用。特别地，左边的图像(A)对应于图3中标记以相同标识号的压缩图像(以较高压缩因子LC获得)。相反，右边的图像(B)是按照基于本发明一个实施例的方法通过在该压缩图像上覆盖相应的线性化图像而从图像(A)获得的。相对于在压缩图像中所显示的像素  (即原始灰度级)，线性化图像中显示的像素易于被识别(通过它们的颜色编码)。以该方式，可以立即识别肾脏皮层右下部的灌注不均匀性；同时，所获得的图像在背景中提供了被分析身体部位的良好平衡的表示。 
相同解决方案的另一示例性应用在图5a中示出。在该情形中，图像(A)是通过应用标准对数压缩获得的。图像(A)表示在连续注入造影剂期间造影剂浓度稳定状态下的猪肾脏；在肾动脉中诱发30％的缩窄，以产生肾脏皮层中的异常灌注。图像(A)示出整个肾脏皮层的一致的不透明，从而不能检测到灌注异常。 
以(B)表示的相应图像是通过对选择的ROI应用上述解决方案而获得的，该ROI以图中的椭圆区界定的。结果，ROI内的像素如在线性化图像中或压缩图像的中那样被显示(当相应线性化值分别严格地高于或低于阈值TH时)；相反，ROI外的像素总是如在压缩图像中那样被显示。如可以看到的那样，现在在肾脏皮层顶部清楚地看到怀疑区(不会不利地影响同一身体部位的解剖图示)。 
通过借助于荧光微球的肾脏皮层标准分析来确认灌注异常的位置。而且，对一系列以破坏补充技术(destruction-replenishmenttechnique)采集的肾脏皮层图像执行灌注的离线量化分析；特别地，为位于怀疑区中的ROI及位于其左侧控制区中(声称处于健康状况中)的另一ROI中的像素计算线性化视频信号的平方根均方(RMS2)值。如图5b所示，以(A)表示的视图在诱导缩窄之前在基线条件中为怀疑区绘出RMS2值对时间的曲线(曲线610s)，并为控制区绘出RMS2 值对时间的曲线(曲线610c)。如可以看到的那样，曲线610s和610c非常近似。另一方面，以(B)表示的视图在缩窄的条件下为同一怀疑区绘出RMS2值对时间的曲线(曲线620s)，并为同一控制区绘出RMS2值对时间的曲线(曲线620c)。在该情形中，怀疑区的曲线620s明显不同于控制区的曲线620c，从而确认灌注异常的正确位置。 
现在看图6，可用来实现按照本发明一个实施例的解决方案的主要软件和硬件部件总体被标记以附图标记600。信息(程序和数据)  通常被存储在硬盘上并在程序运行时与操作系统和其他应用程序(图中未示出)一起被加载(至少部分)到工作存储器中。程序最初例如从CD-ROM被安装到硬盘上。 
特别地，驱动器603控制成像探针(图中未示出)；例如，成像探针驱动器603包括生成施加到被分析身体部位的超声脉冲的发射束形成器和脉冲发生器。从所述身体部位接收的相应(模拟RF)回波信号被提供到接收处理器606。通常，接收处理器606预放大模拟RF回波信号并应用初级时间增益补偿(TGC)；模拟RF回波信号然后被模数转换器(ADC)转化为数字值，并通过接收束形成器组合为聚焦信号。这样获得的数字信号优选地通过进一步的数字算法和其他线性或非线性信号调理器(诸如后波束形成TGC)处理。特别地，接收处理器606应用特定于对比的算法来抑制组织的作用(诸如基于上述HI、PI、PM或CPS技术)。这样处理的数字信号被传递到视频处理器608，其中数字信号被解调、对数压缩、并被扫描转换为视频格式。该过程导致记录一系列压缩图像IC。为此，视频处理器608接收期望的压缩因子LC作为输入。 
压缩图像IC被提供给时间二次取样器609，其中时间二次取样器609还接收二次取样参数PS(例如从0到10)。时间二次取样器609从每PS+1个中输出一个压缩图像IC；为此，时间二次取样器609使压缩图像IC通过，然后略过接下来的PS个图像。在最实用的情形中，二次取样参数PS被设定为0(从而每个压缩图像IC都被考虑)；较高值的二次取样参数PS被用来限制待处理的压缩图像IC的数目(例如，当超声扫描仪工作在超高帧率，诸如100-500帧每秒时)。 
