專利名稱：成像應用中造影劑濃度的瞬時可視化的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及醫(yī)學成像領域。更特別地，本發(fā)明涉及造影劑成像應用。
背景技術：
在醫(yī)學應用設備領域中，良好地建立了成像技術來以基本上非侵 入方式分析病人身體部位，例如成像可以基于記錄將超聲波應用到身 體部位而產(chǎn)生的回波信號。為此，造影劑(例如，由超聲應用中的磷
脂穩(wěn)定的(phospholipid-stabilized )氣體填充的(gas-filled)微氣泡 (microbubbles )的懸浮構成)通常由病人服用；造影劑用作有效的 (超聲)反射體，從而造影劑增強其所位于的身體部位內(nèi)的脈管系統(tǒng) 中的血液的可視化。特別地，該技術通常被用于評估血流灌注；實際 上，由于造影劑以與病人體內(nèi)血液相同的速度流動，所以對其的跟蹤 提供了關于被分析的身體部位中的血流的灌注的信息。
通常，通過在灌注過程中對身體部位進行成像來監(jiān)視造影劑的流 動。更詳細地，每個圖像由表示源自身體部位相應部分的回波信號的 振幅的像素值的矩陣定義。為此，回波信號通常被壓縮以將其振幅調(diào) 節(jié)到視頻監(jiān)視器通常支持的較小動態(tài)范圍。為了獲得具有良好平衡的 對比的圖像，過程總要包括非線性壓縮；該操作通常基于對數(shù)類型的 傳遞函數(shù)(并且該操作于是被稱為對數(shù)壓縮(log-compression))。
通常，為了有助于造影劑的跟蹤，首先在回波信號中減小身體部 位的任何組織的作用?？赏ㄟ^在特定于對比的成像模式下獲取回波信 號來實現(xiàn)該結果。這樣的特定于對比的成像的一個例子通過脈沖反相 (pulse inversion )技術來實現(xiàn)。特定于對比的成像的其他例子通過功 率調(diào)制技術或通過脈沖反相與功率調(diào)制技術的組合來實現(xiàn)。特定于對比的成像的另一例子在XP000764798 Arditi M等人的"Preliminary Study in Differential Contrast Echography", 《Ultrasound in Medicine and Biology》，第23巻，No. 8，第1185-1194頁，1997, Elsevier中公開。為此，所引用的文獻提出了在兩個通道中處理回波 信號，然后這兩個通道的信號相減；這樣獲得的處理信號通常以線性 灰度等級(即灰度級與被處理信號的振幅成比例)顯示。在具體實施 中，同樣處理的信號被疊加在(未處理的)對數(shù)壓縮圖像上。
在任何情形中，視頻信號(即通過壓縮回波信號的振幅而獲得的 信號)或?qū)Ρ刃盘?即，如引用文獻中所說明的那樣或通過任何其他 已知的特定于對比的成像技術所獲得的原始回波信號)的振幅不與造 影劑的局部濃度直接成比例。實際上，僅回波信號的功率(即回波功 率信號)直接與造影劑的局部濃度成比例。
具體參考視頻信號，由于回波信號的小差別(例如1.7到2.5的 比率，即20'log10(1.7) = 5dB到20.1og10(2.5) = 8dB )可在所得到的壓 縮圖像中完全被掩蔽，具有細小變化或不透明異物(由于灌注不足) 的血液流動分布因此可能難以識別，并可能很容易被忽略。這妨礙了 灌注異常的檢測，而灌注異常是病理狀態(tài)的典型指示。
在任何情形中，所得到的圖像高度依賴于各種設備所執(zhí)行的具體 對數(shù)壓縮。而且，由于按照不同操作者偏好的對數(shù)壓縮設定，該過程 引入主觀性。因此，在使用不同設備或設定的操作者之間，所獲得的 結果不能被比較。
另一方面，灌注過程的定量評價由參量分析技術提供。在該情形
中的造影劑的局部濃度成比例。為此，反對數(shù)壓縮函數(shù)(inverse log-compression function )被應用于視頻信號，且對這樣獲得的結果 求平方(以提供直接與原始回波信號的局部功率成比例的信號)。通 過數(shù)學函數(shù)來擬合每個信號像素(或鄰近像素組)的線性化信號隨時 間的變化。數(shù)學函數(shù)于是可用于計算指示身體部位相應部分的相應血 液動力學和形態(tài)學特征(諸如相對血量(blood volume)、其速度、流量等等)的不同灌注參數(shù)。
上述分析的結果也可借助于所謂的參數(shù)圖像(parametric image ) (或地圖)來圖形地表示。通過將所選灌注參數(shù)的各個值賦給每個像 素而建立參數(shù)圖像。通常，不同范圍的灌注參數(shù)值被編碼以相應的顏 色；然后，這樣獲得的像素值覆蓋在原始圖像之一上。以該方式，參 數(shù)圖像示出了被分析的整個身體部位上灌注參數(shù)的空間分布。
然而，雖然參數(shù)圖像可有利于識別被異常灌注的身體部位可能部 分，但這些參數(shù)圖像只提供了灌注參數(shù)的靜態(tài)表示。因此，參數(shù)圖像 不允許直接視覺地感知灌注過程，而通常通過重放原始序列的圖像來 提供直接視覺地感知灌注過程。
在任何情形中，參量分析技術通常需要被記錄信息的費時的處 理；因此，所獲得的結果僅可離線利用(即不是在灌注過程期間實時 利用)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供如獨立權利要求給出的解決方案。本發(fā)明有利的實施 例在從屬權利要求中給出。
