具体实施方式

应当理解，附图仅仅是示意性的，并且没有按比例绘制。还应当理解，在所有附图中使用相同的附图标记指示相同或相似的部分。

图4示出了IVUS成像系统100的示意性视图，特别是二维(2D)IVUS成像系统或三维(3D)IVUS成像系统。IVUS成像系统100可以被应用于血管内检查患者的心血管系统的感兴趣区域1，诸如，例如动脉的部分，例如冠状动脉、外周动脉等。IVUS成像系统100包括侵入式医学设备5，例如，导管或导丝，其包括超声探头14，超声探头14具有至少一个换能器阵列，所述至少一个换能器阵列具有用于发射和/或接收超声波的多个换能器元件。在一个示例中，所述换能器元件中的每个换能器元件能够以特定脉冲持续时间的至少一个发射脉冲(特别是多个随后的发射脉冲)的形式发射超声波。在2D IVUS成像系统100的情况下，换能器元件可以被布置成线性阵列，或者在3D IVUS成像系统100的情况下，换能器元件可以被布置成二维阵列，特别是用于提供多平面或三维图像。超声探头14可以被安装在侵入式医学设备5上的任何合适的位置中，例如在侵入式医学设备5的顶端上或接近顶端。

此外，IVUS成像系统100包括图像处理仪器10，图像处理仪器10包括处理器装置16，处理器装置16控制经由IVUS成像系统100提供2D或3D图像序列。如将在下文进一步详细解释的，处理器装置16可以不仅控制经由超声探头14的换能器阵列对数据的采集，而且还控制根据由超声探头14的换能器阵列接收到的超声波束的回波形成2D或3D IVUS图像序列的信号和图像处理。另外，根据本发明的实施例，所述处理器装置负责将IVUS图像150的时间序列15在空间上重新排序为IVUS图像150的空间有序序列，如将在下文更详细解释的。

IVUS成像系统100还可以包括显示设备18(从这里其也被称为显示器18)，其用于向用户显示(经空间重新排序的)2D或3D图像序列。又进一步地，可以提供输入设备20，输入设备20可以包括键或键盘22，以及另外的输入设备，例如轨迹球24。输入设备20可以被连接到显示器18或者被直接连接到处理器装置16。

超声系统100还可以包括数据存储布置60，例如，一个或多个存储器设备、硬盘、光盘等，处理器装置16可以在其中存储图像帧，例如，IVUS图像的时间序列和/或IVUS图像的空间重新排序序列，以用于在后续日期的评估。

图5图示了IVUS成像系统100的示意性框图，其包括图像处理仪器10的处理器装置16，处理器装置16适于处理从在用于血管内调查的侵入式医学设备5(诸如导管或导丝)上的超声探头14获得的血管内超声(IVUS)图像。超声探头14可以例如包括CMUT换能器阵列26。换能器阵列26可以备选地包括由诸如PZT或PVDF的材料形成的压电换能器元件。

换能器阵列26被耦合到探头中的微波束成形器28，其控制由CMUT阵列单元或压电元件对信号的发射和接收。微波束成形器能够对由换能器元件的组或“补片”接收到的信号进行至少部分的波束成形，如在美国专利US 5997479(Savord等人)、US 6013032(Savord)和US 6623432(Powers等人)中所描述的。微波束成形器28可以通过探头线缆或探头导线(其可以与侵入式医学设备一体)被耦合到发射/接收(T/R)开关30，T/R开关30在发射与接收之间切换，并且在不使用微波束成形器28并且换能器阵列26由主波束成形器34直接操作时保护主波束成形器34免受高能量传输信号。在微波束成形器28的控制下来自换能器阵列26的超声波束的传输由通过T/R开关30和主系统波束成形器34耦合到微波束成形器28的换能器控制器32来引导，从用户界面或控制面板22的用户操作接收输入。由换能器控制器32控制的功能之一是波束被转向和聚焦的方向。波束可以从换能器阵列26笔直向前(正交)转向，或者针对更宽的视野以不同的角度转向。换能器控制器32能够被耦合以控制针对CMUT阵列的DC偏置控件58。DC偏置控件58设置被施加到CMUT单元的(一个或多个)DC偏置电压。

由微波束成形器26在接收时产生的部分波束成形的信号被耦合到主波束成形器34，其中，来自换能器元件的个体补片的部分波束成形的信号被组合为完全波束成形的信号。例如，主波束成形器34可以具有128个通道，其中的每个通道从数十个或数百个CMUT换能器单元或压电元件的补片接收部分波束成形的信号。以这种方式，由换能器阵列26的数千个换能器元件接收到的信号能够有效地贡献于单个波束成形的信号。

