DE10058449A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Visualisierung einer Bewegung bei einer Ultraschallflussabbildung unter Verwendung einer kontinuierlichen Datenerfassung - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zur Visualisierung einer Bewegung bei einer Ultraschallflussabbildung unter Verwendung einer kontinuierlichen DatenerfassungInfo
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Abstract
Erfindungsgemäß sind ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Abbildung einer Blutbewegung durch die Anzeige eines verbesserten Bildes des fluktuierenden Tupfenmusters beschrieben. Ein kontinuierlicher Strom von Datenrahmen bzw. Datenbildern, die jeweils das Ergebnis einer Abtastung sind, ist für die Verarbeitung verfügbar. Für jede Position in der Abtastebene ist eine jeweilige Zeitfolge von Signalabtastungen für die Verarbeitung verfügbar. Der erste Schritt in der Blutbewegungsbildverarbeitung ist eine Hochpassfilterung (32) dieses Signals. Der Hochpassfilterung folgt die Ausbildung eines Tupfensignals (34), beispielsweise durch Berechnung der quadratischen Amplitude (d. h. der Leistung) des hochpassgefilterten Signals (I/Q oder RF). Das resultierende Tupfensignal kann dann einer nicht linearen Amplitudentransformation (36) zur Ausbildung eines Blutbewegungsabbildungssignals zur Anzeige unterzogen werden.
Description
Die Erfindung bezieht sich im allgemeinen auf eine
Ultraschallabbildung der menschlichen Anatomie für medizinische
Diagnosezwecke. Insbesondere betrifft die Erfindung Verfahren
und eine Vorrichtung zur Abbildung von Blutgefäßstrukturen und
insbesondere Signalverarbeitungsalgorithmen zur Visualisierung
einer Blutbewegung zur Verwendung bei
Ultraschallabbildungssystemen.
Bei der herkömmlichen Farbflussabbildung, die eine Angio- oder
Leistungsdopplerabbildung (die nachstehend als Flussabbildung
bezeichnet wird) einschließen, wird ein Bild aus einer Folge
von übertragenen Impulsen (einem Paket) typischerweise im
Bereich von 5 bis 15 Impulsen für jede Abtastzeile in dem Bild
erzeugt. Sich langsam bewegendes Muskelgewebe erzeugt eine
geringere Dopplerverschiebung in dem empfangenen Signal als ein
Signal aus dem sich bewegenden Blut, und effektive
Störfleckfilter sind zur Unterdrückung des Störflecksignals bis
zu einem Pegel entworfen worden, der viel geringer als das
Signal vom Blut ist. Die Signalleistung nach der
Störfleckfilterung wird zur Erfassung von Punkten in dem Bild
verwendet, wo Blut vorhanden ist. Eine Alternative besteht in
der Anzeige der Signalleistung als Bild (Angio- oder
Leistungsdoppler) zur Visualisierung der Blutgefäße. Für eine
zuverlässige Erfassung wird eine im Wesentlichen zeitliche und
örtliche Durchschnittsbildung angewendet, wodurch die
dynamische Schwankung sowie die Ortsauflösung (Ausbluten)
begrenzt werden. Dieser Durchschnittsbildungsvorgang
unterdrückt das örtliche Tupfenmuster in der Signalamplitude.
Die herkömmliche Ultraschallblutflussabbildung beruht auf der
Erfassung und Messung der durch sich bewegende Streuer
erzeugten Dopplerverschiebung. Die Dopplerverschiebung wird zur
Unterdrückung des Signals von sich langsam bewegendem
Muskelgewebe verwendet, um die Präsenz von Blut zu erfassen,
und wird auch zur Quantifizierung der tatsächlichen
Blutgeschwindigkeit an jedem Punkt eines Ultraschallbildes
verwendet. Unvorteilhafterweise spricht die
Dopplerfrequenzverschiebung lediglich auf die
Geschwindigkeitskomponente entlang des Ultraschallstrahls an.
Mögliche zu dem Strahl transversale Geschwindigkeitskomponenten
werden aus dem empfangenen Signaldopplerspektrum nicht erfasst
oder sind nicht messbar. Bei der Standardfarbflussabbildung
wird die Dopplerverschiebung aus dem durch eine Vielzahl
übertragener Impulse erzeugten empfangenen Signal geschätzt und
in einer Farbskala codiert. In einigen Situationen kann die
Blutflussrichtung aus der Gefäßgeometrie gemessen werden, aber
dies ist auf automatische Art und Weise schwierig zu
bewerkstelligen, insbesondere dann, wenn die Gefäßgeometrie in
dem Bild nicht klar sichtbar ist. Die
Standardfarbflussabbildung liefert oft eine verwirrende
Blutgeschwindigkeitsvisualisierung. Beispielsweise ändert sich
die Dopplerverschiebung und daher auch die Farbe in einem
gekrümmten Blutgefäß entlang des Gefäßes augrund der Änderung
im Winkel zwischen den Blutgeschwindigkeiten und dem
Ultraschallstrahl, obwohl die Größe der Geschwindigkeit
konstant bleibt. Beim Leistungsdoppler (der auch Angiomodus
genannt wird) wird dieses Problem durch Löschen der gemessenen
Dopplerverschiebung aus der Anzeige gelöst.
An der Messung der transversalen Geschwindigkeitskomponente bei
der Ultraschallflussabbildung besteht erhebliches Interesse,
und es wurden eine Vielzahl von Verfahren vorgeschlagen. Eine
zusammengesetzte Abtastung von zwei unterschiedlichen
Positionen wurde durch Fox in "Multiple crossed-beam ultrasound
Doppler velocimetry", IEEE Trans. Sonics Ultrason., Band 25,
Seiten 281-286, 1978 veröffentlicht. Die zusammengesetzte
Abtastung von zwei unterschiedlichen Positionen aus liefert
zwei Geschwindigkeitskomponenten, aber es gibt praktische
Probleme mit dem Messwandler großer Apertur, der
Zeitverzögerung zwischen der Messung der zwei Komponenten und
dem begrenzten Sichtfeld. Entsprechend dem von Newhouse et al.
in "Ultrasound Doppler probing of flows transverse with respect
to beam axis", IEEE Trans. Biomed. Eng., Band 34, Seiten 779-
789, im Oktober 1987 offenbarten Verfahren wird die
Durchgangszeit durch den Ultraschallstrahl gemessen, die in
einer erhöhten Bandbreite des Dopplersignals reflektiert wird.
Dieses Verfahren weist eine sehr geringe Genauigkeit auf,
liefert keine Flussrichtung und arbeitet lediglich in Bereichen
mit geradlinigem und laminarem Fluss. Von Trahey et al. wurden
in "Angle independent ultrasonic detection of blood flow", IEEE
Trans. Biomed. Eng., Band 34; Seiten 965-967, Dezember 1987,
zweidimensionale Tupfenverfolgungsverfahren beruhend auf einer
Bild-zu-Bild-Korrelationsanalyse vorgeschlagen. Dieses
Verfahren kann sowohl für das RF-Signal als auch das
Amplituden-erfasste Signal verwendet werden. Eine kohärente
Verarbeitung zweier Subaperturen des Messwandlers zur Erzeugung
lateraler Oszillationen in dem empfangenen Strahlmuster wurde
von Jensen et al. in "A new method for estimation of velocity
vectors", IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect., Freq. Contr.,
Band 45, Seiten 837-851, Mai 1998, und von Anderson in "Multi
dimensional velocity estimation with ultrasound using spatial
quadrature", IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect., Freq. Contr.,
Band 45, Seiten 852-861, Mai 1998 beschrieben. Dieses Verfahren
liefert quantitative laterale Geschwindigkeitsinformationen
einschließlich des Vorzeichens. Der Hauptnachteil dieses
Verfahrens ist eine sehr schlechte laterale Auflösung, was ihre
Verwendung für die Abbildung begrenzt.
Es besteht das Bedürfnis nach einem Verfahren zur
Ultraschallabbildung, das dem Systembenutzer einen richtigen
Eindruck der Blutflussrichtung und der Blutflussgröße gibt, und
das auch zur Trennung des wahren Blutflusses von
Wandbewegungsartefakten dienen kann.