原則上，本發(fā)明基于動態(tài)表示線性化信號的思想。 特別地，本發(fā)明的一個方面提出對包括組織的身體部位成像的系 統(tǒng)，同時所述身體部位以造影劑灌注。該系統(tǒng)包括提供一系列原始圖 像(提供身體部位對時間的數(shù)字表示)的裝置(如超聲掃描儀)。每 個原始圖像包括多個原始值；每個原始值是身體部位響應位置對探詢 信號響應(如源自聲穿透超聲脈沖的回波信號)的指示，該身體部位 可能包括造影劑，其中組織的作用基本被減去(例如，在特定對比成 像模式中采集的)。該系統(tǒng)進一步包括為所選集合的原始圖像(如所 有集合內(nèi)圖像或源自臨時二次采樣的子集圖像)中每一個生成覆蓋圖 像的裝置。該結果是通過操作所選集合的位置實現(xiàn)，該集合可包括原 始圖像的所有位置或一部分(例如，在一個區(qū)域或興趣區(qū)，或ROI內(nèi))。 對于每個所選位置，覆蓋的圖像包括覆蓋值。覆蓋值由從相應原始值獲得的線性化值組成，在線性化信號達到預定閾值時(例如，當所述
線性化值超過該閾值時)基本與所選位置中造影劑濃度成比例；否則 (即，當線性化值在閾值以下時)，覆蓋值由壓縮值組成，該壓縮值
非線性地依賴于對探詢信號的相應響應。進一步提供了連續(xù)顯示覆蓋
圖像的裝置。
通常，線性化值與局部回波功率成比例。
而且，按照對數(shù)定律，壓縮值通常取決于回波信號。
在本發(fā)明優(yōu)選實施例中，閾值高于組織的相應殘余作用。
通常，系列原始圖像是通過以下步驟獲得的，即應用一個或多個
聲穿透脈沖，記錄相應射頻回波信號(原始信號)，處理該回波信號
從而顯著減小組織作用，并生成所需原始圖像。
有利地，ROI外部的像素被賦以相應的壓縮值。 通常，壓縮值是從原始值獲得的。
所提出的解決方案通常是從壓縮值開始應用；在該情形中，覆蓋
的圖像是在需要時通過以其線性化值取代ROI內(nèi)每個壓縮值而獲得的
值;十算的)。、，' " ,、
為此，在本發(fā)明的實施中，線性化的圖像是通過線性化ROI內(nèi) 像素的壓縮值生成的；這樣獲得的線性化值與閾值比較。
作為進一步的增強，按照估算的線性化圖像分辨率(例如基于出 現(xiàn)在超聲圖像中典型斑粒尺寸)在空間上對其進行二次取樣。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，線性化值是按照顏色查詢表(與壓縮 值不同)表示的。
在相應原始圖像的采集過程中，建議的分辨率在覆蓋圖l象基本實 時顯示時特別有利。
本發(fā)明的另一個方面提出成像以造影劑灌注的身體部位的相應方法。
本發(fā)明進一步的方面提出執(zhí)行該方法的計算機程序。


結合附圖參考下面僅僅作為非限制性表示的詳細說明，本發(fā)明自
身及其進一步的特征和優(yōu)點將被更好地理解，其中
圖l是按照本發(fā)明一個實施例的解決方案可應用于其中的超聲掃
描儀的示意圖2是解釋性視圖，其示出對數(shù)壓縮的效應；
圖3示出對數(shù)壓縮和線性化的示例性應用；
圖4示出按照本發(fā)明一個實施例的解決方案的示例性應用；
圖5a-5b示出按照本發(fā)明一個實施例的解決方案的另一個示例
性應用；以及
圖6示出可用于實踐按照本發(fā)明一個實施例的解決方案的主要軟 件和硬件部件。
具體實施例方式
具體參考圖1，其中示出包括超聲掃描儀100的醫(yī)學成像系統(tǒng)； 掃描儀100用于分析病人110的身體部位105，特別是評估其血流灌 注(例如，為了診斷目的)。
特別地，超聲掃描儀100包括具有手持發(fā)射接收成像探針120(如 陣列型)的中央單元115。成像探針120發(fā)射由一系列聲穿透超聲脈 沖組成的超聲波(例如，中心頻率在2 MHz到10 MHz之間)，并接 收由超聲脈沖的反射所產(chǎn)生的(原始)射頻(RF)回波信號；為此， 成像探針120被配備有發(fā)射/接收復用器，其允許在脈沖回波模式中使 用成像探針120。
中央單元115內(nèi)有母板125，在母板上安裝有控制超聲掃描儀100 操作的電子電路(諸如微處理器、工作存儲器和硬盤驅(qū)動器)。而且， 一個或多個子板(整體被表示為130)插在母板125上；子板130提 供用于驅(qū)動成像探針120和用于處理所接收的回波信號的電子電路。 超聲掃描儀100也可裝配有用于讀取可拆卸盤140 (諸如軟盤)的驅(qū) 動器135。監(jiān)視器145顯示關于正在進行的分析過程的圖像。超聲掃描儀100的操作是通過鍵盤150控制的，其中鍵盤150通過傳統(tǒng)方式 連接到中央單元115;優(yōu)選地，鍵盤被配備有用于操縱監(jiān)視器145屏 幕上的光標(圖中未示出)位置的軌跡球155。
為了評估身體部位105中的血流灌注，超聲造影劑(UCA)由病 人110服用；造影劑優(yōu)選地通過靜脈注射提供，要么作為連續(xù)輸注(例 如通過輸液泵)要么作為藥丸(通常以注射器手動注射)。
合適的造影劑包括液體載體中的氣泡懸?。煌ǔ馀菥哂?.1 pm
到5 )Lim量級的直徑，以便使得其能夠通過病人的毛細血管床。通常
通過將氣體或其前體夾帶到多種系統(tǒng)中，包括乳化劑、油、增稠劑、
糖、蛋白質(zhì)或聚合物中來使氣泡穩(wěn)定；穩(wěn)定的氣泡被稱為氣體填充微
泡。微泡包括分散在水介質(zhì)中并通過含有表面活性劑、即兩親性材料 的非常薄的封包(envelop )粘附在氣體/液體界面處的氣泡(在該情形
中也被稱為微氣泡)?？商鎿Q地，微泡包括懸浮物，其中氣泡被脂或 自然的/合成的聚合物所形成的固體材料封包包圍(也被稱為微球或微 嚢體)。另一種造影劑包括聚合物多孔微?；蚱渌腆w的懸浮物，其 攜帶束綽在微粒的孔中的氣泡。合適的微泡、特別是微氣泡和微球的 水懸浮液及其制備的例子在EP-A-0458745 、 WO-A-91/15244 、 EP-A-0554213、 WO-A-94/09829和WO-A-95/16467中記載了 (這些 文獻的全部內(nèi)容被包括在此以供參考)。 一種商業(yè)可用的包括氣體填 充微泡的超聲造影劑是Bracco國際公司(Bracco International BV ) 的SonoVue 。