所述波束成形的信号被耦合到信号处理器36，信号处理器36可以形成根据本发明的实施例的图像处理仪器10的处理器装置16的部分。信号处理器36能够以各种方式来处理所接收到的回波信号，诸如带通过滤器、抽取、I和Q分量分离以及谐波信号分离，其作用是分离线性信号和非线性信号，从而使得能够识别非线性(基本频率的较高谐波)回波信号，所述回波信号是从组织和/或已经被预施予给患者12的身体的造影剂中所包含的微泡返回的。信号处理器36还可以执行额外的信号增强，诸如斑点减少、信号复合和噪声消除。信号处理器36中的带通过滤器能够是跟踪过滤器，当从增加的深度接收到回波信号时，其通带从较高的频带滑动到较低的频带，由此拒绝来自较大深度的较高频率的噪声，其中，这些频率没有解剖学信息。

经处理的信号可以被传送到B模式处理器38和多普勒处理器40，B模式处理器38和多普勒处理器40还可以形成根据本发明的实施例的图像处理仪器10的处理器装置16的部分。B模式处理器38采用对接收到的超声信号的幅度的检测以用于对身体中的结构(诸如身体中的器官和血管的组织)的成像。身体的结构的B模式图像可以以谐波图像模式或基本图像模式或者这两者的组合来形成，如在美国专利US 6283919(Roundhill等人)和美国专利US 6458083(Jago等人)中所描述的。

多普勒处理器40可以处理来自组织移动和血流的时间上不同的信号，用于检测在图像场中的诸如血细胞流的物质的运动。多普勒处理器40通常包括壁过滤器，所述壁过滤器的参数可以被设置为通过和/或拒绝从身体中的选定类型的材料返回的回波。例如，所述壁过滤器能够被设置为具有通带特性，所述通带特性使来自较高速度材料的相对低幅度的信号通过，而拒绝来自较低或零速度材料的相对强的信号。该通带特性将使来自流动血液的信号通过，同时拒绝来自附近的静止或缓慢移动物体(诸如心脏壁)的信号。逆特性将使来自心脏的移动组织的信号通过，同时拒绝用于被称为组织多普勒成像、检测和描绘组织运动的血流信号。多普勒处理器40可以接收和处理来自图像场中的不同点的时间上离散的回波信号的序列、来自特定点的回波的序列(被称为全体(ensemble))。在相对较短的间隔内快速连续接收到的回波的全体能够被用于估计流动的血液的多普勒频移，其中，多普勒频率与速度的对应性指示血流速度。在较长的时段内接收到的回波的全体被用于估计较慢流动的血液或缓慢移动的组织的速度。

然后，可以将由B模式和多普勒处理器38、40产生的结构和运动信号传送到扫描转换器44和多平面重格式化器54。扫描转换器44以空间关系布置所述回波信号，其根据所述空间关系接收期望图像格式的回波信号。例如，扫描转换器44可以将回波信号布置成二维(2D)扇形形状格式或者金字塔形三维(3D)图像。扫描转换器44能够利用与具有其多普勒评估速度的图像场中点处的运动相对应的颜色覆盖B模式结构图像，以产生描绘所述图像场中的组织和血流的运动的彩色多普勒图像。

在3D成像系统中，多平面重格式化器54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成该平面的超声图像，如在美国专利US6443896(Detmer)中所描述的。体积绘制器52将3D数据集的回波信号随时间转换成如从给定参考点所看到的投影的3D图像序列56，如在美国专利US 6530885(Entrekin等人)中所描述的。3D图像序列56被从扫描转换器44、多平面重格式化器54和体积绘制器52传送到图像处理器42，以用于进一步增强、缓存和临时存储以用于在显示器18上显示。

除了被用于成像之外，由多普勒处理器40产生的血流值以及由B模式处理器38产生的组织结构信息可以被传送到形成处理器装置16的部分的量化处理器46。该量化处理器46可以产生不同流量条件的量度(诸如血流的容积率)，以及结构测量结果(诸如在患者的血管系统内的解剖异常的尺度，诸如狭窄、患者动脉内的斑块的积聚等)。量化处理器46可以从用户控制面板22接收输入，诸如在其中将进行测量的图像的解剖结构中的点。

来自量化处理器46的输出数据可以被传送到形成处理器装置16的部分的图形处理器50，以用于在显示器18上与图像一起再现测量图形和值。图形处理器50还能够生成图形覆盖以用于与超声图像一起显示。这些图形覆盖能够包含标准的识别信息，诸如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器50可以从用户界面22接收输入，诸如患者姓名。用户接口22可以被耦合到发射控制器32，以控制来自换能器阵列26的超声信号的生成，并且因此控制由换能器阵列和超声系统产生的图像。用户界面22还可以被耦合到多平面重新格式化器54，其用于选择和控制多幅多平面重新格式化的(MPR)图像的平面，在3D成像系统的情况下，所述多幅多平面重新格式化的(MPR)图像可以被用于在MPR图像的图像场中执行量化的测量。

