DE69530480T2 - Verfahren und vorrichtung zur messung des doppler-winkels - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur messung des doppler-winkels

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Description

  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur automatischen Messung des Doppler-Winkels DA, eingeschlossen durch die Richtung einer echographischen Anregung und die Achse eines Blutgefäßes in einem echographischen Graupegel- Ultraschallbild auf Basis vorhergehender Bezeichnung eines Ausgangspunktes, der in der Nähe der Achse des betreffenden Gefäßes liegt.
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich ebenfalls auf eine Einrichtung zum Durchführen des genannten Verfahrens.
  • Zum Schaffen eines quantitativen Maßes der Geschwindigkeit von Blut in Gefäßen basiert ein Verfahren zur Ultraschalldarstellung von Geschwindigkeiten durch Farbcodierung auf der Tatsache, dass der Winkel zwischen dem eintreffenden Ultraschallstrom und der örtlichen Achse des Gefäßes bekannt ist. Dies gilt für alle Ultraschall- Signalverarbeitungsverfahren, die zur Zeit durchgeführt werden zum Erzeugen einer farbcodierten Darstellung von Flüssen in jedem beliebigen kommerziell verfügbaren Echographen. Weiterhin ist eine zuverlässige Ermittlung dieses Winkels, der als Doppler-Winkel bezeichnet wird, erforderlich zum Extrahieren echographischer Daten von Parametern, deren Messung ziemlich kompliziert ist und zum Fortschreiten in der Forschung des Verhaltens von Arterien.
  • In Anbetracht des Obenstehenden wäre es berechtigt, einen automatischen Prozess zu bedenken und durchzuführen zum Extrahieren des Wertes des Doppler-Winkels aus einem medizinischen Ultraschallbild, und zwar mit einer hohen Genauigkeit, beispielsweise in der Größenordnung von. 1 Grad.
  • Der Doppler-Winkel ist dennoch ein schwieriger Aspekt aller kommerziell verfügbarer Einrichtungen: der Radiologe muss den Wert bestimmen, und zwar auf eine ziemlich annäherende Art und Weise durch Beurteilung der Ausrichtung eines kleinen Linienabschnitts, gezogen in dem Bild gegenüber der Achse des analysierten Butgefäßes.
  • Aus dem Japanischen Patent Nr. 5-31110 ist es bekannt, den durch die Richtung des Blutstromes gegenüber der Richtung eines echographischen Stromes eingeschlossenen Winkel automatisch zu detektieren. Mittels einer Übertragung unter Verwendung eines echographischen Fühlers mit vielen Wandlern, denen eine einzelne Analyse in Bezug auf die Phase und die Frequenz der reflektierten Strahlen in zwei empfangenen Teilen des Fühlers folgt, wird eine bestimmte Doppler-Verlagerung ermittelt, woraus ein Geschwindigkeitsvektor deduziert werden kann, und zwar an einer Stelle, die durch den Fühler beeinflusst ist; dies entspricht der Bestimmung eines Doppler-Winkels. Es ist aber sehr schwer eine direkte Messung ohne ein zwischenliegendes echographisches Bild durchzuführen, weil nicht gewährleistet ist, dass die Achse des gefühlten Blutgefäßes tatsächlich in der Ebene des Bildes des Gefäßes liegt, wie dies zur Messung des Doppler-Winkels erforderlich ist. Wenn die Achsen der echographischen Anregung und die des Gefäßes nicht in derselben Ebene liegen, ist die Detektion des Doppler-Winkels nach wie vor möglich, aber es können dabei Fehler auftreten; dies ist nicht akzeptierbar wenn die erforderliche Genauigkeit von der Größenordnung von etwa 1 Grad ist.
  • Es ist nun u. a. eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein Verfahren zu schaffen zur automatischen messung des Doppler-Winkels einer Spur eines Blutgefäßes in. einem echographischen Bild, ausgehend von einem bestimmten Punkt in der unmittelbaren Nähe der genannten Spur.
  • Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zu schaffen zur automatischen Messung eines Doppler-Winkels, wobei diese Messung genau und schnell ist.
  • Es ist eine andere Aufgabe der vorliegenden Erfindung eine Anordnung zu schaffen zum Durchführen des oben genannten Messverfahrens.
  • Die Aufgabe werden erreicht und die Nachteile der bekannten Verfahren werden dadurch vermieden, dass das Verfahren der beschriebenen Art das Kennzeichen aufweist, dass es die nachfolgenden Verfahrensschritte umfasst:
  • a) eine erste isotrope Verfolgung von Strahlen von dem genannten Ausgangspunkt, wobei die genannten Strahlen das echographische Bild teilweise oder völlig durchqueren zum Schaffen eines Histogramms von Graupegeln selektierter Punkte, die regelmäßig längs der genannten Strahlen verteilt sind,
  • b) Durchführung eines Bildverarbeitungsalgorithmus, der auf das genannte Histogramm angewandt wird, zum Klassifizieren der Graupegel der selektierten Punkte in wenigstens zwei Klassen CL&sub1;, CL&sub2;, ..., wobei zwei nebeneinander liegende Klassen durch Schwellen T&sub1;, T&sub2;, ..., ausgedrückt in Graupegel, voneinander getrennt sind, wobei eine der Klassen CL&sub1;, begrenzt durch die niedrigere Schwelle Ti-1, repräsentativ ist für Wände von Blutgefäßen in dem genannten Bild;
  • c) eine zweite Verfolgung von Strählen von dem genannten Ausgangspunkt, wobei während dieser Verfolgung der Graupegel jedes Punktes jedes Strahles mit der Schwelle Ti-1 verglichen wird und jeder Strahl auf den ersten begegneten Endpunkt P1 eingeschränkt wird, dessen Graupegel gleich Ti-1 oder höher ist, was zu einer Darstellung des genannten Blutgefäßes in Form einer ersten örtlichen Markierung führt, die aus dreieckigen Sektoren zusammengesetzt ist, die einen Startpunkt innerhalb der genannten ersten örtlichen Markierung gemeinsam haben,
  • d) Determinierung der Neigung einer Regressionslinie der genannten ersten örtlichen Markierung durch Anwendung eines linearen Regressionsverfahrens auf die N Pixel, mit den Koordinaten x(n) und y(n) der genannten ersten örtlichen Markierung als:
  • wobei
  • (S) bedeutet
  • e) und Berechnung des Doppler-Winkels als:
  • DA = Arc tg (a).
  • Wie dies oft der Fall ist, kann ein echographisches Bild die Spur mehrerer Gefäße enthalten. Deswegen soll der Radiologe, der den Winkel messen möchte, zunächst das betreffende Gefäß ermitteln, beispielsweise mit Hilfe der Maus einer Arbeitsstation am Schirm, an dem das echographische Bild wiedergegeben werden soll. Der genannte Ausgangspunkt kann auf diese Weise angegeben werden, wonach das Verfahren zur Messung des Doppler-Winkels nach der vorliegenden Erfindung automatisch auf genaue und sehr schnelle Weise durchgeführt wird.
  • Eine interessante Version der vorliegenden Erfindung weist das Kennzeichen auf, dass das oben beschriebene Verfahren den zusätzlichen Schritt der Nachprüfung aufweist, der besteht aus der Nachprüfung des Wertes des Doppler-Winkels DA nur für einen Korrelationskoeffizienten r der Pixel der genannten ersten örtlichen Markierung, der eine Schwelle Rm des vorbestimmten Wertes zwischen 0 und 1 übersteigt, wobei:
  • Der für Rm gewählte Wert ist vorzugsweise größer als 0,5, wodurch ein minimales Qualitätskriterium an die durchgeführte Winkelmessung gestellt wird.
  • Zur Berechnung der Neigung a entsprechend dem Ausdruck (1) und des Koeffizienten r entsprechend dem Ausdruck (2) ist es in einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung besonders interessant die Berechnung der betreffenden Terme in den Ausdrücken (1) und (2) für jeden dreieckigen Sektor, geformt durch zwei Strahlen, deren Enden die Koordinaten x(m), y(xm) und x(M), y(xM) haben (wobei XM ≥ xm ist), und zwar auf Basis der nachfolgenden analytischen Formel:
  • wobei der Funktion f(x,y) die nachfolgenden Werte gegeben worden sind: 1; x; xy; xx; yy, und wobei den Koeffizienten a&sub0;, a&sub1;, a&sub2;, b&sub2;, a&sub3;, b&sub3;; benutzt für die Abschlüsse Sätze von Werten gegeben wird, die nur abhängig sind von den Koordinaten der genannten Endpunkte von zwei Strahlen, mit 6 Sätzen möglicher Werte assoziiert mit 6 betreffenden verschiedenen Klassen verschiedener dreieckiger Sektoren.