绘图模块612被用来在(来自视频处理器608的)压缩图像IC 上预定义用于分析过程的ROI。该操作生成减小掩蔽(reductionmask)MR，其由大小与压缩图像IC相同(即M×N)的二进制值矩阵组成；ROI内的二进制值被分配以逻辑值1，而ROI外的二进制值被分配以逻辑值0。乘法算子615从时间二次取样器609接收(可能时间二次取样的)压缩图像IC并从绘图模块612接收减小掩蔽MR。算  子615逐个像素地将每个压缩图像IC乘以减小掩蔽MR，以生成相应序列的减小的图像IR。结果，减小的图像IR仅包括在ROI内的压缩图像IC的像素值(由减小掩蔽MR定义)，而其他像素值被重新设置为0。 
每个减小的图像IR被提供给输出相应线性化图像IL的线性化算子618。特别地，算子618逐个像素地线性化减小的IR，以使线性化图像IL的每个像素值直接与局部回波功率成比例(即，与在出现在被分析身体部位中时的造影剂浓度成比例)；在本例中，该结果是通过对减小图像IR的每个像素值应用公式(0.3)实现的。 
线性化图像IL然后被传递给由阈值TII控制的掩蔽发生器621。掩蔽发生器621产生相应的线性化掩蔽ML；线性化掩蔽ML是从线性化图像IL获得的，方法是通过在其值超过阈值TH的情况下分配逻辑值1给(每个像素)，或在其他情况下分配逻辑值0。乘法算子624(从线性化算子618)接收线性化图像IL并(从掩蔽发生器621)接收线性化掩蔽ML。算子624逐个像素地用线性化掩蔽ML乘以线性化图像IL，从而生成相应的掩蔽(线性化)图像MIL。结果，掩蔽图像MIL仅包括线性化图像IL的超过阈值TH的像素值，而其他像素值被重新设置为0。 
空间二次取样器627接收这样获得的掩蔽图像MIL。模块627按照基于相应图像IC之一的空间频率内容的因子(例如按照通常出现在超声成像中的斑粒尺寸，例如等于2-6个像素)来二次取样掩蔽图像MIL。优选地，空间二次取样包括二次取样之前的低通滤波。低通滤波具有截止频率，该截止频率可被选择为包含所选压缩图像IC中主要能量的最高频率成分(例如由傅立叶分析确定)。按照例如可被确定为导致等于截止频率的两倍的空间二次取样频率的值的因子来执行二次取样。以该方式，掩蔽图像MIL被变换为相应的二次取样掩蔽图像SMIL；二次取样掩蔽图像SMIL的每个值因此表示对应于掩蔽图像MIL中一组相邻像素的单元(cell)(该单元的尺寸按照上述空间分辨率限定)。这允许平滑所记录信息中的任何不规则性(例如由于压缩  图像IC的任何未对准)。 
(二次取样的)掩蔽图像SMIL然后被提供给量化器(quantizer)630。量化器630适于通过可能应用增益因子而将掩蔽图像SMIL的单元值转换为相应的离散值(例如，由均匀分布在0到最大视频信号MAXY之间的64或128个等级构成)。量化器630还访问颜色(查询)表633。颜色查询表633将所有可能的等级与相应颜色的表示相关联(其中相应颜色优选地随等级增加而更亮)；例如，每个颜色由用于访问包含其实际规范的调色板内的位置的指数限定。量化器630用相应的颜色表示取代掩蔽图像SMIL中的每个单元值。 
掩蔽图像SMIL被提供给空间插值器(spatial-interpolator)636。空间插值器636借助于插值技术(诸如基于最近邻、双线性、或双三次插值技术)恢复对应于压缩图像IC尺寸(即M×N)的掩蔽图像SMIL 的全尺寸。为此，掩蔽图像SMIL中每个单元的值为相应组的像素(最近邻插值方法)而复制并可选地被空间滤波(诸如使用低通2D或3D空间滤波器)。该操作产生相应的(插值的)掩蔽图像IMIL。掩蔽图像IMIL被锁存到单图像缓冲器639中(取代其先前内容)。以该方式，无论何时新压缩图像IC被时间二次取样器609输出，缓冲器639中的掩蔽图像IMIL就被更新，而其在其他情况下保持不变(以维持最后计算的掩蔽图像IMIL)。 