成像探針120在待分析部位105區(qū)域內(nèi)與病人110的皮膚接觸。 隨著時間響應于超聲脈沖而記錄的回波信號源自身體部位105的組織 的作用(contribution)與造影劑的作用的疊加。超聲掃描儀100以特 定于對比的成像模式工作，以便相對于造影劑的(非線性)作用，充 分地減小回波信號中組織的(線性)作用；特定于對比的成像模式的 例子包括諧波成像(HI: harmonic imaging)、脈沖反相(PI)、功 率調(diào)制(PM)和對比脈沖定序(CPS: contrast pulse sequencing )技 術，例如在Rafter等人的Imaging technologies and techniques.Cardiology Clinics 22 ( 2004 )，第181 - 197頁(其全部公開內(nèi)容包 括在此以供參考)中的描述。通常，相對于原始(未處理)回波信號 減小(處理后的)回波信號中組織的作用是通過這些組織的振幅的比 率(單位為dB)定義的；優(yōu)選地，減少至少為40dB，更優(yōu)選地至少 為50dB,再優(yōu)選地至少為60dB。因此，在正常實踐中，組織的殘余 作用總是出現(xiàn)在處理后的回波信號中。該殘余作用可用來顯示待評價 的身體部位的解剖信息。然而，在某些優(yōu)選實施例中，組織的作用可 完全消除。因此，僅造影劑的作用出現(xiàn)在處理后的回波信號中，且其 中沒有關于被分析的身體部位的解剖信息可用。在該情形中，如果需 要，可從標準的非特定于對比的回波信號中獲得關于待分析身體部位 的解剖學的可能信息，如下面說明書中所述。
所得到的回波信號然后被轉化為表示相應的連續(xù)采集瞬間的身 體部位105 (例如每秒10-30幅圖像的成像速率)的一系列數(shù)字圖像 (或幀)。每個圖像由各可視化元素(visualizing element)，即基本 圖像元素(像素)或基本體積元素(體素)的值的矩陣(例如512行 和512列)組成的位圖定義；每個像素或(體素)對應于由小部分身 體部位105構成的位置。通常，像素值由定義像素的亮度的(例如8 位的)灰度級表示；像素值按照相應回波信號的強度(表示像素位置 處的聲學響應)從0 (黑色)增加到255 (白色)。
在上述過程中，對回波信號進行非線性壓縮，以改善圖^象的視覺 質(zhì)量。實際上，回波信號的振幅具有大的動態(tài)范圍，這由其(電壓) 振幅的可用值的最小值和最大值之間的比率定義；例如，回波信號振 幅(DRE )的動態(tài)范圍可很容易超過IOOOO(即2(Hog10(10000)=80 dB )。 然而，觀察者通?？稍诒O(jiān)視器145上感知的動態(tài)范圍小于30 dB。因 此，為了允許視覺感知包含在回波信號中的所有有用信息，需要以非 線性方式放大回波信號，從而增強較低振幅回波信號。這使得能夠獲 得對比被良好平衡的圖像，其傳達關于被分析身體部位105的有用的 解剖信息。
所期望的結果通常是通過利用對數(shù)型傳遞函數(shù)壓縮回波信號而得到的。每個掃描儀100的制造商具有特殊方法來實現(xiàn)對數(shù)壓縮。例 如，要顯示在監(jiān)視器145上的視頻信號可被設置為等于通過應用下面 的傳遞函數(shù)而獲得的壓縮信號
<formula>formula see original document page 13</formula> (0.1 )
其中Ae是回波信號的振幅，MAXE是回波信號的最大可允許振幅， LC是限定所期望的壓縮因子的參數(shù)(單位為dB) ， Av是視頻信號的 振幅，MAXv是視頻信號的最大可允許振幅，而Ac是壓縮信號的振幅。 利用模擬組織的仿真材料(諸如具有嵌埋其中的固體散射體 (scatterer)的聚酰亞胺凝膠(polyurethane gel))來實驗性地驗證 傳遞函數(shù)(O.l)。對于壓縮因子LC的給定值，通過改變掃描儀的增 益設定(以dB示出)采集一系列圖像，其中該增益設定限定回波信 號的振幅，從而覆蓋其整個動態(tài)范圍DRE。通過測量單個斑粒(speckle grain)中非常小區(qū)域中的像素值來離線地分析圖像。
在圖2中示意性地示出由于應用傳遞函數(shù)(0.1)而導致的對數(shù)壓 縮效應。具體地，該圖繪出了視頻信號的振幅(在縱坐標軸上)對回 波信號的振幅(在橫坐標軸上)，這兩個振幅都以從0到100的相對 項表達(相對視頻信號振幅等于」一ioo，而相對回波信號振幅等于
100 )
如所看到的那樣，曲線210 (實線)指示(與和回波信號成比例 的視頻信號)的線性關系，該線性關系可通過線性地將回波信號映射 為視頻信號而獲得(無需任何對數(shù)壓縮)。相反，曲線220 (虛線) 和曲線230 (點劃線)表示源自應用傳遞函數(shù)(0.1)的非線性關系， 其中壓縮因子LC分別等于30 dB和60 dB。
顯然，對數(shù)壓縮實際上以非線性方式放大回波信號，從而增強其 較低值。特別地，對于在最小值MINE以下的回波信號的值，視頻信 號總是為零，該最小值由曲線220、 230與橫坐標軸(即Av=0)的相 交而提供1020
對于該最小值MINe以上的回波信號但，^f見頻信號取有效(significant) 值，即使對于其非常小的增加。然而，期望的結果暗示視頻信號和回 波信號之間成比例的損失；該效應對于壓縮因子LC的較高值更明顯 (即，相對于曲線220在曲線230中)。