  • Es sei bemerkt, dass bei dem oben genannten Verfahren die automatische Messung in dem Schritt d) zum Ermitteln der Neigung a, die repräsentativ ist für die Neigung der Achse des genannten Blutgefäßes, erhalten wird als:
  • wobei a die Neigung der Trägheitsachse der genannten ersten örtlichen Markierung ist.
  • Eine andere Version kann auch bedacht werden für den zusätzlichen Schritt zur Nachprüfung des Wertes des Doppler-Winkels DA, der mit Hilfe des Verfahrens nach der vorliegenden Erfindung automatisch gemessen wird. Diese zusätzliche Nachprüfungsschritt besteht beispielsweise aus der Nachprüfung des Wertes des Doppler-Winkels DA, nur dann, wenn die Symmetrie der genannten örtlichen Markierung in Bezug auf die Regressionslinie (oder der Trägheitsachse)als ausreichend betrachtet wird, wobei die genannte Symmetrie aus der Berechnung des zentrierten Momentes dritter Ordnung, d. h. sk(f) deduziert wird:
  • wobei
  • mx = (S)y(n)x(n)/(S)y(n)
  • und f die nachfolgende Funktion ist:
  • y(n) = f(x(n)), wobei n innerhalb [1, ..., N] liegt,
  • wobei das zentrierte Moment dritter Ordnung für zwei Kurven berechnet wird, die repräsentativ sind für die Funktion f:
  • - sk1 für die Kurve, gebildet durch die Extremitäten der Strahlen der genannten örtlichen Markierung, die über der Regressionslinie (oder der Trägheitsachse) liegen, wobei diese Linie als Achse der Abszissen (y > o) genommen wird,
  • - sk2 für die Kurve, gebildet durch die Extremitäten der Strahlen, die unterhalb der genannten Linie liegen (y < o), wobei die Werte von sk1 und sk2 nachher miteinander verglichen werden.
  • Zum Durchführen des Vergleichs wird gestartet von der Markierung der Achse aus, bestimmt durch die oben definierte Neigung a, und werden zunächst sk1 und sk2 wie oben angegeben berechnet. Daraufhin werden die nachfolgenden Tests aufeinander folgend durchgeführt, damit der Zuverlässigkeitskoeffizient erhalten wird:
  • 1 - wenn der Absolutwert von sk1 und der AbsohXtwert von sk2 kleiner sind als 1, ist die Markierung wahrscheinlich symmetrisch:
  • - Zuverlässigkeit = 100%
  • 2 - wenn nicht, wenn sk1 und sk2 dasselbe Vorzeichen haben (vergleichbare Dissymetrie der zwei Kurven), wird die nachfolgende Schätzung gemacht:
  • - Zuverlässigkeit = 100,0·(1 - sk1 - sk2 / sk1 + sk2 )%
  • 3 - wenn nicht, so ist die Markierung gegenüber der Achse nicht symmetrisch genug:
  • - Zuverlässigkeit = 0%.
  • Um zu gewährleisten, dass die automatische Messung des Doppler-Winkels einwandfrei ist, soll der Radiologe den Ausgangspunkt innerhalb des Gefäßes, für das der Doppler-Winkel gemessen werden soll, selektieren und sogar, wenn dieser sich darin befinder, kann es dennoch passieren, dass der gewählte Ausgangspunkt sehr nahe an der Wand des Gefäßes liegt; dies ist nicht eine optimale Situation. Eine andere bevorzugte Version nach der vorliegenden Erfindung, die eine weitere Verbesserung der Messung des Doppler- Winkels ermöglicht, weist das Kennzeichen auf, dass dieses Verfahren einen zusätzlichen Schritt der Positionierung umfasst, der besteht aus der Berechnung des Schwerpunktes G der genannten ersten örtlichen Markierung, wobei der genannte Schwerpunkt G dann als der neue Ausgangspunkt gewählt wird, der zur optimalen Determinierung des Doppler- Winkels DA durch das Verfahren zur Messung wie in den obenstehenden Abschnitten definiert, optimiert worden ist. Dieser Vorgang, der daraus besteht, dass der Ausgangspunkt zu einer neuen Ausgangsstelle verschoben wird, die durch den Schwerpunkt der vorher erhaltenen örtlichen Markierung gebildet wird, kann auf vorteilhafte Weise mehrere Male wiederholt werden.
  • Zum Durchführen des Verfahrens nach der vorliegenden Erfindung wird vorgeschlagen, eine Einrichtung zu verwenden (vorzugsweise eine Sonderzweck- Arbeitsstation), welche die nachfolgenden Elemente umfasst.
  • - einen Speicher zum Speichern der Graupegelwerte des echographischen Bildes in Form einer Matrix von Pixelpegeln,
  • - einen Schirm, der das echographische Bild in Form einer zweidimensionalen Matrix von Pixeln wiedergibt,
  • - Zeigermittel für das genannte Ausgangspixel in dem Bild, und
  • - Berechnungsmittel, die auf den genannten Speicher und auf den genannten Ausgangspunkt zugreifen können, wobei die genannten Berechnungsmittel speziell programmiert sind zum Durchführen der Algorithmen und der Berechnungen, die erforderlich sind zum Durchführen des Verfahrens.
  • Die automatische und genaue Lieferung des Doppler-Winkels, wie dies durch die Möglichkeiten der vorliegenden Erfindung geboten wird, ermöglicht die Interpretation der gegebenen Information von Ultraschall-Ursprung am Schirm der achographischen Einrichtung, oder an dem Schirm einer damit verbundenen Arbeitsstation, und macht es für den Benutzer mehr interaktiv.
  • Alle zur Zeit verfügbaren Ultraschall-Echographiesysteme benutzen die Messung der Geschwindigkeit eines Blutstromes mit Hilfe ein und derselben Technik, die auf dem Doppler-Effekt basiert. Die Unterschiede zwischen den Systemen treten auf dem Pegel der Implantierung auf, wofür es zwei Techniken gibt: die sog. "frequentielle" Annäherung des herkömmlichen Dopplers und die "thermische" Annäherung, entwickelt besonders bei Philips; in Dieser Hinsicht sei verwiesen auf das Europäische Patent Nr. 0 225 667 (PHF 85/593).
  • In allen praktischen Fällen werden Ultraschallimpulse in das zu analysierende Medium injiziert, das wahrscheinlich ein Blutgefäß enthält, und zwar mit einer Periode T (PRF = Pulse Repetition Frequency) und wobei das Ultraschallsignal, in Reaktion auf jeden Impuls von dem Medium zurückgeführt wird, durch den Echographen (Leitungen RF) aufgezeichnet wird. Jeder Abtastwert der Leitungen RRF stellt auf diese Weise das Reflexionsvermögen des Mediums auf einer bestimmten Tiefe z dar oder entspricht einer bestimtten Flugzeit t für den Impuls. Es sei bemerkt, dass das zurückgekehrte Signal von dem Taster zu der Streuungsmitte und zurück gelaufen ist; wenn c die Geschwindigkeit des Schalles in dem analysierten Medium ist, dann ist:
  • - z = ct/2.
  • In einem Fenster, das auf einer bestimmten Tiefe auf einer Linie RF (beispielsweise in einem Blutgefäß) liegt, entspricht die Signalscheibe einer "Signatur", die zu der aktuellen räumlichen Verteilung der Streumitte (Blutzellen) in dem Interaktionsvolumen (Auflösungszelle) gehört zwischen dem analysierten Medium und dem Ultraschallstrahl. Diese Signatur gehört zu einer speziellen Disposition von Streumittel in der Auflösungszelle, weil es das Ergebnis von Interferenz zwischen allen sekundären Quellen ist, die diese Streumittel bilden (Flecken); statistisch gesagt ist es quasi einzigartig.