Bei der Ultraschallabbildung werden die zurückgegebenen Echos
kohärent verarbeitet. In den Bildern sind
Intensitätsschwankungen aufgrund konstruktiver und destruktiver
Interferenzen der Schallwellen vorhanden, die von einer großen
Anzahl von Streuern zurück gestreut werden. Diese
Intensitätsschwankungen werden oft als "Tupfenmuster"
bezeichnet. Ist eine leichte Verschiebung der Streuer (der
roten Blutzellen) vorhanden, gibt es eine entsprechende
Verschiebung des Tupfenmusters. Durch die Steigerung des
Tupfenmusters von sich bewegenden Streuern und der Anzeige
eines Stroms derartiger Bilder wird eine intuitive Darstellung
des Blutflusses erhalten.
Die Erfindung umfasst ein Verfahren und eine Vorrichtung zur
Abbildung einer Blutbewegung durch die Bewahrung, Steigerung
und Visualisierung der Tupfenmusterbewegung, die mit der
Blutzellenbewegung in den Blutgefäßen verbunden ist. Dieses
Verfahren wir hier als Blutbewegungsabbildung (BMI) bezeichnet.
Die Tupfenmusterbewegung liefert für den Benutzer eine richtige
Wahrnehmung der Blutflussrichtung und der Blutflussgröße, und
ist auch beim Trennen des echten Blutflusses von
Wandbewegungsartefakten nützlich. Auf diese Weise kann der
Systembediener das in dem Bild fließende Blut sehen, obwohl
kein Versuch zur Messung der lateralen
Geschwindigkeitskomponente unternommen wird. Allerdings kann
die laterale Geschwindigkeitskomponente indirekt durch
Kombination einer aus der Tupfenbewegung hergeleiteten
Winkelmessung mit der aus der Dopplerfrequenzverschiebung
erhaltenen radialen Geschwindigkeitskomponente hergeleitet
werden.
Gemäß den bevorzugten Ausführungsbeispielen der Erfindung
werden Vollbilder von Signalabtastungen (d. h. von rohen
akustischen Daten) kontinuierlich erfasst. Die zur
Signalverarbeitung eingegebenen Daten sind die strahlgeformten
und komplex-demodulierten I/Q-Datenabtastungen. Alternativ kann
die Verarbeitung bei den Realwert-RF-Daten ohne eine komplexe
Demodulation durchgeführt werden. Ein kontinuierlicher Strom
von Datenrahmen bzw. Datenbildern, die jeweils das Ergebnis
einer Abtastung sind, ist für die Verarbeitung verfügbar. Für
jede Position in der Abtastebene (hier bedeutet Position einen
Tiefenbereich von einem Strahl) ist eine jeweilige Zeitfolge
von Signalabtastungen für die Verarbeitung verfügbar. Dieses
Signal wird zuerst hochpassgefiltert. Nach der
Hochpassfilterung wird ein Tupfensignal gebildet. Eine Art und
Weise der Bildung des Tupfensignals besteht in der Berechnung
der quadratischen Größe (d. h. der Leistung) des
hochpassgefilterten Signals (I/Q oder RF). Dieses Tupfensignal
wird dann einer nicht linearen Maßstabsumwandlung zur
Ausbildung eines Blutbewegungs-Abbildungssignals (BMI-Signals)
zur Anzeige unterzogen. Ein Beispiel für die nicht-lineare
Maßstabsumwandlung ist eine logarithmische Kompression gefolgt
von einer Verstärkungs- und Dynamikbereichsanpassung.
Die Bewegung der Blutstreuer erzeugt eine entsprechende
Bewegung des Tupfenmusters in den Bildern von Bild zu Bild, die
sowohl eine radiale als auch eine laterale Bewegung zeigen. Für
eine kontinuierliche Erfassung ist die Zeit zwischen diesen
Bildern gleich der Impulswiederholungszeit (1/PRF). Zur
Visualisierung der Bewegung muss die Bildwechselfrequenz der
Anzeigeeinrichtung wesentlich verringert werden, beispielsweise
von 1 kHz auf 30 Hz. Für eine Echtzeitanzeige müssen viele
Daten verworfen werden, aber für eine Zeitlupenwiedergabe kann
ein größerer Teil oder alle aufgezeichneten Bilder verwendet
werden. Zum Erreichen einer ausreichend hohen PRF sollte die
Bildwechselfrequenz maximiert werden.
Demnach besteht die bevorzugte Gewebeverarbeitung zur
kontinuierlichen Erfassung in der Berechnung der Fluss- und
Gewebebilder aus der gleichen Abtastung. Gemäß einem
bevorzugten Ausführungsbeispiel wird ein Gewebebild für jede
Abtastung durch Gewebeverarbeitung der Signalabtastungen (die
zu dem Hochpassfilter entlang eines Signalverarbeitungspfades
gesendet werden) entlang eines separaten Signalverarbeitungs
pfades aufgezeichnet.
Alternativ dazu kann eine separate Abtastung zur Erfassung
eines separaten Vollbildes von Signalabtastungen zur Ausbildung
des Gewebebildes durchgeführt werden. In dem zweiten Fall ist
die ErfassungsBildwechselfrequenz erheblich verringert.
Durch die Verwendung eines relativ breiten Sendestrahls ist es
möglich, mehrere (beispielsweise zwei) Empfangsstrahlen pro
Sendestrahl durch gleichzeitiges Strahlformen in ein wenig
unterschiedlichen Richtungen zu erfassen, wodurch die
ErfassungsBildwechselfrequenz erhöht wird. Dieses Verfahren
wird Mehrfachlinienerfassung (MLA) genannt.
Gemäß einem anderen bevorzugten Ausführungsbeispiel wird das
Tupfensignal durch die Verarbeitung des Tupfensignals entlang
zweier separater Pfade verstärkt. Entlang des zweiten Pfades
wird das Tupfensignal einer zeitlichen und/oder örtlichen
Filterung zur Unterdrückung der Tupfen in dem Signal
unterzogen. Das resultierende zeitlich/örtlich gefilterte
Signal wird dann einer nicht linearen Maßstabswandlung
unterzogen, und wird von dem ursprünglichen maßstabsgewandelten
Tupfensignal entlang des ersten Pfades zur Ausbildung eines
verstärkten Tupfensignals zur Abbildung der Blutbewegung
subtrahiert. Außerdem sollte die Ortsauflösung zur
Akzentuierung des Tupfenmusters in dem Flussbild so hoch als
möglich durch die Verwendung eines kurzen gesendeten Impulses
und eines Messwandlers mit großer Apertur sein.
Es gibt viele verschiedene Arten, das Tupfenmuster in dem
Flussbild aufzunehmen: (1) durch Kombinieren des Tupfensignals
mit der Signalleistung und Zeigen des kombinierten Signals auf
die gleiche Art und Weise wie das Angiomodus-Flussbild, (2)
durch Modulation der Intensität ("Wert" bei der HSV-
Farbdarstellung) in dem Angiobild, und (3) durch Farbkodierung
des "Alters" der Tupfen zur Visualisierung der Richtung und der
Größe der Bewegung.
Die Erfindung kann als Nachverarbeitung beruhend auf
aufgezeichnete I/Q-Daten einer Folge von Bildern oder in
Echtzeit implementiert werden. Die Erfindung kann als Hardware
und/oder Software implementiert werden.
Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild eines herkömmlichen
Ultraschallabbildungssystems, das ein Farbflussbild einem
Gewebebild überlagern kann.
Fig. 2 zeigt ein Blockschaltbild eines bevorzugten
Ausführungsbeispiels der Erfindung zur Erfassung einer
Blutbewegung und von Gewebebildern aus der gleichen Abtastung.
Fig. 3 zeigt ein Blockschaltbild eines bevorzugten
Ausführungsbeispiels der Erfindung zur Abbildung beruhend auf
separaten Blutbewegungs- und Gewebeabtastungen.
Fig. 4 zeigt ein Blockschaltbild eines weiteren bevorzugten
Ausführungsbeispiels der Erfindung, das eine zeitliche und/oder
örtliche Filterung zur Steigerung des Tupfensignals verwendet.