再次地，应当注意，上述IVUS成像系统100仅作为针对图像处理设备10的应用的一个可能示例进行了解释。应当注意，上述IVUS成像系统100不必包括之前所解释的所有组件。另一方面，在必要时，超声系统100还可包括另外的组件。又进一步地，应当注意，多个前述组件不一定必须被实现为硬件，而是也可以被实现为软件组件。多个前述组件也可以被包含在公共实体中，或者甚至可以包含在一个单实体中，并且不必全部都被实现为单独的实体，如在图5中示意性示出的。

如上文更详细解释的，为了从IVUS图像150的时间序列15重新创建患者的心血管系统的感兴趣区域1的无畸变3D图像，必须在空间上对IVUS图像150的时间序列15进行重新排序，以便在心动周期的某些相位期间补偿超声探头14在侵入式医学器械5上的位移，在没有这样的补偿的情况下，当基于时间序列15对感兴趣区域1进行可视化时，IVUS图像150似乎在患者的心血管系统内来回跳动。

在第一主要实施例中，图像处理仪器10的处理器装置16适于实现方法200以便实现这样的空间重新排序，在图6中示出了该方法的流程图。在此时，应当注意，处理器装置16可以适于通过执行被加载到处理器装置16上的计算机程序指令来完全以软件来实施方法200和/或300。备选地，处理器装置16可以适于部分地以软件并且部分地以硬件来实施方法200和/或300，对此，处理器装置16可以包括一个或多个处理单元，例如专用集成电路，其被硬编码以实现方法200和/或300的特定方面。作为另外的备选，处理器装置16可以适于完全以硬件来实施方法200和/或300。

在操作201中，处理器装置16适于接收IVUS图像150的时间序列15。时间序列15可以是直接从诸如导管或导丝的侵入式医学设备5的超声探头14获得的实况序列，或者备选地，处理器装置16可以从数据存储设备60接收时间序列15作为IVUS图像150的先前存储的序列。后一种场景促进了对IVUS图像150的术后评估，例如在捕获到IVUS图像150的流程期间不存在适当的执业实践者的场景中。

在一些实施例中，处理器装置16还可以适于执行操作203，其中，IVUS图像150被预处理。例如，这样的预处理可能是期望的，其中，除了沿着处理器装置16试图补偿的感兴趣区域1的长度的纵向运动之外，所述图像中的至少一些图像在采集平面中还展现出心动周期诱发的(2D)横向运动。因此，可能期望在对IVUS图像150的纵向运动补偿之前补偿这样的2D横向运动，以使得随后的纵向运动补偿尽可能的简单。这样的横向运动补偿的直截了当的方案是补偿在IVUS图像的连续对150之间的运动。可以使用许多合适的2D运动估计方法，诸如块匹配、基于样条的运动估计、参数运动估计、微晶运动估计等，以用于这样的横向运动补偿。由于这样的技术自身对于技术人员是公知的，因此仅出于简洁起见在此不再进一步详细说明。然而，根据前述内容应当理解，操作203完全是任选的，并且可以在不背离本申请的教导的情况下从方法200中省略。

在操作205中，处理器装置16适于将IVUS图像150的序列15门控到IVUS图像150的多个组或体积，其中，在每个组或体积之内，IVUS图像150与不同心动周期的相同相位相对应。为了确定在IVUS图像150与患者的心动周期的各相位之间的关系，可以采用多种技术。例如，在侵入式医学设备5的拉回伴随对患者的ECG的采集的情况下，可以通过从ECG之内的周期性特征(诸如QRS峰值)内插来推断心脏相位。

备选地，心动周期的相位可以从IVUS图像150自身导出，例如由Aura Hernandez等人在2008IEEE Ultrasonics Symposium,ISBN 978-1-4244-2428-3上的“Image-based ECGsampling of IVUS sequences”一文中所建议的。这样的相位确定方法通常依赖于从IVUS图像150提取一些周期性变化的指示符，诸如，例如在连续图像之间的相关性、IVUS图像150的估计的横向运动幅度(其也可以在操作203中确定)、IVUS图像150中的梯度的加和等，这些周期性变化指示心动周期的特定相位。

处理器装置16接下来进行到操作207，在操作207中，所述处理器装置适于从门控IVUS图像150的多个组或体积中选择参考组或体积。该参考将被用于相对于所选择的参考来重定位门控IVUS图像150的其余组或体积，以便实现对IVUS图像150的时间序列15的空间重新排序。在与IVUS图像150相关联的心动相位将被完美定义的理论情况下，该空间参考的选择将是任意的。然而，实际上，门控误差将出现在门控IVUS图像150的组中。通常，该误差能够高达5-10％；例如，在单个心动周期期间捕获了20至30幅IVUS图像150的情况下，在这样的组或体积中的门控误差可能导致在这样的组内的IVUS图像150与正确相位偏移1或2个相位。