  • Folglich wird, wenn die PRF niedrig genug ist, so dass die Streumittel keine Zeit haben ihre spezielle Disposition zwischen zwei aufeinanderfolgenden Rückkopplungsfilter-Linienanträgen wesentlich zu ändern, eine gleiche Gruppe von Streumitten ähnlicher Signaturen von der einen Linie zu der anderen zu drücken, und ihre Verschiebungen in der Tiefenrichtung können detektiert und im Laufe der Zeit verfolgt werden. Es ist während dieser Phase der Befolgung auf einer bestimmten Tiefe, dass die zeitliche Technik (auch als Colour Velocity Imaging oder CVI bezeichnet) und die frequentielle (oder Doppler) Technik voneinander verschieden sind: Die Doppler-Technik markiert die Verschiebung einer Signatur beim Analysieren der Evolution der örtlichen Frequenz aufeinander folgender Zeilen RF, während die CVI-Technik unmittelbar das zeitliche Signal der Linien RF analysiert.
  • Die Verschiebung einer bestimmten Signatur zwischen zwei aufeinander folgenden Zeilen ermöglicht die Geschwindigkeit v der Gruppe assoziierter Streumittel zur Hilfe zu ziehen, und zwar über die Zeitverschiebung dt, geschätzt durch die CVI (dt = 2vT/c) oder die Dephasierung, geschätzt durch die Doppler-Technik (df = 2&pi;f dt, wobei f die Ultraschallfrequenz des Impulses ist). Auf diese Weise sind diese zwei Methoden in Theorie gleichwertig.
  • Wenn der durch die Achse des Ultraschallstrahles und der Richtung des Flusses der Streumitten eingeschlossene Winkel DA als Doppelr-Winkel bezeichnet wird, wird die geschwindigkeit der Gruppe der betreffenden Streumitten, beobachtet auf der Fortpflanzungsachse der Impulse, die Projektion v cos(DA) der wirklichen Geschwindigkeit sein, wobei es durchaus möglich ist, daraus den nachfolgenden Ausdruck herzuleiten:
  • V = cdt/(2T cos(DA)).
  • Folglich bildet der Doppler-Winkel einen grundsätzlichen Parameter für die Schätzung der Geschwindigkeit eines Blutstroms in einem Ultraschall-Echographen, ungeachtet des für diese Schätzung angewandten Verfahrens.
  • Zur Zeit gibt es vier Haupttypen von Applikationen (hier als A, B, C und D bezeichnet) die das Codieren oder die Verwendung der Geschwindigkeitsinformation eines Blutstroms ermöglichen, und zwar auf eine Art und Weise, die zur Anwendung in dem medizinischen Bereich geeignet ist:
  • A die Darstellung der Geschwindigkeitsinformation in Form eines Bildes oder einer Farbgeschwindigkeitsabbildung,
  • B die Darstellung im Laufe der Evolutionszeit der Dynamik der Geschwindigkeiten oder eines Histogramms der Geschwindigkeitsverteilung (Doppler-Spektrum),
  • C die Bestimmung der Blutströmungsrate (Philips CVI-Q),
  • D die Extrahierung von Gefäßparametern, die mit der Untersuchung der Ausdehnung der Gefäße in Laufe des Herzzyklus zusammenhängen.
  • Die ersten drei dieser Techniken scheinen Funktionen zu sein, die mit der Messung des Doppler-Winkels zusammenhängen, und zwar mittels der Abhängigkeit der Geschwindigkeit dieses Parameters. Die Basisausdrücke zum Schätzen der Geschwindigkeit einer Gruppe von Streumitten auf Basis einer Zeitverschiebung dt (CVI) oder Frequenzverschiebung df (Doppler) bestätigen:
  • CVI: v = cdt/(2T cos(DA))
  • Doppler: v = cdf/(4&pi; fT cos(DA))
  • Die Technik D benutzt dazu eine Abhängigkeit von sin(DA).
  • Das Prinzip der farbgeschwindigkeitsabbildung (Applikation A)
  • Ein Echograph gibt durch Vorgabe ein Reflexionsbild in Graupegeln wieder, das durch eine Nebeneinandersetzung von Zeilen Rückkopplungsfilter gebildet wird, deren Umhüllende genommen worden ist, und die nebeneinander aufgezeichnet worden sind um die betreffende Zone zu bedecken (Mode B), Diese Zeilen beziehen sich nicht auf die Zeilen, die zum Schätzen der Geschwindigkeit benutzt werden. Eine Abbildung der Geschwindigkeitsverteilung wird gebildet durch Überlagerung eines dynamischen Bildes auf dem Bild des Reflexionsvermögens (im Laufe des Harzzyklus), dessen Farbskala der Skala der aktuellen Geschwindigkeiten entspricht, die entsprechend einer bestimmten Übereinstimmungsregel beobachtet wurden (Farbintensität proportional zu der Geschwindigkeit; Farbe und Funktion des Vorzeichens der Geschwindigkeit, ....).
  • In der Praxis werden zusätzliche Impulse (die als "Farben" bezeichnet werden, werden von dem Taster ausgestrahlt, und zwar während der herkömmlichen Bildabtastung und der obenstehende Verarbeitungsvorgang wird darauf angewandt, zum Detektieren von Verschiebungen in dem betreffenden Bildgebiet (das wahrscheinlich ein Blutgefäß enthält). Der Parameter dt (oder df) wird an allen Stellen der Zeilen RF geschätzt, wobei "Farben", die einem Pixel des betreffenden Gebietes entsprechen, und eine Farbe dem genannten Pixel in dem dynamischen Bereich auf einfache Weise dadurch zugeordnet wird, dass die Geschwindigkeit-Farbe-Übereinstimmungsregel angewandt wird (oder auf gleiche Weise dt-Farbe oder df-Farbe).
  • Unter diesen Umständen umfasst eine Version des Verfahrens nach der vorliegenden Erfindung, angepasst an CVI (zeitlich oder frequenziell) einen zusätzlichen Schritt, der aus der automatischen Korrektur der genannten Geschwindigkeitsskala besteht, um zu gewährleisten, dass er die Dynamik der längs der Achse des genannten Blutgefäßes beobachteten Geschwindigkeiten enthält, durch automatische Wiedergabe der maximalen positiven und negativen Werte dieser Geschwindigkeiten an den zwei Extremitäten der genannten Skala.
  • Prinz des Geschwindi~keitsverteilunsghistogramms (Applikation B)
  • Ein echographisches Bild (Graupegel oder Farbe) entspricht der Emission von Impulsen, die gegenüber einander räumlich verschoben sind um die betreffende Zone des Mediums abzutasten. Eine Alternative besteht aus der Injektion der aufeinander folgenden Impulse an derselben Stelle des Mediums, so dass die Evolution der Zeilen RF im Laufe der Zeit (Mode M) beobachtet werden kann. Wenn "Farb"-Anregungen in dieser Emission gemischt werden und auf dieselbe Art und Weise wie oben beschrieben verarbeitet werden oder die Schätzung des Parameters dt (oder df) an den Stellen des Blutstroms kann die Evolution der Geschwindigkeitsverteilung im Laufe der Zeit in dem betreffenden Segment des Gefäßes beobachtet werden.
  • Die Darstellung der Evolution hat die Form eines Histogramms, das die Dynamik der Geschwindigkeiten als eine Funktion der Zeit darstellt (entweder dt oder df als eine Funktion der Zeit). Das betreffende Histogramm, das einem wahren Spektrum entspricht, wenn es von der Frequenzanalyse errührt, wird als Doppler-Spektrum bezeichnet. Das Prinzip der Komposition ist sehr einfach: die Extremitäten der Dynamik des an den entsprechenden Farbzeilen beobachteten Parameters werden zu einem Zeitpunkt t betrachtet, bevor sie dargestellt werden, und es wird dt nun < dt < dt max erhalten. Deswegen wird, wenn der Wert des Doppler-Winkels DA bekannt ist, die füir diesen Zeitpunkt t wiederzugebende Geschwindigkeitsdynamik hergeleitet:
  • Cdtmin/(2T cos (DA)) < v < cdtmax/(2T cos (DA)).
  • Auf diese Weise wird die Geschwindigkeitsdynamik dadurch dargestellt, dass eine vertikale Linie auf die Abszisse t des Histogramms aufgetragen wird, begrenzt und gesteuert durch die beobachteten extremen Geschwindigkeitswerte.