Fig. 5 zeigt ein Blockschaltbild eines weiteren bevorzugten
Ausführungsbeispiels der Erfindung, bei dem das gesteigerte
Tupfensignal mit Schätzwerten der radialen
Geschwindigkeitskomponente kombiniert wird.
Fig. 6 zeigt ein schematisches Blockschaltbild einer
Blutbewegungsabbildung unter Verwendung einer kontinuierlichen
Datenerfassung: Der obere Teil veranschaulicht die Abtastfolge;
der untere Teil veranschaulicht die Anzeigefolge. Die
horizontale Achse ist die Zeitachse und die vertikale Achse ist
die Strahlposition.
Ein typisches Ultraschallabbildungssystem mit einer Farbfluss-
und Gewebeabbildung ist allgemein in Fig. 1 dargestellt. Die
einzelnen Elemente eines Ultraschallmesswandlerarrays 10 werden
durch eine Vielzahl von Impulsgebern einer Sendeeinrichtung 14
über Sende/Empfangs-Schalter (T/R-Schalter) 12 zur Übertragung
von Wavelets aktiviert, die an der gleichen
Sendebrennpunktposition mit der gleichen Sendecharakteristik
zur Ausbildung eines Sendestrahls fokussiert sind. Die
Sendefolgen und die Zeitverzögerungen zur Aktivierung der
Impulsgeber zur Erreichung einer Sendestrahlformung werden
durch eine Strahlformer-Steuereinrichtung 16 (die
beispielsweise als Software in einem Hostcomputer enthalten
ist) bereitgestellt. Jeder Sendestrahl breitet sich durch das
abgetastete Objekt aus und wird durch Ultraschallstreuer in dem
Objekt zurück zu dem Array reflektiert. Nach jeder
Sendefeuerung werden die durch die Messwandlerarrayelemente
erfassten Echosignale den jeweiligen Empfangskanälen einer
Empfangseinrichtung 18 zugeführt. Die Empfangseinrichtung 18
formt die Echos unter der Steuerung der
Strahlformersteuereinrichtung 16. Die Empfangseinrichtung 18
beaufschlagt das empfangene Echosignal mit den geeigneten
Empfangsfokus- bzw. -brennpunktzeitverzögerungen und summiert
sie zur Ausbildung eines Echosignals, das genau die gesamte
Ultraschallenergie zeigt, die von einer Folge von
Tiefenbereichen reflektiert wird, die einer bestimmten
Sendefokalzone entsprechen.
In einem RF-System werden die durch die Empfangseinrichtung 18
ausgegebenen strahlsummierten RF-Echosignale zu einem
Gewebesignal-(beispielsweise B-Modus-)Prozessor 22 gesendet.
Der Gewebesignalprozessor enthält typischerweise eine
Hüllkurvenerfassungseinrichtung zur Ausbildung der Hüllkurve
des strahlsummierten Signals. Die Hüllkurve wird einer
zusätzlichen Gewebesignalverarbeitung wie einer logarithmischen
Kompression zur Ausbildung von Anzeigedaten unterzogen, die in
einem Speicher 26 gespeichert und dann zu einem Abtastwandler
28 ausgegeben werden. Alternativ dazu wird das RF Signal wie in
Fig. 1 gezeigt in das Basisband durch einen Demodulierer 20
demoduliert, und dann werden die In-Phase- und die Quadratur-
Komponenten separat durch den Gewebesignalprozessor
verarbeitet.
Allgemein werden die Anzeigedaten durch den Abtastwandler 28 in
ein X-Y-Format zur Videoanzeige umgewandet. Jedes Vollbild von
Intensitätsdaten, die eine einer Vielzahl paralleler
Abtastungen oder Schnitte durch das untersuchte Objekt
darstellen, werden in dem Abtastwandler 28 gespeichert und in
dem nächsten Zyklus zum Videoprozessor in dem Anzeigesubsystem
30 gesendet. Der Videoprozessor bildet die Videodaten in eine
Grauskala zur Videoanzeige ab. Die Grauskalenvollbilder werden
dann zu dem Videomonitor des Anzeigesubsystems 30 gesendet.
In dem Farbflussabbildungsmodus verarbeitet ein
Farbflussprozessor 24 während zusätzlicher Abtastungen erfasste
Daten, wobei jedes Farbflussbild aus vielen Abtastungen erfasst
wird. Beispielsweise wird eine Folge von P Impulsen (d. h. ein
Paket) zu jeder Brennpunktposition in dem ROI übertragen, wobei
ein Farbflussbild für jedes Paket von Abtastungen erzeugt wird.
Die Farbflussbilddaten werden in einem separaten Teil des
Speichers 26 gespeichert, abtastgewandelt, unter Verwendung
einer Farbabbildung Video-verarbeitet und dann einem Gewebebild
während der Anzeige überlagert.
In Fig. 2 ist ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der
Erfindung gezeigt, wobei das als Eingangssignal gezeigte "IQ-
Signal" von dem Demodulator aus Fig. 1 empfangen wird. Gemäß
diesem und anderen bevorzugten Ausführungsbeispielen werden die
Daten durch wiederholte Abtastung eines interessierenden
Bereichs in einer zeitgesteuerten Folge kontinuierlich erfasst.
Für jede Abtastung wird ein einzelner Impuls in jede
Strahlrichtung des Bildes gesendet. Gemäß dem in Fig. 2
dargestellten Verarbeitungsverfahren können für jede Abtastung
ein Flussbild und ein Gewebebild angezeigt werden. Beide Bilder
werden aus dem gleichen Datensatz berechnet.
Die in Fig. 2 (und in späteren Figuren) gezeigte BMI-
Verarbeitung gilt für einen Tiefenbereich, aber die gleiche
Verarbeitung wird für alle Tiefenbereiche parallel angewendet.
Die aus jeder Bereichsfeuerung (die einem Sendeimpuls folgt)
erfassten Datenabtastungen werden durch ein digitales
Hochpassfilter 32 gefiltert. Das digitale Hochpassfilter
empfängt einen kontinuierlichen Strom von Signalabtastungen.
Besteht jeder Strahlvektor aus K Signalabtastungen, die K
Tiefenbereiche darstellen, kann der Satz an empfangenen
Signalabtastungen durch ein zweidimensionales Signal s(k, n);
k = 1, . . ., K; n = 1, . . . beschrieben werden. Für jeden Tiefenbereich
k wird das eindimensionale Signal x(n) = s(k, n) in das
Hochpassfilter 32 eingegeben. Das Hochpassfilter 32 arbeitet
unabhängig für jeden Tiefenbereich k.
Fig. 6 zeigt die Abtast- und Anzeigefolgen gemäß dem in Fig.
2 gezeigten bevorzugten Ausführungsbeispiel für den Fall eines
Filters mit endlicher Impulsantwort (FIR-Filter) der Länge N = 3.
Das FIR-Filter arbeitet als Schiebefenster 68 mit der Länge
N = 3.
Sind das Eingangssignal x(n) und das Ausgangssignal y(n), kann
die Operation eines allgemeinen linearen Filters wie folgt
beschrieben werden:
Das Filter kann zeitvariant sein und die Ausgangsabtastung kann
von einer unendlichen Anzahl von Eingangsabtastungen abhängen.
Bei einem zeitinvarianten Filter vereinfacht sich die
Filteroperation zu:
wobei h(n) die Impulsantwortfunktion ist. Bei Filtern mit
unendlicher Impulsantwort (IIR) hat h(n) eine unendliche Länge,
während bei FIR-Filtern h(n) eine endliche Länge hat. Ein
Polynom-Regressionsfilter ist ein Beispiel eines zeitvarianten
Filters, das verwendet werden kann. Ein Beispiel für eine
Impulsantwortfunktion für ein Hochpassfilter der Länge J = 4 ist
wie folgt gegeben:
h(0) = 0.16, h(1) = 0.53, h(2) = -0.53, h(3) = -0.16
Zu Beginn des kontinuierlichen Stroms der Abtastungen bzw.