視頻信號的線性化對于獲得與被分析身體部位中的血流灌注有 關的正確功能信息是重要的。如下面使用的那樣，術語"線性化，，是指 使視頻信號(即像素值)的振幅直接與相應像素位置中造影劑局部濃 度成比例的處理。該線性化后的信號提供身體部位各部分中的(相對) 局部血量的直接表示(因為造影劑濃度與血量相關，即成比例)。結 果，線性化后的信號允許正確評估身體部位中的血流灌注。
該結果是通過計算回波信號的局部功率獲得的。當回波信號可直 接獲得時，其可通過對其振幅求平方而簡單獲得
AL=(AE)2， (0.2) 其中Al是殘性化后的信號的振幅；在該情形中，線性化后的信號從最 小值MINL-0到最大值MAXLKMAXE)2。然而，在多數(shù)實踐情形中， 僅視頻信號可用；在該情形中，線性化是通過應用反對數(shù)壓縮(以將 其效應逆反)、然后對這樣獲得的結果求平方而獲得的，如 WO-A-2004/110279中所述(其全部公開包括在此以供參考)。例如， 當對數(shù)壓縮由傳遞函數(shù)(0.1)定義時，通過以下反函數(shù)計算線性化后 的信號
(0.3)
在該情形中，線性化后的信號振幅從最小值MINt延伸到最大值 MAX^，它們分別由下式給出
羅,=muo加蕭'
a磁、
和
<formula>formula see original document page 14</formula>
對數(shù)壓縮和對活體分析的線性化的示例性應用在圖3中示出。為此，在藥丸注射(bolus injection )后造影劑濃度峰值處采集兔腎臟的 3幅圖像。表示為(A)和(B)的圖像是通過應用基于傳遞函數(shù)(O.l) 的對數(shù)壓縮而獲得的，其中壓縮因子LC分別等于83dB和40dB;相 反，以(C)表示的圖像是通過對視頻信號線性化而獲得的。從圖中 可顯然看出，圖像外觀強烈地取決于所應用的處理。
特別地，以較高壓縮因子LC獲得的圖像(A)提供被分析身體 部位的良好平衡的表示；在該情形中，壓縮的圖像(A)示出整個腎 臟皮層的看起來一致的不透明。當壓縮因子LC降低時，如壓縮圖像
(B)中所示，可視化質(zhì)量降低在一定程度上降低；然而，稍微的不 透明不均勻性現(xiàn)在出現(xiàn)在對應于4點鐘的位置。相反，圖像(C)中 的線性化使得不透明不均勻性明顯；然而，該結果的實現(xiàn)是以非常差 的被分析身體部位表示為代價的。
特別地，線性化的圖像(C)現(xiàn)在允許檢測腎臟皮層的上部是明 亮并一致的，而其右下部的不透明化非常低。通過相同圖像(C)的 標準離線量化分析確認了該結論。為此，在線性化圖像(C)的上部 區(qū)域、中間區(qū)域和下部區(qū)域中測量像素值；這些像素值然后在每個區(qū) 域中被平均。如可以看到的那樣，中部區(qū)域中的平均像素值(22dB) 和下部區(qū)域中的平均像素值(26dB)明顯比上部區(qū)域中的平均像素值
(31dB)低。假定傳感器靈敏度對于深度是一致的，相應差(分別為 9dB和5dB)是減小的造影劑濃度的指示(因為線性化后的信號與其 成比例)；血流灌注的相關不足可能意味著腎臟皮層的該部分的病理 狀態(tài)。
按照本發(fā)明一個實施例的解決方案在原始壓縮圖像上覆蓋線性 化后的圖像，以同時顯示。為此，選擇ROI。 ROI內(nèi)的每個像素被分 配以在該線性化值達到預定閾值TH時基本上與局部回波功率成比例 的(線性化后的)值(即與在被分析身體部位的相應部分中出現(xiàn)時的 造影劑濃度成比例)；ROI內(nèi)的其他像素(該線性化值在閣值TH以 下)和ROI外的像素被顯示作為原始壓縮圖像。
所提出的覆蓋表示確保了關于被分析身體部位的解剖信息在監(jiān)視器上所顯示的圖像中沒有丟失。同時，這允許識別具有細微變化的
血流流量分布，或不透明不均勻性；因此，很強地促進了灌注異常(通 常是病理情形的指示)的檢測。
而且，所獲得的結果較少依賴于所用設備的類型；在任何情形中 都可避免任何主觀性(由于對數(shù)壓縮的設定)。結果，現(xiàn)在可以比較 使用不同設備或設定的操作者之間的結果。
所提出的解決方案因此提供了造影劑濃度(在灌注過程中)隨時 間演化的動畫表示。
需要強調(diào)的是，所期望的結果是即時可用的，而無需任何耗時的 離線分析。因此，所獲得的圖像可在灌注過程期間被實時顯示。這允 許首先快速診斷可能的病理的位置和嚴重性；然后可以立即決定是否 需要任何進一步的檢驗(以及可能地然后需要什么治療過程)。
優(yōu)選地，閾值TH被設定為高于線性化信號中組織的相應(減小 的)作用(即，比通過對回波信號中組織作用的原始極限進行線性化 而獲得的線性化極限)。為此，閾值TH可被設定為最大線性化信號 的預定百分比；例如，閾值TH優(yōu)選地在最大線性化信號的1-10% 的范圍內(nèi)選擇，更優(yōu)選地在4-7%的范圍內(nèi)，諸如等于5%。以該方 式，高于閾值TH的線性化值只表示造影劑(當其濃度相當大時)。 相反，線性化值在閾值TH以下的其他像素的壓縮值僅表示組織(可 能添加有非常低濃度的造影劑)。如本領域人員可理解的那樣，在其 中線性化信號中組織的作用可基本上完全被消除的那些情形中，閾值 TH可有利地被設定為零。
有利地，線性化圖像通過任意增益因子縮放并按照單獨的顏色查 詢表顯示。以該方式，進一步突出了回波信號中的任何差別。
下面看圖4，利用圖3的相同實驗數(shù)據(jù)示出上述解決方案的示例 性應用。特別地，左邊的圖像(A)對應于圖3中標記以相同標識號 的壓縮圖像(以較高壓縮因子LC獲得)。相反，右邊的圖像(B)是 按照基于本發(fā)明一個實施例的方法通過在該壓縮圖像上覆蓋相應的線 性化圖像而從圖像(A)獲得的。相對于在壓縮圖像中所顯示的像素(即原始灰度級)，線性化圖像中顯示的像素易于被識別(通過它們 的顏色編碼)。以該方式，可以立即識別腎臟皮層右下部的灌注不均