  • Unter diesen Umständen umfasst eine interessante Version des Verfahrens zur automatischen Messung nach der vorliegenden Erfindung geschaffen, wobei die Evolution der Geschwindigkeitsverteilung im Laufe der Zeit in dem betreffenden Segment des Gefäßes in der M Mode dargestellt, und zwar an einem Schirm, vorgesehen zu diesem Zweck, in Form eines Histogramms, das die Dynamik der Geschwindigkeiten als eine Funktion der Zeit, bezeichnet als Doppler-Spektrum, einen zusätzlichen Schritt, der besteht aus der automatischen Korrektur der Skala der Geschwindigkeiten, dargestellt in dem genannten Doppler-Spektrum, um zu gewährleisten, dass es die Dynamik der längs der Achse des genannten Blutgefäßes beobachteten Geschwindigkeiten enthält.
  • Es sei bemerkt, dass es für alle beabsichtigten Applikationen der vorliegenden Erfindung vorteilhaft ist, wenn der automatisch gemessene Wert des Doppler-Winkels DA in einem Feld des Schirms mit den echographischen Daten automatisch wiedergegeben wird.
  • Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und werden im vorliegenden Fall näher beschrieben. Es zeigen:
  • Fig. 1 das Diagramm eines Arbeitsplatzrechners, speziell vorgesehen zum Durchführen der vorliegenden Erfindung,
  • Fig. 2 ein echographisches Bild, in dem ein Ausgangspunkt selektiert wird,
  • Fig. 3 eine Darstellung der erstes Spur von Strahlen, herrührend von dem Ausgangspunkt,
  • Fig. 4 eine Darstellung der zweiten Spur von Strahlen, welche die erste örtliche Markierung erzeugen,
  • Fig. 5 eine Darstellung der Regressionslinie, hergeleitet von der ersten örtlichen Markierung,
  • Fig. 6 ein Organigramm, das die Durchführung des ganzen Verfahrens nach der vorliegenden Erfindung zeigt,
  • Fig. 7 eine Darstellung mehrerer möglicher Formen dreieckiger Sektoren der örtlichen Markierung.
  • Der Deutlichkeit halber ist der Kontrast in den Fig. 2, 3, 4 und 5 umgekehrt.
  • Der in Fig. 1 dargestellte Arbeitsplatzrechner umfasst auf bekannt Weise einen Mikroprozessor 1, der mit einem Speicher 4 verbunden ist, und zwar über einen bidirektionellen Datenbus 2 und einen Adressenbus 3, und er umfasst zwei Peripheriegeräte, die durch einen Monitor 5 zur Wiedergabe in dem Speicher 4 gespeicherter Daten an einem Schirm 6, und durch eine Maus 7 gebildet werden, welche die Markierung und Zeichnung von Punkten am Schirm 6 ermöglicht. Wenn ein echographisches Bild 8, dessen Daten in dem Speicher 4 gespeichert sind, in Form von Pixeln, repräsentativ für Graupegel, an dem Schirm 6 wiedergegeben wird, trifft ein Radiologe auf das übliche Problem der Ermittlung der Orientierung von Spuren, wie 9, die von bestimmten Blutgefäßen in dem Bild herrühren, dessen echographische Anregungsrichtung durch den Vektor 10 dargestellt wird, Deswegen wird normalerweise ein kleiner Abschnitt einer geraden Linie, die etwa entsprechend dem geschätzten größten Durchmesser der betreffenden Spur orientiert ist, der betreffenden Spur mit Hilfe der Maus überlagert. Der gesuchte Winkel, wobei es sich um den sog. Doppler-Winkel handelt, der mit Hilfe des Prozessors 1 berechnet werden kann, ist dann der Winkel, der durch den genannten kleinen Linienabschnitt der (nicht dargestellten) Linie gegenüber der Vertikalen (in Fig. 1), die identisch ist mit der Richtung der echographischen Anregung (Vektor 10) eingeschlossen wird. Dieses Verfahren ist zeitraubend, kompliziert und nicht sehr genau. Zum Verbessern dieser Situation ist der Mikroprozessor 1 vorgesehen zum Berechnen des genannten Doppler-Winkels auf eine schnelle und genaue Art und Weise, und zwar auf Basis der Zuordnung eines einzigen Punktes, der als Ausgangspunkt bezeichnet wird, in einer Spur des durch den Benutzer (den Radiologen, den Operator) gewählten Blutgefäßes. Dazu umfasst ein Sonderzweck-Prozessor 11, der den Prozessor 1 enthält, ebenfalls Rechenmittel 12, erforderlich zum Durchführen der vorliegenden Erfindung, wie nachstehend noch näher beschrieben wird, in vielen Sektionen, die nacheinander das Prinzip des Verfahrens und dessen Durchführungseinzelheiten beschreiben, und in einem Anhang, der die gegebenen Berechnungen detailliert spezifiziert.
  • Im Allgemeinen umfasst das Verfahren zwei Schritte: Segmentierung der örtlichen Spur 9 des Gefäßes in dem Bild. 8 und lineare Regression über die gesamten resultierenden Punkte, was als örtliche Markierung bezeichnet wird, damit die Richtung der Achse ermittelt wird.
  • Ein echographisches Bild kann die Spuren mehrerer Gefäße enthalten, die für einen Radiologen von Bedeutung sein können, so dass es für den Operator notwendig ist, das betreffende Gefäß in dem Bild anzugeben bevor eine andere Behandlung durchgeführt werden kann, mit Hilfe der Maus des Systems, wie in Fig. 2 dargestellt, wobei der Ausgangspunkt Programminformation innerhalb der örtlichen Spur 9 eines Blutgefäßes selektiert wird.
  • Daraufhin wird zum Kennzeichnen der Ausrichtung gegenüber der Form des gewählten Gefäßes zunächst die örtliche Markierung von dem umgebenden Graupegel in dem Bild extrahiert. Diese Segmentierung des Gefäßes ist in Wirklichkeit die Detektion der Wände des Gefäßes um den von dem Benutzer (Arzt) angegebenen Ausgangspunkt herum.
  • Deswegen muss der Benutzer den Anzeigevorgang in einem einheitlichen dunklen Teil des Gefäßes durchführen und es ist ebenfalls notwendig, dass ein Schwellenwert verfügbar ist (der als Ti-1 bezeichnet wird), der die Pegel des Reflexionsvermögens der Wand 11 bis und die Pegel des Reflexionsvermögens des Blutes (Spur 9) voneinander trennt, wodurch auf diese Weise dem Operator eine bestimmte Marge gegeben wird um kleine Gewebeteile, die kaum sichtbar sind und die innerhalb des Gefäßes vorhanden sein könnten, zu vermeiden.
  • Zur Ermittlung eines derartigen Schwellenwertes, wird vorzugsweise Gebrauch gemacht von einem herkömmlichen Algorithmus, der in der Arbeit: "Traitement nume'rique des images" von MURAT KUNT, "Collection Technique et Scientifique des Te'le'communications Presses Polytechnique et Universitaires Romanes" als ISODATA bezeichnet wird.
  • Diesem Algorithmus liegt ein Histogramm von Graupegeln von Pixeln zugrunde, das wenigstens zwei Klassen umfasst. Vorzugsweise wird ein Histogramm mit drei Klassen gewählt: CL&sub1; = VESSEL (geringes Reflexionsvermögen), Cl&sub2; = INTERMEDIATE und Cl&sub3; = WALL (hohes Reflexionsvermögen). Der Schwellenwert T&sub2;, der zwischen der Klasse INTERMEDIATE und der Klasse WALL liegt, wird verwendet um die erwünschte zuverlässige Wanddetektion zu erzielen.
  • Die Schwellen ermöglichen eine Ermittlung, ob der Startpunkt auf geeignete Weise zu der Klasse VESSEL gehört; dies kann den Operator dazu bringen, aufs Neue zu starten, wenn die Ausgangsstelle fehlerhaft ist, wodurch auf diese Weise eine nachträgliche Nachprüfung des Ausgangspunktes gebildet wird.
  • Für eine möglichst schnelle Operation wird ein teilweises Histogramm benutzt, das ein Strahlzeichensystem benutzt: ausgehend von dem Ausgangspunkt Programminformation werden eine vorbestimmte Anzahl radialer Strahlen, die winkelmäßig auf isotrope Weise verteilt sind, in dem Bild gezeichnet, bis der Rand erreicht ist und nur die Pixel, denen man längs des Strahles begegnet, sich an der Bildung des Histogramms beteiligen. Das Strahlzeichenverfahren ist in Fig. 3 dargestellt.