Proben müssen evtl. einige der Filterausgangsabtastungen
verworfen werden, was eine kleine Verzögerung vor der
Verfügbarkeit des ersten Vollbildes verursacht. Wird ein FIR-
Filter verwendet, müssen die ersten K Bilder, wobei K die FIR-
Filterordnung ist, verworfen werden. Wird ein IIR-Filter
verwendet, sind mehrere Initialisierungsverfahren zur
Unterdrückung des Filtereinschwingvorgangs vorhanden, aber
einige der ersten Bilder müssen evtl. verworfen werden. Zur
Synchronisation der Fluss- und Gewebebilder muss die gleiche
Anzahl an Gewebebildern verworfen werden.
Der Hochpassfilterung folgt die Bildung eines Tupfensignals und
dessen Verarbeitung durch einen Tupfenprozessor 70. Gemäß einem
bevorzugten Ausführungsbeispiel umfasst der Tupfenprozessor 70
einen Prozessor 34, der die quadratische Größe (d. h. die
Leistung) jeder Ausgangsabtastung berechnet. Ist das komplexe
I/Q-Signal durch x(k) = z(k) + iy(k) gegeben, wobei z und y reale
Zahlen sind und i = √-1 ist, ist das Ausgangssignal des
Prozessors 34 durch z(k)2 + y(k)2 gegeben. In der innerhalb des
Prozessors 34 gezeigten Notation wird der mittlere Punkt durch
das Eingangssignal x(k) ersetzt. Das Tupfensignal wird dann
einer nicht linearen Amplitudentransformation unterzogen. Gemäß
Fig. 2 besteht diese Transformation aus einer logarithmischen
Kompression (Block 36) gefolgt von einer Verstärkungs- und
Dynamikbereichsanpassung (Block 38). Die resultierenden
Tupfensignale von dem Tupfenprozessor 70 werden kontinuierlich
im Speicher 26 gespeichert.
Gemäß dem in Fig. 2 gezeigten bevorzugten Ausführungsbeispiel
werden die gleichen erfassten Daten zur Berechnung sowohl des
Blutbewegungsbildes als auch des Gewebebildes verwendet. Als
Teil der herkömmlichen Gewebesignalverarbeitung 22 wird die
Hüllkurve des IQ-Signals (ohne Hochpassfilterung) unter
Verwendung der Formel (z(k)2 + y(k)2)1/2 berechnet. Der
Gewebesignalprozessor 22 bearbeitet jede I/Q-Signalabtastung,
während der Block 34 die Hochpass-gefilterte Version der I/Q-
Signalabtastungen bearbeitet. Die resultierenden Gewebebilder
werden in einem separaten Teil des Speichers 26 gespeichert.
Jedes Gewebebild und jedes Blutbewegungsbild werden durch einen
Abtastwandler 28 abtastgewandelt und einem RGB-Codierer 42
zugeführt. Eine einfache Kombination des Blutbewegungsbildes
und des Gewebebildes kann für die RGB-Komponenten des durch das
Anzeigesubsystem 44 angezeigten Bildes verwendet werden. Ein
Beispiel ist gegeben durch: R = 4 × BMI + 2 × Gewebe, G = BMI +
4 × Gewebe und B = 4 × Gewebe. Eine ein Grauskalenbild
erzeugende Kombination ist auch möglich.
Gemäß dem in Fig. 3 gezeigten bevorzugten Ausführungsbeispiel
wird eine separate Abtastung zur Erfassung des Gewebebildes
(beispielsweise B-Modus-Bildes) auf herkömmliche Art und Weise
durchgeführt. Eine Gewebeabtastung wird für jede BMI-Abtastung
durchgeführt. Vorzugsweise werden die Gewebeabtastungen mit den
BMI-Abtastungen alterniert. Dieses Ausführungsbeispiel
ermöglicht die Abtastung eines ersten interessierenden Bereichs
während jeder BMI-Abtastung und die Abstastung eines zweiten
interessierenden Bereichs, der größer als der erste
interessierende Bereich ist, während jeder Gewebeabtastung. Die
während der alternierenden (beispielsweise der geradzahligen)
Abtastungen erfassten BMI-Abtastdaten werden Hochpass-gefiltert
und dann zur Ausbildung des Tupfensignals verarbeitet, während
die Hüllkurve der während der beispielsweise ungeradzahligen
Abtastungen erfassten Gewebeabtastdaten erfasst wird. (Wie
zuvor beschrieben, stellt Fig. 3 ein Ausführungsbeispiel dar,
bei dem mit "IQ-Signal" gekennzeichnete Eingaben von dem in
Fig. 1 dargestellten Demodulator empfangen werden. Die Blöcke
in Fig. 3 mit Bezugszeichen, die gleich jenen der jeweiligen
Blöcke in Fig. 2 sind, weisen die gleichen, vorstehend
bezüglich Fig. 2 beschriebenen Funktionen auf.) Die Daten
werden durch Abtastung des ersten interessierenden Bereichs in
einer ersten zeitgesteuerten Folge mit einem ersten Vektorraum
und einer ersten Anzahl von Sendebrennpunktpositionen pro
Vektor und dann durch Abtastung des zweiten interessierenden
Bereichs in einer zweiten zeitgesteuerten Folge mit einem
zweiten Vektorraum und einer zweiten Anzahl von
Sendebrennpunktpositionen pro Vektor kontinuierlich erfasst.
Optional kann der erste Vektorraum vom zweiten Vektorraum
verschieden sein und/oder die erste Anzahl der
Sendebrennpunktpositionen pro Vektor kann von der zweiten
Anzahl der Sendebrennpunktpositionen pro Vektor verschieden
sein. Dann wird das Flussbild dem größeren
Gewebehintergrundbild überlagert angezeigt.
Fig. 4 zeigt ein weiteres bevorzugtes Ausführungsbeispiel, bei
dem das Tupfensignal durch Amplitudennormalisierung zur
Ausbildung einer glatteren Anzeige verbessert wird. Dies wird
durch Subtraktion einer zeitlich und örtlich gefilterten und
maßstabsgewandelten Version des Tupfensignals von dem
maßstabsgewandelten Tupfensignal selbst in dem Tupfenprozessor
70' bewirkt, wodurch ein verbessertes Tupfensignal zur
Abbildung der Blutbewegung ausgebildet wird.
Wie es in Fig. 4 gezeigt ist, wird dem Hochpassfilter 32
folgend die quadrierte Größe der gefilterten I/Q-
Signalabtastungen im Prozessor 34 berechnet, wie es vorstehend
beschrieben ist. Für jede Eingangsabtastung x(k) gibt es eine
entsprechende Ausgangsabtastung, die gleich z(k)2 + y(k)2 ist.
Die Tupfensignalausgabe durch den Prozessor 34 wird entlang
zweier Signalverarbeitungspfade gesendet. Auf dem ersten Pfad
wird das Tupfensignal einer logarithmischen Kompression im
Block 36 unterzogen. Auf dem zweiten Pfad wird das Tupfensignal
vorzugsweise einer zeitlichen Filterung 46 gefolgt von einer
örtlichen Filterung 48 unterzogen. Die durch das zeitliche
Filter 46 ausgegebenen Abtastungen sind vorzugsweise ein
gewichtetes Mittel einer Anzahl von Abtastungen von
verschiedenen Zeiten. Die durch das Ortsfilter 48 ausgegebenen
Abtastungen sind vorzugsweise ein gewichtetes Mittel einer
Anzahl von zeitlich gefilterten Abtastungen aus
unterschiedlichen örtlichen Positionen. Gemäß dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel weisen die Filter 46 und 48 eine
Tiefpasscharakteristik auf und dienen daher zur Glättung
schneller Schwankungen im Signal (d. h. sie unterdrücken die
Tupfen). (Dagegen unterdrückt das Hochpassfilter 32 im
Gegensatz zu schnellen Schwankungen langsame Schwankungen.) Der
Logarithmus des zeitlich und örtlich gefilterten Signals wird
im Block 50 berechnet. Die weitere Verarbeitung findet im
logarithmischen Bereich statt.