勻性；同時，所獲得的圖像在背景中提供了被分析身體部位的良好平 衡的表示。
相同解決方案的另一示例性應用在圖5a中示出。在該情形中， 圖像(A)是通過應用標準對數(shù)壓縮獲得的。圖像(A)表示在連續(xù)注 入造影劑期間造影劑濃度穩(wěn)定狀態(tài)下的豬腎臟；在腎動脈中誘發(fā)30 % 的縮窄，以產(chǎn)生腎臟皮層中的異常灌注。圖像(A)示出整個腎臟皮 層的一致的不透明，從而不能檢測到灌注異常。
以(B)表示的相應圖像是通過對選擇的ROI應用上述解決方案 而獲得的，該ROI以圖中的橢圓區(qū)界定的。結果，ROI內(nèi)的像素如在 線性化圖像中或壓縮圖像的中那樣被顯示(當相應線性化值分別嚴格 地高于或低于閾值TH時)；相反，ROI外的像素總是如在壓縮圖像 中那樣被顯示。如可以看到的那樣，現(xiàn)在在腎臟皮層頂部清楚地看到 懷疑區(qū)(不會不利地影響同一身體部位的解剖圖示)。
通過借助于熒光微球的腎臟皮層標準分析來確認灌注異常的位 置。而且，對 一 系列以破壞補充才支術(destruction-replenishment technique)采集的腎臟皮層圖像執(zhí)行灌注的離線量化分析；特別地， 為位于懷疑區(qū)中的ROI及位于其左側控制區(qū)中(聲稱處于健康狀況中) 的另一ROI中的像素計算線性化視頻信號的平方根均方(RMS"值。 如圖5b所示，以(A)表示的視圖在誘導縮窄之前在基線條件中為懷 疑區(qū)繪出RMSZ值對時間的曲線(曲線610s)，并為控制區(qū)繪出RMS2 值對時間的曲線(曲線610c)。如可以看到的那樣，曲線610s和610c 非常近似。另一方面，以(B)表示的視圖在縮窄的條件下為同一懷 疑區(qū)繪出RMSS值對時間的曲線(曲線620s)，并為同一控制區(qū)繪出 RMSZ值對時間的曲線(曲線620c)。在該情形中，懷疑區(qū)的曲線620s 明顯不同于控制區(qū)的曲線620c，從而確認灌注異常的正確位置。
現(xiàn)在看圖6，可用來實現(xiàn)按照本發(fā)明一個實施例的解決方案的主 要軟件和硬件部件總體被標記以附圖標記600。信息(程序和數(shù)據(jù))通常被存儲在硬盤上并在程序運行時與操作系統(tǒng)和其他應用程序(圖 中未示出) 一起被加載(至少部分)到工作存儲器中。程序最初例如
從CD-ROM被安裝到硬盤上。
特別地，驅(qū)動器603控制成像探針(圖中未示出)；例如，成像 探針驅(qū)動器603包括生成施加到被分析身體部位的超聲脈沖的發(fā)射束 形成器和脈沖發(fā)生器。從所述身體部位接收的相應(模擬RF)回波信 號被提供到接收處理器606。通常，接收處理器606預放大模擬RF 回波信號并應用初級時間增益補償(TGC);模擬RF回波信號然后 被模數(shù)轉換器(ADC)轉化為數(shù)字值，并通過接收束形成器組合為聚 焦信號。這樣獲得的數(shù)字信號優(yōu)選地通過進一步的數(shù)字算法和其他線 性或非線性信號調(diào)理器(諸如后波束形成TGC)處理。特別地，接收 處理器606應用特定于對比的算法來抑制組織的作用(諸如基于上述 HI、 PI、 PM或CPS技術)。這樣處理的數(shù)字信號被傳遞到視頻處理 器608，其中數(shù)字信號被解調(diào)、對數(shù)壓縮、并被掃描轉換為視頻格式。 該過程導致記錄一系列壓縮圖像Ic。為此，視頻處理器608接收期望 的壓縮因子LC作為輸入。
壓縮圖像Ic被提供給時間二次取樣器609，其中時間二次取樣器 609還接收二次取樣參數(shù)Ps (例如從0到10 )。時間二次取樣器609 從每Ps+l個中輸出一個壓縮圖像Ic;為此，時間二次取樣器609使 壓縮圖像Ic通過，然后略過接下來的Ps個圖像。在最實用的情形中， 二次取樣參數(shù)Ps被設定為0 (從而每個壓縮圖像Ic都被考慮)；較高 值的二次取樣參數(shù)Ps被用來限制待處理的壓縮圖像Ic的數(shù)目(例如， 當超聲掃描儀工作在超高幀率，諸如100-500幀每秒時)。
繪圖模塊612被用來在(來自視頻處理器608的)壓縮圖像Ic 上預定義用于分析過程的ROI。該操作生成減小掩蔽(reduction mask)MR，其由大小與壓縮圖像Ic相同(即MxN )的二進制值矩陣 組成；ROI內(nèi)的二進制值被分配以邏輯值1，而ROI外的二進制值被 分配以邏輯值0。乘法算子615從時間二次取樣器609接收(可能時 間二次取樣的)壓縮圖像Ic并從繪圖模塊612接收減小掩蔽MR。算子615逐個像素地將每個壓縮圖像Ic乘以減小掩蔽mr,以生成相應 序列的減小的圖像I^結果，減小的圖像lR僅包括在ROI內(nèi)的壓縮 圖像Ic的像素值(由咸小掩蔽Mr定叉)，而其他像素值被重新設置 為0。
每個減小的圖像lR被提供給輸出相應線性化圖像It的線性化算
子618。特別地，算子618逐個像素地線性化減小的Ir，以使線性化 圖像lL的每個像素值直接與局部回波功率成比例(即，與在出現(xiàn)在被 分析身體部位中時的造影劑濃度成比例)；在本例中，該結果是通過 對減小圖像ir的每個像素值應用公式(0.3)實現(xiàn)的。
線性化圖像II然后被傳遞給由閾值TII控制的掩蔽發(fā)生器621。 掩蔽發(fā)生器621產(chǎn)生相應的線性化掩蔽Mt;線性化掩蔽Mt是從線性 化圖像IL獲得的，方法是通過在其值超過閾值TH的情況下分配邏輯 值1給(每個像素)，或在其他情況下分配邏輯值0。乘法算子624 (從線性化算子618 )接收線性化圖像IL并(從掩蔽發(fā)生器621)接 收線性化掩蔽ML。算子624逐個像素地用線性化掩蔽Ml乘以幾性化 圖像il,從而生成相應的掩蔽(線性化)固像MIl。結果，掩蔽圖像 MI^僅包括線性化圖像lL的超過閾值TH的像素值，而其他像素值被 重新設置為0。