这样的门控误差在患者的心脏处于静息的情况下(诸如在舒张期期间)很大程度上没有影响，因为在这样的情况下，门控误差与超声探头14的显著纵向位移不相关联。然而，在收缩期期间，患者的心脏正在快速移动，从而在连续的IVUS图像150之间可能已经发生大的纵向位移，例如高达1mm。此外，这样的心脏引起的纵向运动的幅度会很大程度取决于存在超声探头14的心血管系统的部分的几何结构而变化，如果空间参考与收缩期期间的心动周期的相位相对应，则这会导致所述空间参考之内的不可预测的误差。因此，期望选择一组门控IVUS图像150作为空间参考，对于所述空间参考，在组之内存在的任何门控误差不影响空间参考的准确性或可靠性。可接受的空间参考例如是一组门控IVUS图像150，所述一组门控IVUS图像150对应于与心脏的舒张(如先前所解释的，心脏在其期间处于静息)相关联的心动相位。

如先前所提到的，对这样的空间参考的选择可以基于可用的ECG数据。备选地，在不存在这样的ECG数据的情况下，可以通过处理器装置16获得对这样的空间参考的选择，处理器装置16被布置为通过将两幅图像彼此相减来确定在IVUS图像组的每幅IVUS图像150与随后在时间上相邻IVUS图像组的对应心动周期的IVUS图像150之间的差。根据前述内容将理解，在彼此相减的两幅时间上相邻的IVUS图像150对应于心动周期的舒张期相位的情况下，其差将是小的，即，相减结果将是小的；而针对在收缩期间超声探头14的相对较大的位移，即使在忽略潜在的门控误差的影响时，在这样的时间上相邻的IVUS图像150之间的差(相减结果)将大得多。在完成针对两个组中的所有时间上相邻的IVUS图像150的减法运算后，处理器装置16将所确定的差进行求和以获得组差。以这种方式，针对所有时间上相邻的IVUS图像组来确定组差，在此之后，处理器装置16选择展现出最小组差的血管内超声图像组作为空间参考，以便获得稳定并且可靠的空间参考。

处理器装置16还适于随后执行操作209，在操作209中，处理器装置16针对所述时间序列的其余IVUS图像中的每幅其余IVUS图像估计在空间参考与门控IVUS图像150的其余组中的每个组之间的血管内距离。这可以使用容易获得的运动估计算法来实施。这是因为，每幅IVUS图像对患者的心血管系统的特定体积进行成像，其中，IVUS图像的景深通常比在时间序列中的相邻IVUS图像之间或者甚至在IVUS图像组之间的位移大得多。换言之，在这样的IVUS图像组的IVUS图像之间存在成像主题的大量重叠，其可以通过运动估计技术来利用以评估一幅IVUS图像相对于另一IVUS图像的位移。这借助于图7和图8来更详细地解释，在图7和图8中示意性地描绘了两组或两个体积的门控IVUS图像150；空间参考体积V_ref和要在空间上与参考体积V_ref相匹配的所选择的体积V_i。运动估计算法的任务是找到所选择的体积V_i相对于空间参考V_ref的位移，即，在V_i与V_ref之间的距离。这可以通过以下操作来实施：识别相对于空间参考V_ref的所选择的体积V_i中的IVUS图像150之间的群值(communalities)155，并且将这些群值155彼此映射，例如，通过相对于空间参考V_ref在空间上位移所选择的IVUS图像组V_i，并且确定针对其实现了对这些群值155的位移最佳匹配。该位移等于在所选择的体积V_i与空间参考V_ref之间的距离。

图7示意性描绘了在空间参考V_ref与门控IVUS图像150的所选择的组之间的比较，而没有所选择的组的纵向位移，其中，底部序列描绘了在空间参考的个体图像与门控IVUS图像150的所选择的组之间的差(V_ref-V_i)(深灰色突出显示正差值，而浅灰色突出显示负差值)。在图8中，门控IVUS图像150的所选择的组在图7中的方框箭头的方向上纵向位移。可以以逐步的方式执行该纵向位移，并且如上文所描述的，针对每个步骤，确定在空间参考与门控IVUS图像150的所选择的组之间的组差。根据这些确定的差，处理器装置16选择该组差最小的纵向位移值作为门控IVUS图像150的所选择的组相对于空间参考的纵向位移的估计。然而，本领域技术人员将理解，运动估计算法并不限于确定这样的IVUS图像组之间的差，而是替代地可以部署任何合适的功能或度量来确定这些IVUS图像组的对准的质量。此外，本领域技术人员还知道，能够利用不同复杂度的运动模型来建模组之间的位移，从独有的全局平移到仿射场到在样条上分解的场到密集运动场。最后，技术人员可以以他或她已知的任何合适方式估计所述运动场，诸如通过穷举方法、迭代方法、基于学习的方法等。

处理器装置16在操作211中检查是否已经确定门控IVUS图像150的所有组相对于空间参考的纵向位移。如果不是这种情况，则所述处理器装置返回到操作209，直到已经估计了所有纵向位移，在此之后，处理器装置16进行到操作213。