Ein amplitudennormalisiertes Tupfensignal wird durch
Subtraktion des Logarithmus des zeitlich und örtlich
gefilterten Tupfensignals vom Logarithmus des Tupfensignals in
einem Addierer/Subtrahierer 52 (siehe Fig. 4) erhalten. Die
Subtraktion im logarithmischen Bereich ist gleich dem
Logarithmus des Bruchs der entsprechenden linearen Signale. Das
I/Q-Signal ist ein komplexer Gauss'scher Prozess mit Mittelwert
null. Das durch die mittlere Leistung (Varianz) geteilte
quadrierte Amplitudensignal wird mit einem Mittelwert gleich
eins exponential verteilt. Die Abtastungen des
amplitudennormalisierten Tupfensignals werden daher identisch
verteilt, wo die Verteilung durch eine logarithmische
Transformation der Exponentialverteilung etabliert ist. Dieses
Tupfensignal kann dahingehend beschränkt werden (Block 54),
dass es in einem bestimmten, durch die
Wahrscheinlichkeitsverteilung bestimmten Konfidenzintervall
liegt. Das Ausgangssignal des Begrenzers 54 kann ohne weitere
Verarbeitung in einem Speicher gespeichert werden und, wie
vorstehend bezüglich Fig. 2 beschrieben, angezeigt werden.
Fig. 4 zeigt eine fortgeschrittenere Signalverarbeitung. Das
Tupfensignal wird in der Flussbildanzeige durch Modifikation
des Farbbildelementwerts in den Bereichen des Bildes sichtbar
gemacht, wo ein Blutfluss erfasst wird. Eine Art und Weise zum
Erzielen dieses Effekts besteht in der Kombination der
Signalleistung mit dem Tupfensignal in einen Wert, der
beispielsweise die Helligkeit des Bildelementwerts steuert.
Dies kann auf folgende Art und Weise bewirkt werden. Der Gewinn
bzw. die Verstärkung des zeitlich/örtlich gefilterten
Tupfensignals wird in Block 58 angepasst. Das resultierende
Signal wird auf einen maximalen positiven Wert (positiver
Begrenzer 60) begrenzt, der durch einen bestimmten
Dynamikbereich gegeben ist. Die negativen Signalwerte sind
nicht auf null begrenzt. Das positiv begrenzte Signal wird dann
einem Addierer/Subtrahierer 64 zugeführt. Das in der Leistung
schwankende (d. h. Tupfen-)Signal wird begrenzt (Begrenzer 54)
und zu dem Signal mittlerer Leistung addiert
(Addierer/Subtrahierer 64), und die negativen Werte werden
gleich null gesetzt (negativer Begrenzer 66). Hat das mittlere
Signal den maximalen Wert, überspannt das Gesamtsignal den
Dynamikbereich der Anzeige. Ist das mittlere Signal geringer
als das Maximum, geht der geringste Teil des Gesamtsignals
verloren. Das Mittelwertsignal kann in dem RGB-Codierer 42
verwendet werden, der dann eine Gewebe/Fluss-
Unterscheidungsfunktion enthält.
Bei dem in Fig. 4 gezeigten Ausführungsbeispiel muss nicht
sowohl eine zeitliche als auch eine örtliche Filterung
ausgeführt werden. Alternativ kann eine zeitliche Filterung
ohne eine Ortsfilterung oder eine Ortsfilterung ohne eine
Zeitfilterung durchgeführt werden.
Zusätzlich zu den in Fig. 4 gezeigten Blöcken kann der
Tupfenprozessor 70' optional einen zeitlichen
Durchschnittsbilder (der durch den gestrichelten Block 80
dargestellt ist) enthalten, der dem Größenquadrierungsblock 34
folgt. Diese zeitliche Durchschnittsbildung erzeugt Linien in
den Tupfen entlang der Richtung des Blutflusses. Nach diesem
Durchschnittsbilder kann optional ein (in Fig. 4 durch den
gestrichelten Block 82 dargestellter) zeitlicher Dezimierer zum
Erhalten einer Bildwechselfrequenz enthalten sein, die für eine
Echtzeitanzeige geeignet ist. Für das Gewebesignal und das
Signal in der zweiten Tupfenverzweigung ist dann eine ähnliche
Dezimierung erforderlich.
Fig. 5 zeigt ein weiteres bevorzugtes Ausführungsbeispiel, bei
dem das Tupfensignal mit Schätzungen der radialen
Geschwindigkeitskomponente kombiniert wird. Blöcke mit den
gleichen Bezugszeichen wie die in Fig. 4 weisen die
entsprechende Funktion wie vorstehend beschrieben auf. In dem
Autokorrelationsschätzblock 72 ergibt sich ein kontinuierlicher
Strom von Schätzungen der Autokorrelationsfunktion bei einer
Zeitverzögerung gleich eins wie folgt:
(1) = x(k) . x(k - 1)
wobei der Stern eine komplexe Konjugation darstellt,
beispielsweise wenn x = z + iy, dann ist x* = z - iy. Diese
Autokorrelationsschätzungen mit komplexen Werten werden im
Block 74 zeitlich gefiltert und im Block 76 örtlich gefiltert.
Die Autokorrelationswerte werden im Speicher 26 gespeichert,
und die Geschwindigkeitswerte werden als Teil des
Anzeigealgorithmus berechnet. Alternativ werden die
Geschwindigkeitswerte vor dem Speicher 26 berechnet und
anstelle der Autokorrelationswerte gespeichert.
Gemäß dem in Fig. 5 gezeigten bevorzugten Ausführungsbeispiel
werden das BMI-Signal, das mittlere Leistungssignal, das
Radialgeschwindigkeitssignal und das Gewebesignal zur
Berechnung des Blutbewegungsbildes für die Anzeige berechnet.
Zuerst wandelt der Abtastwandlerblock 28 diese vier Signale.
Dann wird für jedes Bildelement eine Entscheidung getroffen, ob
es ein Gewebebildelement oder ein Flussbildelement ist. Diese
Gewebe/Fluss-Entscheidung (Block 78) beruht auf den Gewebe-,
mittlere Leistungs- und Radialgeschwindigkeitssignalen. Die
RGB-Werte der Flussbildelemente werden durch das BMI-Signal und
das radiale Geschwindigkeitssignal bestimmt (RGB-Codierer 42).
Die Farbe wird beruhend auf dem radialen Geschwindigkeitssignal
gewählt, während das BMI-Signal die Helligkeit der Farbe
bestimmt.
Der obere Abschnitt in Fig. 6 zeigt die Abtastfolge und der
untere Teil zeigt die Anzeigefolge für das in Fig. 2
dargestellte System. Die horizontale Achse ist die Zeitachse,
und die vertikale Achse ist die Strahlposition. Im oberen Teil
stellt jeder Punkt den empfangenen Signalvektor von einem
gesendeten Impuls dar. Wird MLA verwendet, sind zwei oder
mehrere Signalvektoren mit geringfügig verschiedenen
Strahlpositionen für jeden Zeitmoment vorhanden. Fig. 6 zeigt
eine Situation ohne MLA (aus Klarheitsgründen). Die Abtastfolge
ist derart programmiert, dass Daten unter Verwendung
aufeinanderfolgender Abtastungen eines interessierenden
Bereichs kontinuierlich erfasst werden. Dies gleicht der
herkömmlichen B-Modus-Abtastung. Allerdings werden im
vorliegenden Fall eine Vielzahl aufeinanderfolgender
Abtastungen im Speicher gespeichert und die BMI-Verarbeitung
wird bei einer Folge von Signalabtastungen von einer Position
durch ein Schiebefenster beispielsweise der Länge 3 in Fig. 6
angewendet. Bei diesem Beispiel wird jedes angezeigte Flussbild
aus den vorhergehenden drei Abtastungen berechnet, während
jedes angezeigte Gewebebild aus der vorhergehenden einen
Abtastung berechnet wird. Unter Bezugnahme auf Fig. 2 ist die
Anzahl der Signalabtastungen nach dem Hochpassfilter 32 M = 3 für
das in Fig. 6 gezeigte Beispiel.