空間二次取樣器627接收這樣獲得的掩蔽圖像MIL。模塊627按 照基于相應圖像Ic之一的空間頻率內(nèi)容的因子(例如按照通常出現(xiàn)在 超聲成像中的斑粒尺寸，例如等于2 - 6個像素)來二次取樣掩蔽圖像 MI。優(yōu)選地，空間二次取樣包括二次取樣之前的低通濾波。低通濾 波具有截止頻率，該截止頻率可被選擇為包含所選壓縮圖像Ic中主要 能量的最高頻率成分(例如由傅立葉分析確定)。按照例如可被確定 為導致等于截止頻率的兩倍的空間二次取樣頻率的值的因子來執(zhí)行二 次取樣。以該方式，掩蔽圖像MIt被變換為相應的二次取樣掩蔽圖像 SMIL; 二次取樣掩蔽圖像SMIL的每個值因此表示對應于掩蔽圖像 MIt中一組相鄰像素的單元(cell)(該單元的尺寸按照上述空間分辨 率限定)。這允許平滑所記錄信息中的任何不規(guī)則性(例如由于壓縮圖像Ic的任何未對準)。
(二次取樣的)掩蔽圖像SMIL然后被提供給量化器(quantizer ) 630。量化器630適于通過可能應用增益因子而將掩蔽圖像SMIL的單 元值轉換為相應的離散值(例如，由均勻分布在0到最大視頻信號 MAXy之間的64或128個等級構成)。量化器630還訪問顏色(查詢) 表633。顏色查詢表633將所有可能的等級與相應顏色的表示相關聯(lián) (其中相應顏色優(yōu)選地隨等級增加而更亮)；例如，每個顏色由用于 訪問包含其實際規(guī)范的調(diào)色板內(nèi)的位置的指數(shù)限定。量化器630用相 應的顏色表示取代掩蔽圖像SMIl中的每個單元值。
掩蔽圖像SMlL被提供給空間插值器(spatial-interpolator ) 636。 空間插值器636借助于插值技術(諸如基于最近鄰、雙線性、或雙三 次插值技術)恢復對應于壓縮圖像Ic尺寸(即MxN )的掩蔽圖像SMIL 的全尺寸。為此，掩蔽圖像SMlL中每個單元的值為相應組的像素(最 近鄰插值方法)而復制并可選地被空間濾波(諸如使用低通2D或3D 空間濾波器)。該操作產(chǎn)生相應的(插值的)掩蔽圖像IMIt。掩蔽圖 像IMk被鎖存到單圖像緩沖器639中(取代其先前內(nèi)容)。以該方式， 無論何時新壓縮圖像Ic被時間二次取樣器609輸出，緩沖器639中的 掩蔽圖像IMIt就被更新，而其在其他情況下保持不變(以維持最后計 算的掩蔽圖像IMIiJ 。
同時，線性化掩蔽Mi^也被從掩蔽發(fā)生器621供應到反相器642, 反相器642生成相應反相(線性化)掩蔽Mk(通過交換邏輯值0和1 )。
反相的掩蔽Mk類似地被鎖存到單圖像緩沖器645中(取代其先前內(nèi) 容)，以總是與緩沖器639中的掩蔽圖像IML同步。乘法算子648接
收反相的掩蔽Ml (鎖存在緩沖器645中)和當前壓縮圖像Ic (來自 視頻處理器608 )。算子648逐個像素地用反相掩蔽Mk乘以壓縮圖像 Ic,以獲得相應的掩蔽(壓縮的)圖像MIc。結果，掩蔽圖像MIc包 括在ROI外部的和在ROI內(nèi)閾值TH以下的相應壓縮圖像IC的像素 值，而ROI內(nèi)的其他像素值被重設為0。
加法器算子651接收掩蔽圖像IMIL (鎖存在緩沖器639內(nèi))和掩蔽圖像MIC (來自乘法器算子648)。算子651逐個像素(正確同 步化)地將掩蔽圖像IMIL和掩蔽圖像MIC相加，以獲得覆蓋圖像I0。 以該方式，ROI內(nèi)的覆蓋圖像Io的每個像素值如線性化圖像Il的像 素值那樣顯示，無論何時像素值(在同一線性化圖像lL內(nèi))大于閾值 TH;在閾值TH以下的ROI內(nèi)的其他像素值和ROI外的所有像素值 如壓縮圖像Ic中像素值那樣顯示。
覆蓋圖像Io被傳遞給監(jiān)視器驅(qū)動器654，其控制可視化。為記錄 的每個新壓縮圖像Ic重復上述相同的操作；結果，覆蓋的圖像Io被實 時連續(xù)顯示在超聲掃描儀監(jiān)視器上；這意味著覆蓋圖像I0基本在采集 相應壓縮圖像Ic的同時可利用(或有少量延遲，但在任何情形中無需 等待采集完成后再開始顯示)。
此外或可替換地，這樣獲得的覆蓋圖像序列也可保存到儲存庫 657中。儲存庫657由播放器660訪問；播放器660也接收指數(shù)Xs， 指數(shù)是按照所需的覆蓋圖像Io的復制速度選擇的；例如，對于實時復 制，速度指數(shù)Xs被設定為1，而對于慢動作復制被設定為小于1的值， 且對于加速動作的復制被設定為大于1的值。播放器660從儲存庫657 連續(xù)提取覆蓋圖像Io。每個覆蓋圖像Io然后被傳遞給監(jiān)視器驅(qū)動器 654供其回放(其中幀速率相應于所選速度指數(shù)Xs)。
改進
自然地，為了滿足局部或特定要求，本領域技術人員可以對上述 解決方案應用許多改進和變化。特別地，雖然本發(fā)明已經(jīng)參考優(yōu)選實 施例說明有一定的特殊性，但可以理解多種省略，替換和變化形式和 細節(jié)以及其他實施例是可能的；而且，結合本發(fā)明公開的實施例描述 的特定元素和/或方法步驟可作為本發(fā)明一般選項包括在任何其他實 施例中。
例如，如果超聲掃描儀具有不同結構或包括其他單元(如線性， 凸面，相，或矩陣陣列型成像探針)，可采用相似的考慮。類似地， 本發(fā)明的解決方案可應用于等價造影劑(即使該等價造影劑以其他方 式服用，如動脈注射)。此外，所設計的解決方案可用作與灌注評估無關的應用中；典型的例子是對特定生物對象不動的造影劑的檢測和 量化，如在2006年11月9日申請的共同懸而未決的申請 PC17EP06/068305中描述(該申請的整個內(nèi)容包括在此以供參考)。