在操作213中，处理器装置16基于门控IVUS图像150的组相对于空间参考的确定的纵向位移在空间上对其进行布置。一旦所有门控IVUS图像150都以这种方式被定位，就可以将在位置(x，y)处的像素的值视为1D信号(在Z中)，其已经在不同的位置被采样，所述位置已经在上文所描述的IVUS图像150的门控组的空间重定位时被识别出。现在可以使用公知的内插技术由处理器装置16从采样的像素值内插3D体积，为了简洁起见，仅鉴于如先前所解释的这些技术自身是公知的，因此将不对其进行进一步详细解释。在操作215中，处理器装置16生成IVUS图像150的空间排序的门控组的输出，所述输出可以采取从IVUS图像150的这些空间排序的数据组内插的感兴趣区域1的体积图像的形式。该输出可以被发送给显示设备18以用于在其上显示所述输出，或者备选地可以被发送给数据存储设备60以用于在以后的日期取回。在处理器装置16生成该输出之后，方法200可以终止。

图9示出了在合成动脉中的合成支架的一对图像。左手侧图像在解剖学上是正确的，而右手侧图像是从门控IVUS图像150的多个空间重新排序的组生成的内插图像。如能够看到的，内插图像提供了对解剖学上正确的图像的高质量近似，由此证明如上文所描述的空间重新排序方法200能够使用以高程度的准确度近似解剖学上正确图像的门控IVUS图像150来产生高质量(体积)图像。能够将其与图3的中心图像进行比较，所述中心图像示出了在不使用本发明的情况下的输出。

由图像处理仪器10的处理器装置16实现的方法200任选地可以以多种方式来改进。在优选实施例中，所选择的IVUS图像组V_i相对于空间参考V_ref的位移的估计并不限于将相同位移部署到所选择的IVUS图像组V_i内的每幅IVUS图像。这样的常见的位移可能产生准确的结果，其中，患者的心血管系统的成像感兴趣区域几乎不展现出几何变化，从而在整个感兴趣区域中，侵入式医学设备(例如，超声探头14)的心动周期引起的位移的幅度在患者的心动周期的特定相位很大程度是恒定的。然而，在许多场景中，患者的心血管系统的成像感兴趣区域展现出更为实质的几何变化，这些变化导致在心动周期的特定相位期间侵入式医学设备的心动周期引起的位移根据这些几何变化而变化。因此，在所选择的IVUS图像组V_i之内的IVUS图像相对于空间参考V_ref的位移通常不是恒定的。

因此，作为第一改进，不是对所选择的组V_i内的所有门控IVUS图像150以系统的方式施加单个纵向位移，而是可以针对组V_i内的每幅个体IVUS图像150单独地优化纵向位移。例如，IVUS图像150的这样的个体化位移可以被部署为补偿在侵入式医学设备5的心动周期引起的位移中的局部变化。例如，患者的心血管系统的感兴趣区域1的几何结构或柔性的逐渐变化会引起这样的局部变化。处理器装置16可以通过应用IVUS图像150的经优化的位移来利用这一点，所述IVUS图像150的经优化的位移以系统化的方式沿着门控IVUS图像组V_i逐渐变化，以便捕获这样的逐渐的局部变化。这可以通过任何合适的方式来实施。例如，可以在样条基础上对施加到所选择的组V_i的IVUS图像150的纵向位移进行建模，在此之后，可以估计样条系数。这样的样条的节点可以具有任何合适的密度，例如，可以每2-5mm提供节点。当然，这仅是合适的运动估计技术的非限制性示例，并且许多更多的技术对于本领域技术人员将是显而易见的。例如，守护进程算法可以由处理器装置16来部署，处理器装置16可以估计每幅IVUS图像的一个位移值，并且随后利用高斯过滤器对这些值进行过滤器。以这种方式，替代评估一个独有的位移值以对齐V_i和V_ref，可以获得一系列位移系数，这增加了映射操作的灵活性，以确保将其余IVUS图像组V_i更准确地映射到空间参考V_ref。其他技术对于技术人员而言是容易获得的。

对在所选择的IVUS图像组V_i内的个体IVUS图像的最佳位移距离的确定还可以被用于校正门控IVUS图像150的所选择的图像组V_i中的门控误差。在这样的实施例中，可以部署基于样条的模型，其中，节点密度是与所选择的IVUS图像组V_i相关联的患者的心动周期的相位的函数，以便准确并且有效地补偿这样的门控误差。

如先前所解释的，在舒张期期间的门控误差很大程度上对心动周期引起的移位不敏感，而在收缩期期间的门控误差会导致IVUS图像150的大的心动周期引起的位移，其展现出这样的门控误差。因此，针对与患者的心动周期的(近)舒张期相位相关联的IVUS图像组，可以使用纵向位移的更受约束的(例如，基于样条的)模型(例如，具有较低密度的样条节点，诸如每5mm)，而针对与患者的心动周期的(近)收缩期相位相关联的IVUS图像组，可以使用更灵活的(基于样条的模型)的纵向位移(例如，具有更高密度的样条节点，诸如每2mm)。以这样的方式，在所选择的IVUS图像组V_i中的IVUS图像150的估计的个体位移可以被用于补偿门控误差。再次地，对基于样条的方案的许多合适的备选方案对于本领域技术人员将是显而易见的。