  • Wenn der ISODATA-Algorithmus den erforderlichen Schwellenwert (Ti-1) erzeugt hat, wird dasselbe Strahlzeichenverfahren angewandt, wie oben beschrieben, und zwar zum Finden des ersten Pixels P1, das sich auf eine Wand längs jedes Strahles bezieht (es wird gewährleistet, dass innerhalb des Gefäßes ein Start gemacht wird, und zwar wegen einer vorhergehenden Intervention durch den Benutzer): Fortpflanzung längs jedes Strahles endet, sobald der Graupegelwert des augenblicklichen Pixels den Schwellenwert Ti-1 übersteigt (das Reflexionsvermögen der Wand übersteigt das des Blutes). Wenn es passiert, dass ein Rand des Bildes die Markierung des Gefäßes unterbricht, bildet das geschätzte Ende des Gefäßes in dieser Richtung nicht eine richtige Wand, sondern die Pixel zwischen zwei winkelmäßig nebeneinander liegender Strahlen bilden dennoch einen Bruchteil der örtlichen Markierung des Gefäßes. Dieser letztere Schritt schafft, dass das Abtasten von Segmenten, welche die Grenzen des Gefäßes in dem Bild bilden, indem die Extremitäten jedes Paares aufeinander folgender Strahlen zusammengefügt werden, dass eine Darstellung des Gefäßes erhalten wird, die aus dreieckigen Sektoren 12 bis gebildet wird, wie in Fig. 4 dargestellt.
  • Diese Sektoren werden gekennzeichnet durch die Koordinaten deren externen Scheitelpunkte P1j, P1j+1, wobei der dritte Punkt der gemeinsame Ursprung Pi ist. Für jeden Sektor werden sechs analytische Formeln auf die Koordinaten der zwei externen Scheitelpunkte angewandt zum Liefern der örtlichen Information, erforderlich zum Ermöglichen einer linearen Regression, die an der ganzen örtlichen Markierung des Gefäßes durchgeführt wird.
  • Der Wert des Doppler-Winkels DA (Fig. 5) wird auf diese Weise unmittelbar aus der Neigung a der Regressionslinie 13 hergeleitet, der Richtung der Achse der Ultraschall-Übertragung (oder die Erregungsachse), die bekannt ist (Vektor 10), und zum Schluss einem Korrelationskoeffizienten r, der parallel berechnet werden kann und eine Andeutung in Bezug auf die Relevanz des erhaltenen Ergebnisses liefert.
  • Die Durchführung des ganzen Prozesses ist in dem Organigramm nach Fig. 6 dargestellt.
  • Während des ersten Schrittes, bei 15, werden die Koordinaten des Ausgangspunktes (oder des Pixels) Pi in dem Speicher 4 gespeichert (siehe Fig. 1). Bei 16 wird die erste Strahlzeichnung durchgeführt, ausgehend von dem Ausgangspunkt. Bei 17 wird die Schwelle Ti-1 auf Basis des Histogramms selektierter Punkte ermittelt. Bei 18 ermöglicht eine, zweite Strahlzeichnung, assoziiert mit der Schwelle Ti-1 die Bildung der ersten Markierung, die durch zusammengesetzte dreieckige Sektoren 12 gebildet werden. Bei 19 werden die Berechnungen und die Akkumulationen für die Sektoren durchgeführt. Bei 20 werden die während des vorhergehenden Schrittes erhaltenen Ergebnisse für den linearen Regressionsschritt verwendet (Berechnung von a und von r) und zum Schluss wird das Ergebnis, d. h. der Winkel DA, während des Schrittes 21 erhalten.
  • Das Nachfolgende ist ein Beispiel der Durchführung des vorgeschriebenen Prozesses. Es sei zunächst bemerkt, dass der betreffende Prozess denselben Abtastschritt auf der horizontalen sowie der vertikalen Achse erfordert; deswegen muss er auf Bilder angewandt werden, die einem digitalen Abtastumwandlungsvorgang (DSC) ausgesetzt worden sind. Da DSC eine erste Notwendigkeit der Behandlung ist, können die Bilder von jedem Typ des Wandlernetzwerkes angefordert werden. Im Wesentlichen ist das als Basis verwendete Bild das Bild des Reflexionsvermögens in Graupegeln, das üblicherweise an dem Schirm des Systems (des Arbeitsrechners) wiedergegeben wird.
  • STRAHLZEICHNUNG UND BILDUNG DES HISTOGRAMMS
  • Zunächst führt der Operator einen Anzeigevorgang in dem Bild durch Bezeichnung einer Stelle in dem Gefäß durch. Der Strahlzeichenvorgang besteht auf diese Weise aus der rekursiven Addierung (durch einfache Programmierung, was dem Fachmann einleuchten dürfte) von Paaren von Verschiebungen in x und in y (wobei jedes Paar einen Strahl kennzeichnet) zu den Koordinaten dieser Stelle, bis der Rand des Bildes erreicht ist. Für jede zwischen liegende Position wird ein Pixel des Bildes längs eines linearen Strahles adressiert (siehe Fig. 3).
  • Es stellt sich heraus, dass je größer die Anzahl Strahlen, desto besser wird die Abtastung des Gebietes des Gefäßes sein. In der Praxis wurde gefunden, dass wenn weniger als 32 Strahlen genommen werden, dies manchmal zu wenig sein könnte, während die Wahl von 32 Strahlen mit den experimentell erhaltenen Daten immer gute Ergebnisse gegeben hat. Deswegen wird vorgeschlagen vorzugsweise 32 Strahlen zu benutzen.
  • Wenn die Anzahl Graupegel in dem Bild als NGL bezeichnet wird, liefert dieser Verarbeitungsschritt einen Satz von NGL ganze Zahlen, wobei jeder Wert derselben, der durch q indiziert wird (q = 0, 1, ..., NGL), ist um 1 inkrementiert worden, unde zwar für jedes Pixel eines durch q indizierten Wertes längs des Laufes der Strahlen.
  • ISODATA MISCHALGORITHMUS
  • Dieser Algorithmus versucht Schwellenwerte zu ermitteln zum Klassifizieren der Pixel des in nc Gruppen segmentierten Bildes, wobei diese Gruppen eine physikalische Signifikanz gegenüber dem Inhalt des Bildes haben.
  • In diesem Fall 3 (nc = 3) werden Klassen (VESSEL, INTERMEDIATE, WALL) gewählt, deren Verhalten (das Reflexionsvermögen) durchaus bekannt ist, und der Schwellenwert T&sub2; zwischen den Klassen INTERMEDIATE und WALL erforderlich ist. Dieser Gruppierungsalgorithmus liefert eine gesamte Segmentierung des Bildes durch Ermittlung von Schwellenwerten, hergeleitet von dem Histogramm der Graupegel des Bildes, das, dazu nicht abhängig ist (wenigstens nicht in erster Ordnung) von der Stelle des zu segmentierenden Gegenstandes. Dieser Algorithmus macht es nur erforderlich, dass eine Ausgangswahl gemacht wird des Wertes des mittleren Graupegels für jede Klasse und eine wiederholte Aktualisierung dieser Werte wird durch die Zuführung von Schwellenwerten zwischen Klassen beendet.
  • Erster Initialisierungsschritt:
  • Es wird vorausgesetzt, dass h(j) die wahrscheinliche Dichte des Graupegelwertes j in dem ursprünglichen Bild ist.
  • Es wird vorausgesetzt, dass [min. max] das kleinste Graupegelwertintervall ist, das die Werte von h(j) umfasst, die nicht Null sind.
  • Es wird vorausgesetzt, dass m&sub1;, i&epsi;{1, ..., nc} der mittlere Ausgangswert für alle Klassen ist. Diese Ausgangsschätzung kann dadurch durchgeführt werden, dass die Achse der Graupegel in nc äquidistante Intervalle aufgeteilt und der rechnerische MittelWert über jedes Intervall berechnet wird, als wäre die wahrscheinliche Dichte zwischen min und max eingeitlich.
  • Zweiter Schritt:
  • Die (nc-1) Schwellenwerte Ti werden durch Benutzung der nachfolgenden Beziehung geschätzt (wobei [x] den ganzzahligen Teil von x darstellt):
  • Ti = [(mi_mi+1)/2], i &epsi;{1, ..., nc-1}
  • Alle Pixel, deren Graupegelwerte in dem nachfolgenden Intervall liegen:
  • Ai = [Ti-1, Ti], i &epsi;{1, ..., nc}
  • werden danach der Klasse i zugeordnet (wobei T&sub0; = min - 1 und Tn~ = max).