而且，任何其他技術可用于減小回波信號中組織的作用(例如， 通過應用上面引用的Arditi等人的文獻中所述的算法)。應該指出， 所提出的回波信號中中組織作用減少的數(shù)例不能以限制性方式解讀； 特別地，從回波信號中完全除去組織的作用在本發(fā)明的范圍內(nèi)。
在任何情形中，本發(fā)明提出的處理可應用到所有可用圖像(無需 任何時間二次取樣)。
自然地，上述定義對數(shù)壓縮的傳遞函數(shù)和線性化可用圖像的公式 僅是示例性的；類似的考慮可應用到不同對數(shù)類型的傳遞函數(shù)，或更 一般地應用到其他非線性壓縮。
而且，閾值TH的數(shù)例不必以限制性方式解讀；更一般地，可以 無限制地以其他方式設定閾值TH (即使與組織的殘余作用無關)。 在任何情形中，類似的結果可以用不同(最大)閾值基于陰像的系統(tǒng) 實現(xiàn)(其中像素值隨回波信號的強度減小)。
雖然本發(fā)明技術是為超聲應用特別設計的，但可無限制地用在其 他醫(yī)學成像應用中，如基于磁共振成像(MRI)或X射線計算機斷層 掃描術(CT)。
可替換地，同一解決方案也可應用在由超聲掃描儀和獨立計算機 (或任何等效數(shù)據(jù)處理實體)組成的系統(tǒng)中；在該情形中，記錄的信 息從超聲掃描儀轉移到計算機以便處理(例如，通過可拆卸盤，存儲 鑰匙，或網(wǎng)絡連接)。
按照可替換實施例，所選ROI外的像素值可重設為0 (因此ROI 外的覆蓋圖像的部分是黑的)；然而，也考慮了本發(fā)明提出的解決方 案應用到壓縮圖像的整個范圍。
按照本發(fā)明不同實施例，線性化值在閾值TH以下的ROI內(nèi)的像 素的壓縮值，和ROI外像素的壓縮值可從任何其他信號獲得。例如， 采用從非特定對比成像模式，如基本B模成像獲得的信號的壓縮值是有利的。例如，這些值可從成像探針驅(qū)動器的回波信號獲得。這樣獲 得的值可用作覆蓋圖像中的壓縮值，從而表示被分析身體部位的解剖結構。同時，分配給ROI內(nèi)像素的超出閾值TH的線性化值是從這樣 的信號獲得的，其中組織的作用已經(jīng)校對一種造影劑減小。如前面提 到的那樣，當線性化信號中組織的作用完全除去時，閾值TH可有利 地設為零。無需偏離本發(fā)明的原理，可以對壓縮值(而非線性化值)應用閾 值化；該情形中，僅為超過閾值的壓縮值計算線性化值。而且，當(非 壓縮)回波信號可得到時，覆蓋圖像也可直接通過線性化每個在閾值 以上的像素值或在閾值以下時將其壓縮而直接獲得。在某些實施例中，線性化信號可用于其他目的(如在執(zhí)行參量分 析技術時)；在該情形中，可以開發(fā)可用信息而無需任何額外線性化 操作。如果線性化圖像是以不同過程空間二次取樣的(例如按照預定二 次取樣因子)，或如果空間取樣是事先或事后執(zhí)行的，則可應用類似 的考慮；在任何情形中，不排除在像素水平上(而非由上述空間二次 取樣定義的像素組的水平上)應用所提出的解決方案。應該指出，對線性化值應用增益因子的步驟可以應用不同尺度的 顏色查詢表取代；在任何情形中，線性化值的灰度表示在本發(fā)明的范 圍內(nèi)。如上所述，即使本發(fā)明的優(yōu)點可在實時顯示覆蓋圖像時更清楚地 看到，但也考慮了應用所設計的解決方案以便離線分析所獲得的結果。如果程序(可用來執(zhí)行本發(fā)明的每個實施例)是以不同方式結構 化的，或如果提供了額外的模塊或功能，則可應用類似的考慮；相似 地，存儲器結構可以是其他類型的，或可以等效的實體取代(不必由 物理存儲介質(zhì)組成)。而且，所提出的解決方案可以等效的方法執(zhí)行 (具有類似或額外的步驟，甚至以不同順序)。在任何情形中，程序 可采用任何適于由任何數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)或結合數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)使用的形 式，如外部或駐存的軟件，固件，或微代碼(對象代碼或源代碼)。而且，程序可提供在任何計算機可用介質(zhì)上；該介質(zhì)可以是任何適于 含有，存儲，通信，傳播，或轉移程序的元件。這類介質(zhì)的例子是固 定盤(這里程序可預加載)，可拆卸盤，磁帶，卡，電線，光纖，無 線連接，網(wǎng)絡，廣播波等；例如，介質(zhì)可以是電子，磁性，光學，電 磁，紅外，或半導體類型的。
在任何情形中，按照本發(fā)明的解決方案可以硬件結構執(zhí)行(例如， 集成到半導體材料的芯片中)，或軟件與硬件的組合執(zhí)行。
權利要求
1. 一種對包括組織的身體部位成像的系統(tǒng)(600)，其中所述身體部位被灌注以造影劑，所述系統(tǒng)包括用于提供原始圖像序列的裝置(603-608)，用于提供呈現(xiàn)所述身體部位隨時間變化的數(shù)字表示的一系列原始圖像，其中每個原始圖像包括多個原始值，每個原始值指示所述身體部位的可能包括造影劑的相應位置對探詢信號的響應，其中組織的作用充分地減??；其特征在于，所述系統(tǒng)還包括用于生成覆蓋圖像的裝置(609-651)，用于生成用于一組選擇的原始圖像中每個圖像的覆蓋圖像，其中對于一組選擇的位置中的每個位置，所述覆蓋圖像包括由線性化值或壓縮值所構成的覆蓋值，其中所述線性化值從相應原始值獲得并在所述線性化值達到預定閾值時基本上與所選位置中的造影劑濃度成比例，所述壓縮值非線性地取決于對所述探詢信號的相應響應；以及顯示裝置(654-660)，用于連續(xù)顯示所述覆蓋圖像。
2. 如權利要求l所述的系統(tǒng)(600)，其中所述線性化值基本上 與對所述探詢信號的相應響應的功率成比例。
3. 如權利要求1或2所述的系統(tǒng)(600),其中所述壓縮值取決于根據(jù)實質(zhì)對數(shù)定律對所述探詢信號的相應響應。