同时，线性化掩蔽ML也被从掩蔽发生器621供应到反相器642，反相器642生成相应反相(线性化)掩蔽M L (通过交换逻辑值0和1)。反相的掩蔽M L 类似地被锁存到单图像缓冲器645中(取代其先前内容)，以总是与缓冲器639中的掩蔽图像IML同步。乘法算子648接收反相的掩蔽M L (锁存在缓冲器645中)和当前压缩图像IC(来自视频处理器608)。算子648逐个像素地用反相掩蔽M L 乘以压缩图像IC，以获得相应的掩蔽(压缩的)图像MIC。结果，掩蔽图像MIC包括在ROI外部的和在ROI内阈值TH以下的相应压缩图像IC的像素值，而ROI内的其他像素值被重设为0。 
加法器算子651接收掩蔽图像IMIL(锁存在缓冲器639内)和  掩蔽图像MIC(来自乘法器算子648)。算子651逐个像素(正确同步化)地将掩蔽图像IMIL和掩蔽图像MIC相加，以获得覆盖图像IO。以该方式，ROI内的覆盖图像IO的每个像素值如线性化图像IL的像素值那样显示，无论何时像素值(在同一线性化图像IL内)大于阈值TH；在阈值TH以下的ROI内的其他像素值和ROI外的所有像素值如压缩图像IC中像素值那样显示。 
覆盖图像IO被传递给监视器驱动器654，其控制可视化。为记录的每个新压缩图像IC重复上述相同的操作；结果，覆盖的图像IO被实时连续显示在超声扫描仪监视器上；这意味着覆盖图像IO基本在采集相应压缩图像IC的同时可利用(或有少量延迟，但在任何情形中无需等待采集完成后再开始显示)。 
此外或可替换地，这样获得的覆盖图像序列也可保存到储存库657中。储存库657由播放器660访问；播放器660也接收指数XS，指数是按照所需的覆盖图像IO的复制速度选择的；例如，对于实时复制，速度指数XS被设定为1，而对于慢动作复制被设定为小于1的值，且对于加速动作的复制被设定为大于1的值。播放器660从储存库657连续提取覆盖图像IO。每个覆盖图像IO然后被传递给监视器驱动器654供其回放(其中帧速率相应于所选速度指数XS)。 
改进 
自然地，为了满足局部或特定要求，本领域技术人员可以对上述解决方案应用许多改进和变化。特别地，虽然本发明已经参考优选实施例说明有一定的特殊性，但可以理解多种省略，替换和变化形式和细节以及其他实施例是可能的；而且，结合本发明公开的实施例描述的特定元素和/或方法步骤可作为本发明一般选项包括在任何其他实施例中。 
例如，如果超声扫描仪具有不同结构或包括其他单元(如线性，凸面，相，或矩阵阵列型成像探针)，可采用相似的考虑。类似地，本发明的解决方案可应用于等价造影剂(即使该等价造影剂以其他方式服用，如动脉注射)。此外，所设计的解决方案可用作与灌注评估  无关的应用中；典型的例子是对特定生物对象不动的造影剂的检测和量化，如在2006年11月9日申请的共同悬而未决的申请PCT/EP06/068305中描述(该申请的整个内容包括在此以供参考)。 
而且，任何其他技术可用于减小回波信号中组织的作用(例如，通过应用上面引用的Arditi等人的文献中所述的算法)。应该指出，所提出的回波信号中中组织作用减少的数例不能以限制性方式解读；特别地，从回波信号中完全除去组织的作用在本发明的范围内。 
在任何情形中，本发明提出的处理可应用到所有可用图像(无需任何时间二次取样)。 
自然地，上述定义对数压缩的传递函数和线性化可用图像的公式仅是示例性的；类似的考虑可应用到不同对数类型的传递函数，或更一般地应用到其他非线性压缩。 