在又另一改进中，处理器装置16可以适于将门控IVUS图像150的空间相邻的组识别为空间参考V_ref，并且通过将门控IVUS图像150的空间相邻的组与空间参考V_ref融合来增强空间参考V_ref，例如通过将所选择的组V_i中的每幅个体IVUS图像150与空间参考V_ref中的其对应图像融合，并且在空间上重新定位经融合的IVUS图像150，例如通过将所选择的IVUS图像组V_i的IVUS图像150的空间位置与融合来自V_i的图像的空间参考V_ref中的IVUS图像150的空间位置求平均。以此方式，将在空间参考V_ref中捕获更多信息以用于对门控IVUS图像150的随后选择的组的纵向运动补偿。尽管针对这样的融合操作对于门控IVUS图像150的组中的所选择的任何组在理论上是可能的，通过选择在空间上接近空间参考V_ref的组，可以获得与舒张有关的更容易被扭曲的两个体积或组，从而能够在空间参考V_ref中捕获尽可能多的信息，以促进对门控IVUS图像150的更困难的“收缩”组的空间重新定位。可以将该增强操作重复多次，以便将空间参考V_ref中的门控IVUS图像150中的N个组中的M个组(M<N)与被用于对门控IVUS图像150的其余N-M组的空间重新定位的由此获得的空间参考进行融合，如上文更详细解释的。

可以实现的另一改进是在操作213中对IVUS图像的时间序列15的空间重新排序之后，处理器装置16可以返回到操作205，在操作205中，再次对操作213中的IVUS图像的空间重新排序的时间序列15进行门控，并且重复前述操作207、209和211，以进一步改善对IVUS图像150的空间重新定位，特别是在IVUS图像以个体优化的方式在组V_i内进行空间重新定位的情况下，因为以这种方式，能够进一步减少来自先前空间重新定位周期的IVUS图像150的其余空间重新定位误差。处理器装置16可以针对固定的迭代次数来重复该迭代过程，或者备选地，处理器装置16可以在将实际迭代的IVUS图像150的空间重新排序的序列与先前迭代的IVUS图像150的空间重新排序的序列进行比较之后终止所述迭代过程，并且当在IVUS图像150的这些空间重新排序的序列之间的差落在定义的阈值以下时，终止所述迭代过程。

图像处理仪器10的前述第一主要实施例，即通过其处理器装置16实现方法200的优点在于：除了IVUS成像之外，不需要任何额外的可视化技术来创建患者的心血管系统的感兴趣区域1的空间可靠的3D图像。另外，在这样的感兴趣区域1中没有界标检测以便相对于这样检测到的界标正确地定位IVUS图像150。然而，在本发明的第二主要实施例中，处理器装置16利用这样的额外可视化技术和界标检测来获得对IVUS图像150的空间重新排序序列。

此时，应当注意，已知由Wang等人在IEEE transactions on medical imaging，Vol.32(12)，2013，第2238-2249页上的“Image-based Co-Registration of Angiographyand Intravascular Ultrasound Images”一文中提供了一种在参考血管造影图像中检测正在研究的冠状动脉分支的系统。在IVUS换能器的拉回期间，系统采集ECG触发的荧光透视检查和IVUS图像两者，并且在荧光透视检查中自动地跟踪医学设备的位置。更具体而言，以时间同步的方式采集ECG触发的荧光透视图像和门控IVUS图像，其中，由ECG在舒张末期触发该荧光透视图像采集。然而，将这种门控方案扩展到非门控IVUS图像采集绝非易事。例如，由于患者的心血管系统的几何结构的心脏相位引起的变化，将这样的映射扩展到非门控IVUS成像在被映射到血管造影图像的个体非门控IVUS图像150以快速演替示出时产生感兴趣区域1的不连续(晃动或跳跃的)可视化。此外，由于在心动周期期间感兴趣区域1的变化的几何结构，非门控IVUS图像150的时间序列15的空间重新排序并不是直截了当的，因为IVUS图像切片150彼此之间的位置不清晰。

这些问题中的至少一些问题是通过本发明的第二主要实施例来解决的，如将借助于图10更详细描述的，图10描绘了为此目的由处理器装置16实现的方法300的流程图。根据方法300，在操作301中，处理器装置16接收荧光透视图像的时间同步序列和非门控IVUS图像150的时间序列15，其中，后者是利用侵入式医学设备5上的超声探头14生成的，如先前所解释的。对于在心动周期的特定相位采集的每幅IVUS图像150，在相同时间(即，在相同心动周期的相同相位)捕获荧光透视图像。