  • Dritter Schritt:
  • Die mittleren Werte der Klassen werden durch Benutzung der nachfolgenden Beziehung aktualisiert (wobei [x] den ganzzahligen Teil von x darstellt):
  • m = [ jh(j)]/[ h(j)], i {1, ..., nc}
  • Vierter und letzter (Wiederholungs)Schritt:
  • Wenn wenigstens einer der mi Weite während des dritten Schrittes modifiziert worden ist, ist es notwendig, zu dem zweiten Schritt zurückzukehren Weise eine Schleife gebildet wird, bis der Algorithmus konvergiert; wenn nicht, das werden die Endschwellenwerte erhalten. Dieser Verarbeitungsschritt erzeugt einen ganzzahligen Schwellenwert Ti-1, der in dem Bild das Blut von den Gefäßwänden trennt.
  • WANDDETEKTION UND DARSTELLUNG DES GEFÄSSES IN SEKTOREN
  • Wenn der gewünschte Schwellenwert Ti-j einmal erhalten worden ist, wird dasselbe Strahlzeichenverfahren durchgeführt, wie oben beschrieben, damit das Gebiet detektiert wird, in dem die Wand des Gefäßes anfängt, einfach längs jedes abgetasteten Strahles, durch einen Vergleich der Werte von Pixeln längs eines Strahles mit dem Schwellenwert. Die Koordinaten des letzten Pixels, die das Vorhandensein der Wand markieren, längs jedes Strahles, werden in dem Speicher (Speicher 4 in Fig. 1) gespeichert.
  • Auf diese Weise wird eine Abtastung der Grenzen der Wand des Gefäßes in dem Bild erhalten und dadurch, dass jedes Paar Strahlenenden, die winkelmäßig aufeinander folgen, zusammengefügt werden, wird eine Darstellung des Gefäßes erhalten, die aus dreieckigen radialen Sektoren zusammengesetzt ist (siehe Fig. 4).
  • Es wird nun vorausgesetzt, dass nr die Anzahl Strahlen ist. Dieser Verarbeitungsschritt erzeugt zwei Sätze von nr ganzen Zahlen, deren Werte, durch s indiziert, den Koordinaten des letzten Punktes des durch s indizierten Strahles, also Pls, entsprechen.
  • KENNZEICHNUNG DER DARSTELLUNG IN SEKTOREN
  • Das wirkliche Ziel der ganzen Operation ist, die, nachfolgenden zwei Parameter zu liefern:
  • - Die Neigung a der Regressionslinie, hergeleitet durch das herkömmliche Fehlerquadrat- Verfahren, wobei die Tangente des Doppler-Winkels DA geliefert wird (DA = Arc tg a):
  • wobei {x(n),y(n)}, n &epsi;{1, ..., N}, die Koordinaten der Pixel sind, die in der Darstellung des efäßes in dreickigen Sektoren enthalten sind, d. h. Pixel, die sich auf die örtliche Markierung beziehen.
  • - Der Korrelationskoeffizient r, dessen Absolutwert näher bei 1 liegen wird da die Darstellung in Sektoren näher bei einer Sammlung von Punkten liegt, die eine winkelmäßige Ausrichtung längs einer gegebenen Achse darstellen (0 &le; r &le; 1):
  • Aus einem praktischen Gesichtspunkt erfordert die Determinierung dieser zwei Werte (a und r) eine Messung und eine Akkumulation, über die ganze örtliche Markierung, von sechs verschiedenen Größen (sechs Termen), wobei ein Beitrag von den Koordinaten jedes darin enthaltenen Pixels hergeleitet wird:
  • N (gesamte Anzahl Pixel), sx = x(n), sy = y(n), 2
  • sxy = x(n)y(n), sy2 = y(n)y(n), sx2 = x(n).x(n). 3
  • Die Bündigkeit der Dekomposition der örtlichen Markierung des Gefäßes in dreieckige Sektoren wird hier gefunden: die Werte der obenstehenden Parameter, die alle Punkte in einem bestimmten Sektor kennzeichnen, können tatsächlich exklusiv von den Koordinaten der zwei externen Scheitelpunkte dieses Sektors hergeleitet werden. Dies bedeutet, dass die Kennzeichnung eines Sektors durch Anwendung von 6 analytischen Formeln auf 4 ganzzahlige Werte verwirklicht wird, wie nachher noch näher erläutert wird.
  • Es wird nun vorausgesetzt, dass [xm,y(xm)] und [xM,y(xM)] die Koordinaten der zwei externen Scheitelpunkte (Pli, Pli+1) sind, wobei xM &ge; xm ist, wobei der betreffende Sektor symmetrisch liegt in dem ersten trigoniometrischen Quadranten von oben und von rechts (durch Multiplikation der negativen Koordinaten mit -1 bis x > 0 und y > 0 ist). Es werden 6 Typen von verschiedenen möglichen Sektoren erhalten, die in dieser Konfiguration auf den ersten Quadranten begrenzt sind, in Abhängigkeit von den Werten und der relativen Reihenfolge der Koordinaten der externen Scheitelpunkae, wie in Fig. 7 dargestellt (siehe insbesondere Linie 76 in Fig. 7).
  • In dieser Fig. 7 können Klassen von Sektoren unterschieden werden, die alle möglichen Formen von Sektoren darstellen, wobei die genannten Klassen als 7 Linien dargestellt werden, die als 71, 72, 73, 74, 75, 76, 77 von oben nach unten bezeichnet sind, wobei die Linien 71, 72 und 73 zwei Sektorformen darstellen, die sich beide auf dieselbe betreffende Klasse beziehen. Diese Klassen werden wie folgt gekennzeichnet:
  • 71: y(xm) = y(xM)
  • 72: xm = xM
  • 73: xm = 0
  • 74: y(xM) = 0
  • 75: y(xm) = 0
  • 76: y(xm) > y(xM) x xm/xM
  • 77: y(m) < y(xM) x xm/xM.
  • Die Klassen der Linien 76 und 77, die durch Ungleichheiten in dem umgekehrten Sinn in Bezug auf denselben Ausdruck gekennzeichnet werden, können derart betrachtet werden als gehören sie von einem mathematischen Gesichtspunkt aus betrachtet, zu derselben Klasse.
  • Die oben genannten analytischen Formeln, die für die Berechnungen verwendet werden, sind:
  • wobei:
  • f(x,y) = 1 zum Herleiten der Pixel und zum Erhalten von N
  • f(x,y) = x zum Erhalten von sx
  • f(x,y) = y zum Erhalten von sy
  • f(x,y) = xy zum Erhalten von sxy
  • f(x,y) = xx zum Erhalten von sx2
  • f(x,y) = yy zum Erhalten von sy2
  • Die Integrationsgrenzen sind selbstverständlich abhängig von der Form des Sektors, wie in dem Anhang 1 angegeben (bezieht sich auf die Klassen nach Fig. 7), aber die ultimen zu berechnenden Ausdrücke zum Durchführen der Summierung für jeden Sektortyp sind sehr einfach und erfordern nicht einen wesentlichen Rechenaufwand, wie in dem Anhang 2 angegeben (in Bezug auf die Klassen nach Fig. 7).
  • Wenn jeder Sektor der Darstellung des Gefäßes bearbeitet worden ist, kann die wirkliche Regression durchgeführt werden.
  • LINEARE REGRESSION UND SCHÄTZUNG DER GÜLTIGKEIT DES ERGEBNISSES
  • Der Doppler-Winkel DA und das Zuverlässigkeitskriterium r werden unmittelbar aus 6 Werten erhalten, die am Ende des vorhergehenden Schrittes geliefert werden, nach Behandlung aller Sektoren:
  • und DA = Arc tg (a)
  • Andererseits:
  • Dieser Wert r ist ein Steuerparameter, der benutzt werden kann zum Bilden eines Zuverlässigkeitskriteriums für die Messung: wenn sein Wert größer ist als, beispielsweise 0,5, kann das Ergebnis als zuverlässig betrachtet werden; wenn nicht, so gibt es das Problem, das vermeidet, dass das System ein gültiges Ergebnis liefert (wobei insbesondere eine örtliche Markierung eine kreisrunde Form hat, und zwar wegen einer schlechten Positionierung der Schnittebene) und der Operator soll nach Korrektur noch einen Versuch machen müssen.