Entsprechend den hier beschriebenen bevorzugten
Ausführungsbeispielen werden die kontinuierlich erfassten Daten
für die Blutbewegungsabbildung wie folgt verarbeitet. Die
Eingangsdaten sind die strahlgeformten, demodulierten und Zeit-
Gewinn-kompensierten I/Q-Daten. Alternativ kann die
Verarbeitung bei den realen Hochfrequenz-(RF-)Daten ohne
komplexe Demodulation ausgeführt werden. Der kontinuierliche
Strom der Signalabtastungen von jeder Position für
aufeinanderfolgende Abtastungen bildet ein komplexes Signal (es
wird angenommen, dass I/Q-Daten verwendet werden). Das Signal
besteht somit aus Abtastungen bezüglich der Zeit aus einem
Abtastvolumen mit einer Abtastfrequenz gleich der
Bildwechselfrequenz. Die Signalabtastungen weisen eine komplexe
Gauss-Verteilung mit dem Mittelwert null auf.
Das Blutbewegungsabbildungsverfahren kann auch zusammen mit der
Ultraschallkontrastabbildung angewendet werden. Das
Kontrastmittel verbessert die Streuung aus dem Blut, was die
Empfindlichkeit erhöht und die Störfleckfilterung weniger
kritisch macht. Das Blutbewegungsabbildungsverfahren kann in
Kombination mit allen bekannten Verfahren zur
Kontraststeigerung unter Verwendung einer Folge von
Sendeimpulsen pro Abtastzeile angewendet werden, einschließlich
des ersten und zweiten harmonischen Leistungsdopplers, des
Impulsinversionsverfahrens und der codierten Anregung. Eine
bildweise Schwankung des Echos aufgrund der Bewegung und/oder
Störung der Kontrastpartikel erzeugt Änderungen im Tupfenmuster
in dem Bild, was eine visuelle Erfassung kleiner
Konzentrationen des Kontrastmittels erleichtert. Bei der
intermittierenden Abbildung, die oft für die Kontrastabbildung
verwendet wird, ist das Blutbewegungsabbildungsverfahren von
besonderer Bedeutung, da eine Vielzahl von Bildern für jeden
aufgezeichneten Datensatz angezeigt wird, was einen
kontinuierlicheren Strom von Bildern liefert, wobei
Tupfenfluktuationen das Vorhandensein des Kontrastmittels
anzeigen. Der Ausdruck "intermittierende Abbildung" bezieht
sich hier auf das Verfahren zum Anhalten der Datenerfassung für
einen definierten Zeitabschnitt zwischen jedem Bild. Die Zeit
zwischen jedem Bild beträgt typischerweise einen oder mehrere
Herzzyklen.
Es gibt mehrere Impulskompressionsverfahren zur Verbesserung
des Signal-zu-Rauschverhältnisses (SNR) ohne Erhöhung der
Amplitude des Sendeimpulses. Ein derartiges Verfahren ist bei
Haider et al. in "Pulse Elongation and Deconvolution Filtering
für Medical Ultrasonic Imaging", IEEE Trans. Ultrason.,
Ferroelect., Freq. Contr., Band 45, Seiten 98-113, Januar 1998,
beschrieben. Das Eingangssignal für die BMI-Verarbeitung wie
hier beschrieben kann unter Verwendung derartiger Verfahren
erfasst werden, die das SNR erhöhen.
Obwohl die Erfindung bezüglich bevorzugter Ausführungsbeispiele
beschrieben wurde, ist für den Fachmann ersichtlich, dass
verschiedene Änderungen gemacht und Äquivalente für Komponenten
eingesetzt werden können, ohne vom Schutzbereich der Erfindung
abzuweichen. Außerdem können viele Modifikationen zur Anpassung
an eine bestimmte Situation bei den Lehren der Erfindung
gemacht werden, ohne vom grundlegenden Schutzbereich
abzuweichen. Die Erfindung soll daher nicht auf die bevorzugten
Ausführungsbeispiele beschränkt sein, sondern soll alle
Ausführungsbeispiele umfassen, die in den Schutzbereich der
beigefügten Patentansprüche fallen.
Erfindungsgemäß sind ein Verfahren und eine Vorrichtung zur
Abbildung einer Blutbewegung durch die Anzeige eines
verbesserten Bildes des fluktuierenden Tupfenmusters
beschrieben. Ein kontinuierlicher Strom von Datenrahmen bzw.
Datenbildern, die jeweils das Ergebnis einer Abtastung sind,
ist für die Verarbeitung verfügbar. Für jede Position in der
Abtastebene ist eine jeweilige Zeitfolge von Signalabtastungen
für die Verarbeitung verfügbar. Der erste Schritt in der
Blutbewegungsbildverarbeitung ist eine Hochpassfilterung (32)
dieses Signals. Der Hochpassfilterung folgt die Ausbildung
eines Tupfensignals (34), beispielsweise durch Berechnung der
quadratischen Amplitude (d. h. der Leistung) des
hochpassgefilterten Signals (I/Q oder RF). Das resultierende
Tupfensignal kann dann einer nicht linearen
Amplitudentransformation (36) zur Ausbildung eines
Blutbewegungsabbildungssignals zur Anzeige unterzogen werden.
10
Messwandlerarray
12
T/R-Schalter
14
Sender
16
Strahlformer-Steuereinrichtung
18
Empfänger
20
Demodulator
22
Gewebesignalprozessor
24
Farbflussprozessor
26
Speicher
28
Abtastwandler
30
Anzeigesubsystem
32
Hochpassfilter
34
Signalgrößenprozessor
36
Logarithmuskompressor
38
Verstärkung-/Dynamikbereichanpassung
42
RGB-Codierer
44
Anzeige
46
Zeitfilter
48
Ortsfilter
50
Logarithmuskompression
52
Summierer
54
Begrenzer
58
Verstärkung-/Dynamikbereichsanpassung
60
Positiver Begrenzer
64
Summierer
66
Negativer Begrenzer
70
Tupfenprozessor
72
Autokorrelationsschätzeinrichtung
74
Zeitfilter
76
Ortsfilter
78
Gewebe-/Flussunterscheidungsblock
80
Zeitliche Mittelung
82
Dezimierer
Claims (37)
1. Abbildungssystem mit
einem Datenerfassungssubsystem (10-20) zur Erfassung von Datenabtastungen, die eine Funktion von Ultraschallenergie sind, die dem Senden eines jeweiligen Impulses folgend während einer jeweiligen Abtastung zurückgegeben wird,
einem Hochpassfilter (32), das mit dem Datenerfassungssubsystem verbunden ist, zur Hochpassfilterung der Datenabtastungen zur Ausbildung gefilterter Abtastungen,
einem ersten Prozessor (34, 36) zur Berechnung eines Satzes von Signalabtastungen aus den gefilterten Abtastungen und
einem Anzeigesystem (30) zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion der Signalabtastungen hergeleitet sind.
einem Datenerfassungssubsystem (10-20) zur Erfassung von Datenabtastungen, die eine Funktion von Ultraschallenergie sind, die dem Senden eines jeweiligen Impulses folgend während einer jeweiligen Abtastung zurückgegeben wird,
einem Hochpassfilter (32), das mit dem Datenerfassungssubsystem verbunden ist, zur Hochpassfilterung der Datenabtastungen zur Ausbildung gefilterter Abtastungen,
einem ersten Prozessor (34, 36) zur Berechnung eines Satzes von Signalabtastungen aus den gefilterten Abtastungen und
einem Anzeigesystem (30) zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion der Signalabtastungen hergeleitet sind.
2. System nach Anspruch 1, wobei das Datenerfassungssystem
einen Empfänger (18) und einen Demodulator (20) umfasst, wobei
jede Datenabtastung die durch den Demodulator ausgegebenen In-
Phase- und Quadratur-Komponenten aufweist.
