用于从旋转血管内超声设备产生图像的系统和方法
【专利说明】
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 本申请要求于2013年3月13日递交的美国临时专利申请序列号61/778, 757的 权益和优先权，将其全部内容通过引用并入本文中。
技术领域
[0003] 本申请总体上涉及用于从旋转血管内超声设备产生图像的系统和方法。
【背景技术】
[0004] 在超声成像中，空间分辨率和穿透深度是用于定量评估图像质量的重要参数。通 常，在超声中心频率处的波长确定空间分辨率，同时随着频率增大分辨率得到改善。然而， 组织衰减通常作为频率的线性函数而增大，甚至在血管内超声成像应用中常用的较高频率 (例如，大于40MHz)处变成非线性的。尽管高频率超声促进在近场中的高分辨率成像，但是 穿透深度将被损害，从而致使深层组织结构难以识别。
[0005] 为了增强穿透深度而不损失空间分辨率，通常增大发射电压电平来向成像目标发 射更多的发射能量。然而，该方法受限于诊断医学超声的规定和血管内超声成像环境的本 质两者，例如，超声换能器元件和成像系统电子设备之间的长线缆长度以及集成有安装换 能器的导管的电子器件的小尺寸。
[0006] 不增大发射电压电平，使用延长的调制发射脉冲串的编码激励方法已经被采用于 解决维持穿透深度同时增大操作频率以改善空间分辨率的困境。该方法被称作脉冲压缩。 使用脉冲压缩的超声成像装置采用编码长脉冲而不是传统的短脉冲。一种类型的编码激励 方法使用格雷码。格雷码是以短脉冲串调制的二进制码。（特定序列的）两种不同的二进 制码构成格雷对。当分别对两种码进行解码和相加时，距离旁瓣被完全消除，只留下主瓣。 由于格雷码的这种特性，已经对将格雷码利用于超声成像装置中作出了很大努力。
[0007] 在实践中，由于组织结构内的非线性超声传播、运动伪影和其它非理想因素，并未 完全去除距离旁瓣。尤其对于旋转血管内超声，连续的旋转引起用于产生格雷对的相邻A 型扫描的轻微的角度错位，从而导致增大的距离旁瓣水平。
【发明内容】
[0008] 本发明使用短脉冲串调制的格雷码与多波束方法一起来抑制格雷码旋转血管内 超声（IVUS)中的运动伪影。与格雷码一起使用的多波束策略涉及交替地发送互补格雷码 并且之后将（大于一的）奇数数量的加权的解码的A型扫描进行相加。
[0009] 在某些方面中，本发明提供一种用于从旋转血管内超声设备产生图像的方法。所 述方法涉及交替地向血管内超声设备中的多个换能器发送互补格雷码。额外地，所述方法 涉及从所述换能器接收互补码的回声并执行对所述回声的脉冲压缩。所述脉冲压缩涉及对 接收到的回声进行加权并且将奇数的加权回声进行相加，其中，中央回声被给予1. 〇的权 重值并且其邻域的加权和构成格雷对的互补回声。根据所压缩的回声来产生图像，并且可 以显示所述图像。本发明的方法可以额外地涉及计算对所述互补码的接收到的回声的卷 积。
[0010] 可以使用在本领域中已知的任何技术来产生格雷码。在某些实施例中，格雷码是 通过在所述格雷码上应用双相窗来产生的。所述双相窗可以是双相矩形窗、双相汉明窗、双 相汉宁窗和双相巴特利特窗中的一个。
[0011] 本发明的另一方面是提供一种用于从旋转血管内超声设备产生图像的系统。所 述系统包括：处理器；以及与所述处理器耦合的多个波束模块。每个模块包括：用于从所述 处理器接收触发信号的接收器；利用格雷码编程的复杂可编程逻辑器件；高电压切换发射 器；以及超声换能器。
[0012] 所述处理器将触发信号交替地发送到所述波束模块，由此使得所述波束模块交替 地发送互补格雷码。所述处理器接收所述互补码的回声。所述处理器执行对所述回声的脉 冲压缩，包括对接收到的回声进行加权并且将奇数的加权回声进行相加，其中，中央回声被 给予1. 〇的权重值并且其邻域的加权和构成格雷对的互补回声。所述处理器根据所压缩的 回声来产生图像。所述处理器耦合到显示设备并使得所述图像被显示。
【附图说明】
[0013] 图1是示出使用长度为8的格雷互补序列对的旁瓣相消原理的一组图。
[0014] 图2示出了本发明的系统。
[0015] 图3是示出如何执行本发明的方法的图。