  • Das oben beschriebene Basis-Verfahren kann dadurch verfeinert werden, dass es auf aufeinander folgende Gebiete innerhalb des Gefäßes durch automatische Zentrierung angewandt wird.
  • Wenn einmal eine erste Darstellung in Sektoren des Gefäßes verwirklicht worden ist, ist es einfach, die Koordinaten des Schwerpunktes G zu berechnen (beispielsweise daduch, dass der Mittelwert der Abszissen und der Ordinaten der Pixel der ersten örtlichen Markierung genommen werden und, bei der Wahl dieses Punktes G als neuen Punkt, dadurch dass der ganze oben beschriebene Prozess wiederholt wird zum Ermitteln einer zweiten örtlichen Markierung, die optimiert worden ist und ebenfalls einen optimierten Doppler-Winkel). Diese Verbesserung des Verfahrens ermöglicht es, dass eine größere Marge genommen wird in Bezug auf die Wahl des Ausgangspunktes, so dass der Benutzer den Vorteil einer automatischen Zentrierung innerhalb des Gefäßes haben kann (so ist es beispielsweise möglich, unter Verwendung der Maus des Arbeitsrechners eine Stelle nahe bei einer Wand anzugeben, ohne dass dies bestraft wird), und die erhaltenen Ergebnisse werden zuverlässiger sein (Standardabweichung kleiner als 1º).
  • Es sei bemerkt, dass diese erste Wiederholung des ganzen Prozesses wiederholt werden kann, beispielsweise eine vorbestimmte Anzahl Male, wobei es sich um 20 mal handeln kann, oder bis Konvergenz an einer bestimmten Stelle erhalten worden ist. Diese letztere Stelle entspricht dem Schwerpunkt der ganzen Spur des Gefäßes in dem echographischen Bild und nicht nur dem der ersten örtlichen Markierung, hergeleitet von der Wahl des ersten Ausgangspunktes durch den Benutzer. Auf diese Weise bezieht sich das Verfahren nicht länger auf eine örtliche Messung, sondern bietet die beste Umgebung längs der ganzen Spur des Gefäßes um daraus den Wert des Doppler-Winkels herzuleiten.
  • ANHANG 1: Integrationsgrenzen für jede dreiecitige Sektorkonfiguration
  • Linie 1: a&sub0; = y(xm)/xM
  • y(xm) = y(xM) a&sub1; = y(xm)/xm
  • a&sub2; = Y(xm)/xM
  • b&sub2; = a&sub3; = 0
  • b&sub3; = y(xm)
  • Linie 2: a&sub0; = MIN[y(xm), y(xM)]/xm
  • xM = xm a&sub1; = MAX[Y(xm), y(xM)]/xm
  • a&sub2; = b&sub2; = a&sub3; = b&sub3; = 0
  • Linie 3: a&sub0; = a&sub1; = b&sub2; = 0
  • xm = 0 a&sub2; = y(xM)/xM
  • a&sub3; = [y(xM) - y(xm)]/xM
  • b&sub3; = y(xm)
  • Linie 4: a&sub0; = a&sub2; = b&sub2; = 0
  • y(xM) = 0 a&sub1; = y(xm)/xm
  • a&sub3; = -y(xm)/xM - xm
  • b&sub3; = y(xm) - a&sub3; · xm
  • Linie 5: a&sub0; = b&sub3; = 0
  • y(xm) = 0 a&sub1; = y(xM)/xM
  • a&sub2; = y(xM)/(xM - xm)
  • b&sub2; = -a&sub2; · xm
  • a&sub3; = y(xM)/xM
  • Linien 6 und 7: a&sub0; = y(xm)/xm oder y(xM)/xM
  • y(xm) a&sub1; = y(xM)/xM oder y(xm)/xm
  • < oder> = [y(sM) - y(xm)]/(xM - xm) oder y(xM)/xM
  • y(xM) · xm/xM b&sub2; = y(xm) - a&sub2; · xm oder 0
  • a&sub3; = y(xM)/xM oder [y(xM) - y(xm)]/(sM - xm)
  • b&sub3; = 0 oder y(xm) - a&sub3; · xm
  • ANHANG 2: zu berechnender Ausdruck (in dieser Tafel bedeutet s + = x: addiere x zu s)
  • Linie 1: sn += y(xm) · (xM - xm)/2
  • y(xm) = y(xM) sx += y(xm) · (xM) - xm) · (xM + xm)/6
  • sy += y(Xm)² · (xM) - xm)/3
  • sxy += y(xm)z · (xM - xm) · (xM + xm)/8
  • sx2 + = y(xm) · (xM³ - xm³)/12
  • sy2 += y(xm)³ · (xM - xm)/4
  • Linie 2: YMAX = MAX[y(xm), y(xM)]
  • xM = xm YMIN = MIN[Y(Xm), y(xM)]
  • sn += xm · (YMAX - YMIN)/2
  • sx += xm² · (YMAX - YMIN)/3
  • sy += xm · (YMAX - YMIN) · (YMAX + YMIN)/6
  • sxy += xm² · (YMAX - YMIN) · (YMAX + YMIN)/8
  • sx2 += xm³ · (YMAX - YMIN)/4
  • sy2 += xm · (YMAX³ - YMIN³)/12
  • Limie 3: sn += xM · y(xm)/2
  • xm = 0 sx += xM² · y(xm)/6
  • sy += xM · y(xm) · [Y(xM) + y(xm)]/6
  • sxy += xM² · y(xm) · [2 · y(xM) + y(Xm)]/24
  • sx2 += XM³ · y(xm)/12
  • sy2 += xM · y(xm) · [y(xM)² + y(xM) · y(xm) + y(xm)2]/12
  • Linie 4: sn += xM · y(xm)/2
  • y(xM) = 0 sx += xM · y(xm) · (xM + xm)/6
  • sy += xM · y(xm)2/6
  • sxy += xM · y(xm)² · (xM + 2 · xm)/24
  • sx2 += xM · y(xm) · (xM² + xM · xm + xm²)/12
  • sy2 + = xM · y(xm)³/12
  • Linie 5: sn += xm · y(xM)/2
  • y(xm) = 0 sx + = xm · y(xM) · (xM + xm)/6
  • sy + = xm · y(xM)²/6
  • sxy + = xm · y(xM)² · (2 · xM + xm)/24
  • sx2 + = xm · y(xM) · (xM + xM · xm + xm²)/12
  • sy2 + = xm x y(xM)³/12
  • Linien 6 und 7: sn + = [xm · y(xM) - xM · y(xm)]/2
  • y(xm) < sx += (xM + xm) · [xm · y(xM) - xM · y(xm)]/6
  • y(xM) · xm/xM sy += [y(xM) + y(xm)] · [xm · y(xM) - xM · y(xm)]/6
  • wenn y(xm) > y(xM) x xm/xM sxy += [xm · y(xM) - xM · y(xm)] · [2 · xM · y(xM) + xm · y(xM) + xM · y(xm) + 2 · xm · y(xm)]/24
  • jeden Ausdruck mit - 1 multiplizieren sx2+ = [xm · y(xM) - xM · y(xm)] · (xM2 + xM · xm + xm²)/12
  • sy2 + = [xm · y(xM) - xM · y(xm)] · [y(xM)² + y(xM) · (xm) + y(xm)²]/12

Claims (11)

1. Verfahren zur automatischen Messung des Doppler-Winkels DA, eingeschlossen durch die Richtung einer echographischen Anregung und die Achse eines Blutgefäßes in einem echographischen Graupegel-Ultraschallbild auf Basis vorhergehender Bezeichnung eines Ausgangspunktes, der in der Nähe der Achse des betreffenden Gefäßes liegt, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren die nachfolgenden Verfahrensschritte umfasst:
a) eine erste isotrope Verfolgung von Strahlen von dem genanntem Ausgangspunkt, wobei die genannten Strahlen das echographische Bild teilweise oder völlig durchqueren zum Schaffen eines Histogramms von Graupegeln selektierter Punkte, die regelmäßig längs der genannten Strahlen verteilt sind,
b) Durchführung eines Bildverarbeitungsalgorithmus, der auf das genannte Histogramm angewandt wird, zum Klassifizieren der Graupegel der selektierten Punkte in wenigstens zwei Klassen CL&sub1;, CL&sub2;, ..., wobei zwei nebeneinander liegende Klassen durch Schwellen T&sub1;, T&sub2;, ..., ausgedrückt in Graupegel, voneinander getrennt sind, wobei eine der Klassen CLi, begrenzt durch die niedrigere Schwelle Ti-1, repräsentativ ist für Wände von Blutgefäßen in dem genannten Bild,
c) eine zweite Verfolgung von Strahlen von dem genannten Ausgangspunkt, wobei während dieser Verfolgung der Graupegel jedes Punktes jedes Strahles mit der Schwelle Ti-1 verglichen wird und jeder Strahl auf den ersten begegneten Endpunkt P1 eingeschränkt wird, dessen Graupegel gleich Ti-1 oder höher ist, was zu einer Darstellung des genannten Blutgefäßes in Form einer ersten örtlichen Markierung führt, die aus dreieckigen Sektoren zusammengesetzt ist, die einen Startpunkt innerhalb der genannten ersten örtlichen Markierung gemeinsam haben,
d) Determinierung der Neigung einer Regressionslinie der genannten ersten örtlichen Markierung durch Anwendung eines linearen Regressionsverfahrens auf die N Pixel, mit den Koordinaten x(n) und y(n) der genannten ersten örtlichen Markierung als:
wobei
(S) bedeutet
e) und Berechnung des Doppler-Winkels als:
DA = Arc tg (a).