在操作303中，处理器装置16接收血管造影图像的序列，所述序列通常是在与荧光透视图像相同的视角下采集的，例如相同的C型臂视图，从而荧光透视图像能够被容易地映射到血管造影图像上。众所周知的是，血管造影图像提供患者的心血管系统的拓扑的出色细节，而荧光透视图像提供患者的心血管系统内的侵入式医学设备5的出色细节。为了进一步促进这样的映射，通常在与荧光透视图像的心动周期的大致相同的相位例如以时间同步方式来捕获血管造影图像。可以在任何合适的时间点，诸如在对荧光透视图像和IVUS图像150的采集之前，来采集血管造影图像。在示例性实施例中，处理器装置16从数据存储布置60接收血管造影图像的先前记录的序列。注意，为了完整起见，尽管在图10中的操作301之后示出了操作303，但是根据前述内容将理解，这些操作可以由处理器装置16以相反的次序执行或者甚至同时地执行。

接下来，处理器装置16适于进行到操作305，在操作305中，IVUS图像150中的每幅IVUS图像与其荧光透视图像对应物(即，在心动周期的相同时间或相同相位捕获的荧光透视图像)在时间上相匹配(配准)。继而，处理器装置16将每幅荧光透视图像与其血管造影图像对应物在空间和时间上相匹配(配准)，例如使用心脏路线图算法。

如先前所解释的，包括超声探头14的侵入式医学设备5在荧光透视图像中清晰可见，使得在基于图像的共配准之后，处理器装置16在操作307中在所述荧光透视图像中的每幅荧光透视图像中检测超声探头14。众所周知，为此，处理器装置16可以部署手工制作的检测过滤器，其突出显示限定超声探头14和/或侵入式医学设备5的部分的外观签名的特征。备选地，处理器装置16可以部署学习算法来制造这样的检测过滤器。这样的技术自身是公知的，并且因此仅出于简洁起见不再进一步详细说明。因此，通过利用荧光透视图像到血管造影图像的映射，能够将超声探头14准确地定位在对应的注射血管造影片上，即，使用注射的造影剂捕获的血管造影片，并且在与能看到超声探头14的血管造影图像的相同心脏相位处进行捕获。因此，以这种方式，处理器装置获得每幅IVUS图像150与特定血管造影图像的关联性以及超声探头14在血管造影图像内的空间位置，例如以(x,y)像素坐标表示。

然而，应当理解，本发明的实施例并不限于这样的心脏路线图算法。备选地，假定仅微创医学设备5的位置是感兴趣的，则仅需要在时间上映射荧光透视图像与血管造影图像，因为可能不需要对荧光透视图像与血管造影图像的完全空间共配准。例如，可以在荧光透视图像和血管造影图像两者中都检测到用于将微创医学设备5注入到患者的心血管系统中的注入导管，在此之后，从荧光透视图像中提取微创医学设备5到注入导管上的参考点的距离，在此之后，由此在血管造影图像中报告所提取出的距离。以这种方式，能够实现微创医学设备5与荧光透视图像和血管造影图像的共配准，而无需对荧光透视图像和血管造影图像进行(完全的)空间共配准。

处理器装置16还适于执行方法300的操作309，在操作309中，处理器装置16提取侵入式医学设备5通过患者的心血管系统的感兴趣区域1的拉回中心线。例如，处理器装置16可以适于评估位于血管造影图像中的连续共配准的超声探头14。探头位置可以被描绘为沿着拉回中心线的相关血管造影片上的虚线。该表示可能不完整(即，可能缺少一些点)，并且还可能包括潜在的异常值。处理器装置16通过将更多的远侧点连接到更多的近侧点来根据该表示构造中心线，并且约束该中心线必须在尽可能多的点(探测点)附近通过，而中心线必须保持在注入的感兴趣区域1之内，例如，冠状动脉的部分。在实践中，这对应于反映这些约束的能量图的生成。可以使用适当的算法，诸如适当地适配的快速行进算法，沿着感兴趣区域1来传播中心线。

处理器装置16还适于执行方法300的操作311，在操作311中，处理器装置16使用适当构造的检测器在每幅血管造影图像中检测多个解剖学界标(即，血管界标)。如先前所解释的，这样的检测器的构造可以由处理器装置16使用深度学习算法来手动地或(半)自动地完成。这样的技术自身是公知的，并且因此，为了简洁起见将不再进一步详细解释说明。与患者的血管相关联的这样的解剖学界标可以例如包括血管分叉、狭窄、支架等。一旦已经检测到解剖学界标，则处理器装置16可以进一步部署距离过滤器，使得仅保留在先前确定的拉回中心线的限定距离之内的解剖学界标，因为仅在紧邻拉回中心线的解剖学界标可能具有相关性。