4. 如權利要求l到3中任一項所述的系統(tǒng)(600)，其中所述閾值高于組織的減小的作用的相應極限。
5. 如權利要求1到4中任一項所述的系統(tǒng)(600)，其中所述用 于提供原始圖像序列的裝置(603 -608)包括施加裝置(120)，用于施加至少一個聲穿透超聲脈沖到所述身 體部位；記錄裝置(603 )，用于記錄響應于所述至少一個聲穿透超聲脈 沖的相應射頻回波信號，處理裝置(606)，用于處理所述射頻回波信號，以充分地減小組織的作用，以及產(chǎn)生裝置(608 )，用于從處理后的回波信號產(chǎn)生所述一系列原 始圖像。
6. 如權利要求1到5中任一項所述的系統(tǒng)(600 )，其中對于每 個未選擇位置，所述覆蓋值由所述壓縮值組成。
7. 如權利要求1到6中任一項所述的系統(tǒng)(600 )，其中每個壓 縮值從相應的原始值得出。
8. 如權利要求7所述的系統(tǒng)(600 )，其中每個原始值由所述壓 縮值組成，所述壓縮值取決于根據(jù)預定非線性壓縮函數(shù)對所述探詢信 號的相應響應，且所述用于生成覆蓋圖像的裝置(609-651 )包括取代裝置(618-651),用于在所述線性化值達到所述閾值時以 相應的線性化值取代每個選擇的位置的壓縮值，其中通過對所述壓縮 值應用壓縮函數(shù)的反函數(shù)并對所述反函數(shù)應用結果求平方來計算所述 線性化值。
9. 如權利要求8所述的系統(tǒng)(600 )，其中用于生成覆蓋圖像的 裝置(609 - 651 )還包括變換裝置(618),用于通過以相應的線性化值取代每個選擇的 位置的壓縮值來將每個選擇的原始圖像變換為線性化圖像，以及比較裝置(621)，用于比較所述線性化圖像中的每個線性化值 與所述閾值。
10. 如權利要求9所述的系統(tǒng)(600)，其中所述用于生成覆蓋 圖像的裝置(609 — 651 )還包括應用裝置(627),用于根據(jù)所述線性化圖像的估計的分辨率對 所述線性化圖像應用空間二次取樣。
11. 如權利要求l到10中任一項所述的系統(tǒng)(600)，其中所述 用于生成覆蓋圖像的裝置(609-651 )還包括相關裝置(633 )，用于將多個預定顏色與所述線性化值的相應 范圍相關聯(lián)，和替換裝置(630 )，用于以相應顏色的表示替換所述覆蓋圖像中的每個線性化值。
12. 如權利要求l到11中任一項所述的系統(tǒng)(600)，其中所述 顯示裝置(654 - 660 )適于與相應的選擇的原始圖像的獲取時刻基本 上實時地顯示每個覆蓋圖像。 ，
13. —種用于對包括組織的身體部位成像的方法(600 ),其中 所述身體部位被灌注以造影劑，所述方法包括以下步驟提供步驟(603 - 608 )，用于提供呈現(xiàn)所述身體部位的隨時間變 化的數(shù)字表示的一系列原始圖像，其中每個原始圖像包括多個原始值， 每個原始值指示所述身體部位的可能包括造影劑的相應位置對探詢信 號的響應，其中組織的作用被充分地減??；其特征在于還包括以下步驟生成步驟(609- 651 )，用于生成用于一組選擇的原始圖像中每 個圖像的覆蓋圖像，其中對于一組選擇的位置中的每個位置，所述覆 蓋圖像包括由線性化值或壓縮值所構成的覆蓋值，其中所述線性化值中的造;;濃度:比例，所i壓縮值非線性地取決于;所i探詢信號的相應響應；以及顯示步驟(654-660)，用于連續(xù)顯示所述覆蓋圖像。
14. 一種計算機程序(140)，用于當所述計算機程序在數(shù)據(jù)處 理系統(tǒng)(100)上執(zhí)行時執(zhí)行如權利要求13所述的方法(600)。
15. —種計算機程序產(chǎn)品，包括實現(xiàn)計算機程序的計算機可用介 質(zhì)，所述計算機程序當在數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)上執(zhí)行時使所述系統(tǒng)執(zhí)行用于 對包括組織的身體部位成像的方法，其中所述身體部位被灌注以造影 劑，所述方法包括以下步驟提供呈現(xiàn)所述身體部位的隨時間變化的數(shù)字表示的一系列原始 圖像，其中每個原始圖像包括多個原始值，每個原始值指示所述身體 部位的可能包括造影劑的相應位置對探詢信號的響應，其中組織的作 用被充分地減??；生成用于一組選擇的原始圖像中每個圖像的覆蓋圖像，其中對于一組選擇的位置中的每個位置，所述覆蓋圖像包括由線性化值或壓縮 值所構成的覆蓋值，其中所述線性化值從相應原始值獲得并在所述線 性化值達到預定閾值時基本與所選位置中的造影劑濃度成比例，所述壓縮值非線性地取決于對所述探詢信號的相應響應；以及 連續(xù)顯示所述覆蓋圖像。
全文摘要
本發(fā)明提出了對包括組織的身體部位成像的系統(tǒng)，所述身體部位被灌注以造影劑。該系統(tǒng)包括提供系列原始圖像的裝置(603-606)，這些原始圖像給出身體部位隨時間的表示，每個原始圖像包括多個原始值，每個原始值指示對可能包括造影劑的身體部位相應位置的探詢信號的響應，其中組織的作用被顯著減小。該系統(tǒng)進一步包括為所選原始圖像集合中每個圖像生成覆蓋圖像的裝置(609-651)，對于所選位置集合的每個位置，覆蓋圖像包括覆蓋值，其由以下項組成1)線性化值，其從相應原始值獲得并在達到預定閾值時基本與所選位置的造影劑濃度成比例，或否則2)與對探詢信號相應響應成非線性關系的壓縮值；以及連續(xù)顯示覆蓋圖像的裝置(654-660)。
文檔編號A61B8/00GK101305399SQ200680041994
公開日2008年11月12日 申請日期2006年11月10日 優(yōu)先權日2005年11月10日
發(fā)明者M·阿迪特, N·羅格寧, P·弗林京 申請人:伯拉考開發(fā)股份有限公司