3. System nach Anspruch 1, wobei der erste Prozessor umfasst:
eine Einrichtung (34) zur Ausbildung einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede gefilterte Abtastung und
einen Maßstabswandler (36) zur Umwandlung der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
eine Einrichtung (34) zur Ausbildung einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede gefilterte Abtastung und
einen Maßstabswandler (36) zur Umwandlung der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
4. System nach Anspruch 3, ferner mit
einer Einrichtung (46, 48) zur Filterung der Tupfensignalabtastungen im Orts- und/oder Zeitbereich,
einem Maßstabswandler (50) zur Umwandlung der gefilterten Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab und
einen Subtrahierer (52) zum Subtrahieren einer jeweiligen Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen von einer jeweiligen Abtastung der maßstabsgewandelten Tupfensignalabtastungen, wodurch amplitudennormalisierte Tupfensignalabtastungen ausgebildet werden,
wobei das Anzeigesystem aufeinanderfolgend Bildwerte anzeigt, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen hergeleitet sind.
einer Einrichtung (46, 48) zur Filterung der Tupfensignalabtastungen im Orts- und/oder Zeitbereich,
einem Maßstabswandler (50) zur Umwandlung der gefilterten Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab und
einen Subtrahierer (52) zum Subtrahieren einer jeweiligen Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen von einer jeweiligen Abtastung der maßstabsgewandelten Tupfensignalabtastungen, wodurch amplitudennormalisierte Tupfensignalabtastungen ausgebildet werden,
wobei das Anzeigesystem aufeinanderfolgend Bildwerte anzeigt, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen hergeleitet sind.
5. System nach Anspruch 4, wobei die Maßstabswandler eine
logarithmische Funktion anwenden.
6. System nach Anspruch 4, ferner mit
einem zweiten Prozessor (64, 66) zur Berechnung verbesserter Tupfensignalabtastungen als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen,
wobei das Anzeigesystem aufeinanderfolgend Bildwerte anzeigt, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der verbesserten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet sind.
einem zweiten Prozessor (64, 66) zur Berechnung verbesserter Tupfensignalabtastungen als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen,
wobei das Anzeigesystem aufeinanderfolgend Bildwerte anzeigt, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der verbesserten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet sind.
7. System nach Anspruch 1, ferner mit einem zweiten Prozessor
(22) zur Bestimmung der Größe jeder erfassten Datenabtastung
zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen, wobei das
Anzeigesystem jeweilige Bildwerte an dem Bildelement in Folge
anzeigt, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen
Tupfensignalabtastung und einer jeweiligen
Gewebesignalabtastung hergeleitet ist.
8. System nach Anspruch 1, wobei das Datenerfassungssubsystem
eine jeweilige zusätzliche Datenabtastung für jede der
Datenabtastungen erfasst, wobei die jeweils zusätzlichen
Datenabtastungen auch eine Funktion der Ultraschallenergie
darstellen, die infolge des Sendens eines jeweiligen Impulses
während jeweiliger zusätzlicher Abtastungen zurückgegeben wird,
die mit den Abtastungen verschachtelt sind, ferner mit einem
zweiten Prozessor (22) zur Bestimmung der Größe jeder
zusätzlichen erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger
Gewebesignalabtastungen, wobei das Anzeigesystem jeweilige
Bildwerte an dem Bildelement in Folge anzeigt, wobei jeder
Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung
und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet ist.
9. System nach Anspruch 3, wobei der erste Prozessor ferner
einen Signaldurchschnittsbilder (80) zur Bildung von
zeitgemittelten Tupfensignalabtastungen vor der
Maßstabsumwandlung umfasst.
10. System nach Anspruch 3, wobei der erste Prozessor ferner
einen Dezimierer (82) zur zeitlichen Dezimierung der
Tupfensignalabtastungen umfasst.
11. System nach Anspruch 3, ferner mit einem zweiten Prozessor
(72) zur Bildung von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion
der gefilterten Abtastungen, wobei das Anzeigesystem Bildwerte
an dem Bildelement aufeinanderfolgend anzeigt, wobei jeder der
Bildwerte als Funktion einer entsprechenden Abtastung der
Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der
Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet ist.
12. System nach Anspruch 6, ferner mit
einem dritten Prozessor (22) zur Berechnung einer jeweiligen Gewebesignalabtastung, die jeweils den Tupfensignalabtastungen entspricht, und
einem vierten Prozessor (72) zur Bildung von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen.
einem dritten Prozessor (22) zur Berechnung einer jeweiligen Gewebesignalabtastung, die jeweils den Tupfensignalabtastungen entspricht, und
einem vierten Prozessor (72) zur Bildung von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen.
13. System nach Anspruch 12, wobei das Anzeigesystem eine
Gewebe-/Fluss-Unterscheidungseinrichtung (78) aufweist, die für
jedes aufeinanderfolgende Bild bestimmt, ob ein bestimmtes
Bildelement eine Gewebesignalabtastung oder eine
Flusssignalabtastung beruhend auf einer entsprechenden
Geschwindigkeitsschätzung und einer entsprechenden
Tupfensignalabtastung anzeigen wird, wobei die
Unterscheidungseinrichtung die Bestimmung beruhend auf der
Gewebesignalabtastung, der Leistungssignalabtastung und der
Geschwindigkeitsschätzung ausführt.
14. Verfahren zur Abbildung mit den Schritten
Erfassen von Datenabtastungen, die eine Funktion der Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens eines jeweiligen Impulses während einer jeweiligen Abtastung zurückgegeben wird,
Hochpassfiltern der Datenabtastungen zur Ausbildung gefilterter Abtastungen,
Berechnen eines Satzes von Signalabtastungen aus den gefilterten Abtastungen und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten, die als Funktion der Signalabtastungen hergeleitet werden.
Erfassen von Datenabtastungen, die eine Funktion der Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens eines jeweiligen Impulses während einer jeweiligen Abtastung zurückgegeben wird,
Hochpassfiltern der Datenabtastungen zur Ausbildung gefilterter Abtastungen,
Berechnen eines Satzes von Signalabtastungen aus den gefilterten Abtastungen und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten, die als Funktion der Signalabtastungen hergeleitet werden.
15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Berechnungsschritt
die Schritte aufweist:
Ausbilden einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede gefilterte Abtastung und
Umwandeln der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
Ausbilden einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede gefilterte Abtastung und
Umwandeln der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
16. Verfahren nach Anspruch 15, ferner mit den Schritten
Filtern der Tupfensignalabtastungen im Orts- und/oder Zeitbereich,
Umwandeln der gefilterten Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab,
Subtrahieren einer jeweiligen Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen von einer jeweiligen Abtastung der maßstabsumgewandelten Tupfensignalabtastungen, wodurch amplitudennormalisierte Tupfensignalabtastungen gebildet werden, und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
Filtern der Tupfensignalabtastungen im Orts- und/oder Zeitbereich,
Umwandeln der gefilterten Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab,
Subtrahieren einer jeweiligen Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen von einer jeweiligen Abtastung der maßstabsumgewandelten Tupfensignalabtastungen, wodurch amplitudennormalisierte Tupfensignalabtastungen gebildet werden, und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei die Maßstabsumwandlung
eine logarithmische Funktion anwendet.
18. Verfahren nach Anspruch 16, ferner mit den Schritten
Berechnen gesteigerter Tupfensignalabtastungen als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen, und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der gesteigerten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
Berechnen gesteigerter Tupfensignalabtastungen als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen, und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der gesteigerten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
19. Verfahren nach Anspruch 14, ferner mit den Schritten
Bestimmen der Größe jeder erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und Anzeigen jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge,
wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
Bestimmen der Größe jeder erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und Anzeigen jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge,
wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
20. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der
Datenerfassungsschritt die Erfassung einer jeweiligen
zusätzlichen Datenabtastung für jede Datenabtastung umfasst,
wobei die jeweiligen zusätzlichen Datenabtastungen auch eine
Funktion der Ultraschallenergie darstellen, die infolge des
Sendens eines jeweiligen Impulses während jeweiliger
zusätzlicher Abtastungen zurückgegeben wird, die mit den
Abtastungen verschachtelt sind, und das Verfahren ferner die
Schritte umfasst:
Bestimmen der Größe jeder der zusätzlichen erfassten Datenabtastungen zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und
Anzeigen jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
Bestimmen der Größe jeder der zusätzlichen erfassten Datenabtastungen zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und
Anzeigen jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
21. Verfahren nach Anspruch 15, wobei der Berechnungsschritt
ferner den Schritt der Ausbildung von zeitgemittelten
Tupfensignalmustern vor der Maßstabsumwandlung umfasst.