处理器装置16随后评估检测到的解剖学界标，并且将相同的界标跨多幅血管造影图像相关联，例如，通过在具有相同标签的不同血管造影图像中提供相同的界标。可以基于界标类型、局部外观、空间位置等来确定在不同血管造影图像中的界标是否确实相同。处理器装置16还适于舍弃在每幅血管造影图像中不存在的那些界标，从而保留对所有血管造影图像共有的界标的集合。这些共有界标提供了通过患者的心血管系统的感兴趣区域1的空间路径点，其可以被用于对IVUS图像150的时间序列15进行空间重新排序。

为此，处理器装置16还适于执行方法300的操作313，在操作313中，处理器装置16将拉回中心线分成多个段，其中，每个中心线段由一对空间上分开的解剖学界标来界定。在图11中示意性描绘了示例性中心线段6，其中，中心线段6由空间上分开的解剖学界标来界定，在此是第一分叉2和第二分叉2'。以这种方式，拉回中心线被分割成从一个心动相位到另一心动相位相干的多个中心线段，使得这些中心线段可以被用作空间参考，以用于通过将这些IVUS图像150与超声探头14在共配准的荧光透视图像中的位置相关联，来对时间排序的IVUS图像150进行空间重新排序。

为此，处理器装置16还适于执行方法300的操作315，在操作315中，处理器装置16确定超声探头14在拉回中心线段6上的空间位置。超声探头14可以出现在拉回中心线段6上的不同位置，例如图11中的位置7和9，在这种情况下，可以通过确定探头相对于其对于形成拉回中心线段6的边界的解剖学界标之一的接近度在拉回中心线段6上的探头位置，来导出与这些不同探头位置相关联的IVUS图像150的空间次序。例如，在图11中，位置7可以被确定为位于距分叉2的拉回中心线段6的总长度的15％，而位置9可以被确定为位于距分叉2的拉回中心线段6的总长度的65％。以这种方式，即使由于如先前所解释的跨心动周期的不同相位感兴趣区域1的几何结构显著变化而不能够在共配准的荧光透视检查与血管造影图像之间进行直接比较，也能够确定位置2在位置9之后(假设在从分叉2'到分叉2的方向上拉回)。

在确定超声探头14沿着各自的拉回中心线段的位置后，处理器装置16可以执行方法300的操作317，在操作317中，处理器装置16基于超声探头14沿着各自拉回中心线段的确定的位置来对非门控IVUS图像150的时间序列15在空间上进行重新排序，因为每个探头位置是根据与特定IVUS图像150共配准的特定荧光透视图像导出的，从而IVUS图像150能够与特定探头位置相关联。最终，在操作319中，处理器装置16生成IVUS图像150的空间排序的门控组的输出，所述输出可以采取从这些空间上重新排序的IVUS图像150内插的感兴趣区域1的体积图像的形式。可以将该输出发送给显示设备18以用于在其上显示所述输出，或者备选地可以将发送给数据存储设备60以用于在以后取回。在由处理器装置16生成该输出之后，方法300可以终止。

根据本发明实施例的图像处理仪器10可以被设置为独立仪器。备选地，图像处理仪器10可以与诸如承载超声探头14的导管或导丝的侵入式医学设备5一起提供，以形成IVUS成像系统。方法200和300的上述实施例可以通过被嵌入在计算机可读存储介质上的计算机可读程序指令来实施，所述计算机可读程序指令当在超声系统100的处理器装置上被执行时，使处理器装置实现方法200和/或300。任何合适的计算机可读存储介质都可以被用于该目的，诸如，例如光可读介质(诸如CD、DVD或蓝光盘)、磁可读介质(诸如硬盘)、电子数据存储设备(诸如记忆棒等)，等等。

计算机可读存储介质可以是可通过诸如互联网的网络访问的介质，使得可以通过网络访问计算机可读程序指令。例如，计算机可读存储介质可以是网络附接的存储设备、存储区域网络、云存储等。计算机可读存储介质可以是从其获得计算机可读程序指令的互联网可访问服务。在实施例中，超声成像仪器10适于从这样的计算机可读存储介质中取回计算机可读程序指令，并且通过将取回的计算机可读程序指令存储在数据存储布置60中(例如，在存储器设备或形成数据存储布置的部分的设备中)来创建新的计算机可读存储介质，所述数据存储布置对处理器装置16可访问，从而处理器装置16可以从数据存储布置60取回计算机可读程序指令以执行。

应当注意，上述实施例说明而不是限制本发明，并且本领域技术人员将能够设计许多备选实施例而不背离所附权利要求的范围。在权利要求中，在括号之间的任何附图标记都不应当被解释为对权利要求的限制。单词“包括”不排除存在权利要求中列出的元件或步骤之外的元件或步骤。在元件之前的单词“一”或“一个”并不排除存在多个这样的元件。可以借助于包括若干不同元件的硬件来实施本发明。在枚举若干单元的设备权利要求中，这些单元中的若干单元可以由同一硬件项来体现。在互不相同的从属权利要求中记载某些措施的事实并不指示不能够有利地使用这些措施的组合。