【具体实施方式】
[0016] 本发明总体上涉及用于从旋转血管内超声（IVUS)设备产生图像的系统和方法。 本发明的系统和方法对于旋转IVUS尤其有用。在旋转IVUS导管中，具有压电晶体的单个 换能器被快速旋转（例如，每分钟大约1800转数），同时换能器以电脉冲间歇地被激励。激 励脉冲使得换能器振动，从而发送出一系列发射脉冲。以允许接收回声信号的时间的频率 发送发射脉冲。穿插有接收信号的发射脉冲序列提供重建血管的完整横截面图像所需的超 声数据。
[0017] 旋转IVUS导管的一般设计和构造被示出在例如Yock的美国专利No. 4, 794, 931、 5, 000, 185 和 5, 313, 949 ;Sieben 等人的美国专利 No. 5, 243, 988 和 5, 353, 798 ;Crowley 等人的美国专利No. 4, 951，677 ;Pomeranz的美国专利No. 5, 095, 911 ;Griffith等人 的美国专利No. 4, 841，977 ;Maroney等人的美国专利No. 5, 373, 849 ;Born等人的美 国专利No. 5, 176, 141 ;Lancee等人的美国专利No. 5, 240, 003 ;Lancee等人的美国 专利 No. 5, 375, 602 ;Gardineer 等人的美国专利 No. 5, 373, 845 ;Seward 等人的 Mayo Clinic Proceedings 71(7) :629_635(1996) ;Packer 等人的 Cardiostim Conference 833(1994)，"Ultrasound Cardioscopy"，Eur. J.C.P.E. 4(2) : 193 (1994 年6月）；Eberle 等人的美国专利No. 5,453, 575 ;Eberle等人的美国专利No. 5, 368,037 ;Eberle等人的 美国专利5, 183,048 ;Eberle等人的美国专利No. 5, 167,233 ;Eberle等人的美国专利 No. 4, 917, 097 ;Eberle等人的美国专利5, 135, 486 ;以及在涉及管腔内超声设备和模态的 领域中已知的其它参考文献中。导管通常将具有近侧区和远侧区，并且将包括被定位在远 侧区的成像端部。这种导管具有获得当成像端部被定位在患者的身体内部的感兴趣区域时 成像端部周围区域的回声图像（echographic image)的能力。所述导管及其相关联的电子 电路还能够限定导管轴相对于在感兴趣区域中获得的每个回声数据集的位置。
[0018] 本发明的系统和方法使用格雷码。在超声中对格雷码的使用例如被描述在美国 专利号 7, 535, 797、6, 958, 042、6, 663, 565、6, 638, 227、6, 491，631、6, 375, 618、6, 350, 240、 6, 312, 384、6, 210, 332、6, 186, 949和6, 146, 328中，将其全部内容通过引用并入本文中。
[0019] 格雷互补序列是二进制码对，属于称作互补对的信号的大家族，其包括两个相同 长度N的码，所述码的自相关函数具有在幅值上相等但是在符号上相反的旁瓣。将其相加 得到具有峰值为2N和零旁瓣的复合自相关函数。图1示出了每个长度等于8比特的有符 号的一对的旁瓣相消的原理。
[0020] 基本上存在用于生成格雷对的若干算法。假设变量aJPbJi = 1，2,…n)是两个 等于'+1'或'-1'，[3]的长度为n的互补序列的元素，A
[0021] k=a,,
[0022] (1)
[0023] b2, . . . ,bn.
[0024] 当且仅当关联多项式
[0025] A (x) =a1+a2x+. . . +anxn\
[0026] (2)
[0027] B (x) =b1+b2x+. . . +bnxn\
[0028] 满足洛朗多项式环等式Z[x，x 1中的恒等式
[0029] A (x) A (x :) +B (x) B (x :) = 2n (3)
[0030] 时，有序对（A