而且，阈值TH的数例不必以限制性方式解读；更一般地，可以无限制地以其他方式设定阈值TH(即使与组织的残余作用无关)。在任何情形中，类似的结果可以用不同(最大)阈值基于阴像的系统实现(其中像素值随回波信号的强度减小)。 
虽然本发明技术是为超声应用特别设计的，但可无限制地用在其他医学成像应用中，如基于磁共振成像(MRI)或X射线计算机断层扫描术(CT)。 
可替换地，同一解决方案也可应用在由超声扫描仪和独立计算机(或任何等效数据处理实体)组成的系统中；在该情形中，记录的信息从超声扫描仪转移到计算机以便处理(例如，通过可拆卸盘，存储钥匙，或网络连接)。 
按照可替换实施例，所选ROI外的像素值可重设为0(因此ROI外的覆盖图像的部分是黑的)；然而，也考虑了本发明提出的解决方案应用到压缩图像的整个范围。 
按照本发明不同实施例，线性化值在阈值TH以下的ROI内的像素的压缩值，和ROI外像素的压缩值可从任何其他信号获得。例如，采用从非特定对比成像模式，如基本B模成像获得的信号的压缩值是  有利的。例如，这些值可从成像探针驱动器的回波信号获得。这样获得的值可用作覆盖图像中的压缩值，从而表示被分析身体部位的解剖结构。同时，分配给ROI内像素的超出阈值TH的线性化值是从这样的信号获得的，其中组织的作用已经校对一种造影剂减小。如前面提到的那样，当线性化信号中组织的作用完全除去时，阈值TH可有利地设为零。 
无需偏离本发明的原理，可以对压缩值(而非线性化值)应用阈值化；该情形中，仅为超过阈值的压缩值计算线性化值。而且，当(非压缩)回波信号可得到时，覆盖图像也可直接通过线性化每个在阈值以上的像素值或在阈值以下时将其压缩而直接获得。 
在某些实施例中，线性化信号可用于其他目的(如在执行参量分析技术时)；在该情形中，可以开发可用信息而无需任何额外线性化操作。 
如果线性化图像是以不同过程空间二次取样的(例如按照预定二次取样因子)，或如果空间取样是事先或事后执行的，则可应用类似的考虑；在任何情形中，不排除在像素水平上(而非由上述空间二次取样定义的像素组的水平上)应用所提出的解决方案。 
应该指出，对线性化值应用增益因子的步骤可以应用不同尺度的颜色查询表取代；在任何情形中，线性化值的灰度表示在本发明的范围内。 
如上所述，即使本发明的优点可在实时显示覆盖图像时更清楚地看到，但也考虑了应用所设计的解决方案以便离线分析所获得的结果。 
如果程序(可用来执行本发明的每个实施例)是以不同方式结构化的，或如果提供了额外的模块或功能，则可应用类似的考虑；相似地，存储器结构可以是其他类型的，或可以等效的实体取代(不必由物理存储介质组成)。而且，所提出的解决方案可以等效的方法执行(具有类似或额外的步骤，甚至以不同顺序)。在任何情形中，程序可采用任何适于由任何数据处理系统或结合数据处理系统使用的形式，如外部或驻存的软件，固件，或微代码(对象代码或源代码)。  而且，程序可提供在任何计算机可用介质上；该介质可以是任何适于含有，存储，通信，传播，或转移程序的元件。这类介质的例子是固定盘(这里程序可预加载)，可拆卸盘，磁带，卡，电线，光纤，无线连接，网络，广播波等；例如，介质可以是电子，磁性，光学，电磁，红外，或半导体类型的。 
在任何情形中，按照本发明的解决方案可以硬件结构执行(例如，集成到半导体材料的芯片中)，或软件与硬件的组合执行。 

Claims (13)

1.一种对包括组织的身体部位成像的系统(600)，其中所述身体部位被灌注以造影剂，所述系统包括：
用于提供原始图像序列的装置，用于提供呈现所述身体部位随时间变化的数字表示的一系列原始图像，其中每个原始图像包括多个原始值，每个原始值指示所述身体部位的可能包括造影剂的相应位置对探询信号的响应，其中组织的作用充分地减小；