22. Verfahren nach Anspruch 15, wobei der Berechnungsschritt
ferner den Schritt der zeitlichen Dezimierung der
Tupfensignalabtastungen umfasst.
23. Verfahren nach Anspruch 15, ferner mit den Schritten
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten an dem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet wird.
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen und
aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten an dem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet wird.
24. Verfahren nach Anspruch 18, ferner mit den Schritten
Berechnen einer jeweiligen Gewebesignalabtastung, die jeweils den Tupfensignalabtastungen entspricht, und
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen.
Berechnen einer jeweiligen Gewebesignalabtastung, die jeweils den Tupfensignalabtastungen entspricht, und
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen.
25. Verfahren nach Anspruch 24, ferner mit dem Schritt der
Bestimmung für jedes aufeinanderfolgende Bild, ob ein
bestimmtes Bildelement eine Gewebesignalabtastung oder eine
Flusssignalabtastung beruhend auf einer entsprechenden
Geschwindigkeitsschätzung und einer entsprechenden
Tupfensignalabtastung anzeigen wird, wobei die Bestimmung auf
der Gewebesignalabtastung, der Leistungssignalabtastung und der
Geschwindigkeitsschätzung beruht.
26. System zur Abbildung einer Blutbewegung mit
einem Messwandlerarray (10) mit einer Vielzahl von Messwandlerelementen zur Übertragung einer Schwingungsenergie als Antwort auf eine elektrische Anregung und zum Wandeln der zurückgegebenen Schwingungsenergie in analoge elektrische Signale,
einem Analog-Digital-Wandler (18) zur Umwandlung der analogen elektrischen Signale in digitale Datenabtastungen,
einem Anzeigebildschirm (44) zur Anzeige eines Bildes und
einem Computer (16, 28, 32, 70), der zur Durchführung der folgenden Schritte programmiert ist:
Steuern des Messwandlerarrays zur Erfassung von Datenabtastungen, die eine Funktion der Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens eines jeweiligen Impulses während einer jeweiligen Abtastung zurückgegeben wird,
Hochpassfiltern der Datenabtastungen zur Ausbildung gefilterter Abtastungen,
Berechnen eines Satzes von Signalabtastungen aus den gefilterten Abtastungen und
Steuern des Anzeigebildschirms zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion der Signalabtastungen hergeleitet werden.
einem Messwandlerarray (10) mit einer Vielzahl von Messwandlerelementen zur Übertragung einer Schwingungsenergie als Antwort auf eine elektrische Anregung und zum Wandeln der zurückgegebenen Schwingungsenergie in analoge elektrische Signale,
einem Analog-Digital-Wandler (18) zur Umwandlung der analogen elektrischen Signale in digitale Datenabtastungen,
einem Anzeigebildschirm (44) zur Anzeige eines Bildes und
einem Computer (16, 28, 32, 70), der zur Durchführung der folgenden Schritte programmiert ist:
Steuern des Messwandlerarrays zur Erfassung von Datenabtastungen, die eine Funktion der Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens eines jeweiligen Impulses während einer jeweiligen Abtastung zurückgegeben wird,
Hochpassfiltern der Datenabtastungen zur Ausbildung gefilterter Abtastungen,
Berechnen eines Satzes von Signalabtastungen aus den gefilterten Abtastungen und
Steuern des Anzeigebildschirms zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion der Signalabtastungen hergeleitet werden.
27. System nach Anspruch 26, wobei der Berechnungsschritt die
Schritte umfasst:
Ausbilden einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede der gefilterten Abtastungen und
Umwandeln der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
Ausbilden einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede der gefilterten Abtastungen und
Umwandeln der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
28. System nach Anspruch 27, wobei der Computer ferner zur
Durchführung der Schritte programmiert ist:
Filtern der Tupfensignalabtastungen im Orts- und/oder Zeitbereich,
Umwandeln der gefilterten Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab,
Subtrahieren einer jeweiligen Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen von einer jeweiligen Abtastung der maßstabsumgewandelten Tupfensignalabtastungen, wobei amplitudennormalisierte Tupfensignalabtastungen ausgebildet werden, und
Steuern des Anzeigebildschirms zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
Filtern der Tupfensignalabtastungen im Orts- und/oder Zeitbereich,
Umwandeln der gefilterten Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab,
Subtrahieren einer jeweiligen Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen von einer jeweiligen Abtastung der maßstabsumgewandelten Tupfensignalabtastungen, wobei amplitudennormalisierte Tupfensignalabtastungen ausgebildet werden, und
Steuern des Anzeigebildschirms zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
29. System nach Anspruch 28, wobei die Maßstabsumwandlung eine
logarithmische Funktion anwendet.
30. System nach Anspruch 28, wobei der Computer ferner zur
Durchführung der Schritte programmiert ist:
Berechnen gesteigerter Tupfensignalabtastungen als Funktion einer entsprechenden amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastung und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen und
Steuern des Anzeigebildschirms zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der gesteigerten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
Berechnen gesteigerter Tupfensignalabtastungen als Funktion einer entsprechenden amplitudennormalisierten Tupfensignalabtastung und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen und
Steuern des Anzeigebildschirms zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion einer entsprechenden Abtastung der gesteigerten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
31. System nach Anspruch 26, wobei der Computer ferner zur
Durchführung der Schritte programmiert ist:
Bestimmen der Größe jeder erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und
Steuern des Anzeigesystems zur Anzeige jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und eine jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
Bestimmen der Größe jeder erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und
Steuern des Anzeigesystems zur Anzeige jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und eine jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
32. System nach Anspruch 26, wobei der Datenerfassungsschritt
die Erfassung einer jeweiligen zusätzlichen Datenabtastung für
jede der Datenabtastungen umfasst, wobei die jeweiligen
zusätzlichen Datenabtastungen auch eine Funktion der
Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens eines
jeweiligen Impulses während jeweiliger zusätzlicher Abtastungen
zurückgegeben wird, die mit den Abtastungen verschachtelt sind,
und der Computer ferner zur Durchführung der Schritte
programmiert ist:
Bestimmen der Größe jeder der zusätzlichen erfassten Datenabtastungen zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und
Steuern des Anzeigesystems zur Anzeige jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
Bestimmen der Größe jeder der zusätzlichen erfassten Datenabtastungen zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und
Steuern des Anzeigesystems zur Anzeige jeweiliger Bildwerte an dem Bildelement in Folge, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Tupfensignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
33. System nach Anspruch 27, wobei der Berechnungsschritt
ferner den Schritt der Ausbildung von zeitgemittelten
Tupfensignalabtastungen vor der Maßstabsumwandlung umfasst.
34. System nach Anspruch 27, wobei der Berechnungsschritt
ferner den Schritt der zeitlichen Dezimierung der
Tupfensignalabtastungen umfasst.
35. System nach Anspruch 27, wobei der Computer ferner zur
Durchführung der Schritte programmiert ist:
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen und
Steuern des Anzeigesystems zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten an dem Bildelement, wobei jeder der Bildwerte als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet wird.
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen und
Steuern des Anzeigesystems zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten an dem Bildelement, wobei jeder der Bildwerte als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet wird.
36. System nach Anspruch 30, wobei der Computer ferner zur
Durchführung der Schritte programmiert ist:
Berechnen einer jeweiligen Gewebesignalabtastung, die jeweils den Tupfensignalabtastungen entspricht, und
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen.
Berechnen einer jeweiligen Gewebesignalabtastung, die jeweils den Tupfensignalabtastungen entspricht, und
Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der gefilterten Abtastungen.
37. System nach Anspruch 36, wobei der Computer ferner zur
Durchführung eines Bestimmungsschritts für jedes
aufeinanderfolgende Bild programmiert ist, ob ein bestimmtes
Bildelement eine Gewebesignalabtastung oder eine
Flusssignalabtastung beruhend auf einer entsprechenden
Geschwindigkeitsschätzung und einer entsprechenden
Tupfensignalabtastungen anzeigen wird, wobei die Bestimmung auf
der Gewebesignalabtastung, der Leistungssignalabtastung und der
Geschwindigkeitsschätzung beruht.
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