其特征在于，所述系统还包括：
用于生成覆盖图像的装置，用于生成用于一组选择的原始图像中每个图像的覆盖图像，其中对于一组选择的位置中的每个位置，所述覆盖图像包括由线性化值或压缩值所构成的覆盖值，其中所述线性化值从相应原始值获得并在所述线性化值达到预定阈值时基本上与所选位置中的造影剂浓度成比例，所述压缩值非线性地取决于对所述探询信号的相应响应；以及
显示装置，用于连续显示所述覆盖图像。
2.如权利要求1所述的系统(600)，其中所述线性化值基本上与对所述探询信号的相应响应的功率成比例。
3.如权利要求1或2所述的系统(600)，其中所述压缩值取决于根据实质对数定律对所述探询信号的相应响应。
4.如权利要求1或2所述的系统(600)，其中所述阈值高于组织的减小的作用的相应极限。
5.如权利要求1或2所述的系统(600)，其中所述用于提供原始图像序列的装置包括：
施加装置(120)，用于施加至少一个声穿透超声脉冲到所述身体部位；
记录装置，用于记录响应于所述至少一个声穿透超声脉冲的相应射频回波信号，
处理装置(606)，用于处理所述射频回波信号，以充分地减小组织的作用，以及
产生装置(608)，用于从处理后的回波信号产生所述一系列原始图像。
6.如权利要求1或2所述的系统(600)，其中对于每个未选择位置，所述覆盖值由所述压缩值组成。
7.如权利要求1或2所述的系统(600)，其中每个压缩值从相应的原始值得出。
8.如权利要求7所述的系统(600)，其中每个原始值由所述压缩值组成，所述压缩值取决于根据预定非线性压缩函数对所述探询信号的相应响应，且所述用于生成覆盖图像的装置包括：
取代装置，用于在所述线性化值达到所述阈值时以相应的线性化值取代每个选择的位置的压缩值，其中通过对所述压缩值应用压缩函数的反函数并对所述反函数应用结果求平方来计算所述线性化值。
9.如权利要求8所述的系统(600)，其中用于生成覆盖图像的装置还包括：
变换装置(618)，用于通过以相应的线性化值取代每个选择的位置的压缩值来将每个选择的原始图像变换为线性化图像，以及
比较装置(621)，用于比较所述线性化图像中的每个线性化值与所述阈值。
10.如权利要求9所述的系统(600)，其中所述用于生成覆盖图像的装置还包括：
应用装置(627)，用于根据所述线性化图像的估计的分辨率对所述线性化图像应用空间二次取样。
11.如权利要求1或2所述的系统(600)，其中所述用于生成覆盖图像的装置还包括：
相关装置(633)，用于将多个预定颜色与所述线性化值的相应范围相关联，和
替换装置(630)，用于以相应颜色的表示替换所述覆盖图像中的每个线性化值。
12.如权利要求1或2所述的系统(600)，其中所述显示装置适于与相应的选择的原始图像的获取时刻基本上实时地显示每个覆盖图像。
13.一种用于对包括组织的身体部位成像的方法，其中所述身体部位被灌注以造影剂，所述方法包括以下步骤：
提供步骤，用于提供呈现所述身体部位的随时间变化的数字表示的一系列原始图像，其中每个原始图像包括多个原始值，每个原始值指示所述身体部位的可能包括造影剂的相应位置对探询信号的响应，其中组织的作用被充分地减小；
其特征在于还包括以下步骤：
生成步骤，用于生成用于一组选择的原始图像中每个图像的覆盖图像，其中对于一组选择的位置中的每个位置，所述覆盖图像包括由线性化值或压缩值所构成的覆盖值，其中所述线性化值从相应原始值获得并在所述线性化值达到预定阈值时基本与所选位置中的造影剂浓度成比例，所述压缩值非线性地取决于对所述探询信号的相应响应；以及
显示步骤，用于连续显示所述覆盖图像。
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