2. Verfahren zur automatischen Messung nach Anspruch 1, wobei der Schritt
d) zur Determinierung der Neigung a, die repräsentativ ist für die Neigung der Achse des genannten Blutgefäßes, erhalten wird als:
wobei a die Neigung der Trägheitsachse der genannten ersten örtlichen Markierung ist.
3. Verfahren zur automatischen Messung nach Anspruch 1 oder 2, mit dem zusätzlichen Schritt der Nachprüfung, der besteht aus der Nachprüfung des Wertes des Doppler-Winkels DA nur für einen Korrelationskoeffizienten r der Pixel der genannten ersten örtlichen Markierung, der eine Schwelle Rm des vorbestimmten Wertes zwischen 0 und 1 übersteigt, wobei:
4. Verfahren zur automatischen Messung nach Anspruch 1 oder 2, mit dem supplementären Nachprüfungsschritt, der besteht aus der Nachprüfung des Wertes des Doppler-Winkels DA, nur dann, wenn die Symmetrie der genannten örtlichen Markierung in Bezug auf die Regressionslinie (oder der Trägheitsachse)als ausreichend betrachtet wird, wobei die genannte Symmetrie aus der Berechnung des zentrierten Momentes dritter Ordnung, d. h. sk(f) deduziert wird:
wobei
mx =(S)y(n)x(n)/(S)y(n)
und f die nachfolgende Funktion ist:
y(n) = f(x(n)), wobei n innerhalb [1, ..., N] liegt,
wobei das zentrierte Moment dritter Ordnung für zwei Kurven berechnet wird, die repräsentativ sind für die Funktion f:
sk1 für die Kurve, gebildet durch die Extremitäten der Strahlen der genannten örtlichen Markierung, die über der Regressionslinie (oder der Trägheitsachse) liegen, wobei diese Linie als Achse der Abszissen (y > o) genommen wird,
sk2 für die Kurve, gebildet durch die Extremitäten der Strahlen, die unterhalb der genannten Linie liegen (y < o), wobei die Werte von sk1 und sk2 nachher miteinander verglichen werden.
5. Verfahren zur automatischen Messung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Terme zur Berechnung der Neigung a der Regressionslinie und des Korrelationskoeffizienten r für jeden dreieckigen Sektor berechnet werden, der durch zwei Strahlen gebildet wird, deren Enden die Koordinaten xm, y(xm) und xM, y(xM) haben, auf Basis der nachfolgenden analytischen Formel:
wobei der Funktion f(x,y) die nachfolgenden Werte gegeben worden sind: 1; x; xy; xx; yy, und wobei den Koeffizienten a&sub0;, a&sub1;, a&sub2;, b&sub2;, a&sub3;, b&sub3;, benutzt für die Abschlüsse Sätze von Werten gegeben wird, die nur abhängig sind von den Koordinaten der genannten Endpunkte von zwei Strahlen, mit 6 Sätzen möglicher Werte assoziiert mit 6 betreffenden verschiedenen Klassen verschiedener dreieckiger Sektoren.
6. Verfahren zur automatischen Messung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass dieses Verfahren einen zusätzlichen Schritt der Positionierung umfasst, der besteht aus der Berechnung des Schwerpunktes G der genannten ersten örtlichen Markierung, wobei der genannte Schwerpunkt G dann als der neue Ausgangspunkt gewählt wird, der zur optimalen Determinierung des Doppler-Winkels DA durch das Verfahren zur Messung nach einem der Ansprüche 1 bis 3 optimiert worden ist.
7. Verfahren zur automatischen Messung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der genannte zusätzliche Schritt zur Positionierung und der nachfolgenden optimierten Determinierung des Doppler-Winkels DA eine vorbestimmte Anzahl Male, zwischen 1 und 20, wiederholt wird.
8. Anordnung zur automatischen Determinierung des Doppler-Winkels DA, eingeschlossen durch die Richtung einer echographischen Anregung und die Achse eines Blutgefäßes in einem echographischen Graupegel-Ultraschallbild auf Basis einer vorhergehenden Bezeichnung eines Ausgangspixels in der Nähe der Achse des betreffenden Gefäßes, wobei diese Anordnung die nachfolgenden Elemente umfasst:
- einen Speicher zum Speichern der Graupegelwerte des echographischen Bildes in Form einer Matrix von Pixelpegeln,
- einen Schirm, der das echographische Bild in Form einer zweidimensionalen Matrix von Pixeln wiedergibt,
- Zeigermittel für das genannte Ausgangspixel in dem Bild, und
- Berechnungsmittel, die auf den genannten Speicher und auf den genannten Ausgangspunkt zugreifen können,
wobei die Berechnungsmittel vorgesehen sind um Folgendes durchzuführen:
- eine erste isotrope Verfolgung von Strahlen von dem genannten Ausgangspunkt, wobei die genannten Strahlen das echographische Bild teilweise oder völlig durchqueren zum Schaffen eines Histogramms von Graupegeln Pixeln, die derart selektierter sind, dass sie regelmäßig längs der genannten Strahlen verteilt sind,
- Durchführung eines Bildverarbeitungsalgorithmus, der auf das genannte Histogramm angewandt wird, zum Klassifizieren der Graupegel der selektierten Punkte in wenigstens zwei Klassen CL&sub1;, CL&sub2;, ..., wobei zwei nebeneinander Liegende Klassen durch Schwellen T&sub1;, T&sub2;, ..., ausgedrückt in Graupegel, voneinander getrennt sind, wobei eine der Klassen CLi, begrenzt durch die niedrigere Schwelle Ti-1, repräsentativ ist für Wände von Blutgefäßen in dem genannten Bild,
- eine zweite Verfolgung von Strahlen von dem genannten Ausgangspunkt, wobei während dieser Verfolgung der Graupegel jedes Punktes jedes Strahles mit der Schwelle Ti-1 verglichen wird und jeder Strahl auf den ersten begegneten Endpixel P1 eingeschränkt wird, dessen Graupegel gleich Ti-1 oder höher ist, was zu einer Darstellung des genannten Blutgefäßes in Form einer ersten örtlichen Markierung führt, die aus dreieckigen Sektoren zusammengesetzt ist, die einen Startpunkt innerhalb der genannten ersten örtlichen Markierung gemeinsam haben,
- Determinierung der Neigung einer Regressionslinie der genannten ersten örtlichen Markierung durch Anwendung eines linearen Regressionsverfahrens auf die N Pixel, mit den Koordinaten x(n) und y(n) der genannten ersten örtlichen Markierung als:
wobei
(S) bedeutet
- und Berechnung des Doppler-Winkels als:
DA = Arc tg (a).
9. Verfahren zur automatischen Messung nach einem der Ansprüche 1 bis 7 mit einem zusätzlichen Schritt, der aus der automatischen Wiedergabe des Wertes des genannten Doppler-Winkels DA in dem Feld des Schirms besteht, wobei diese Wiedergabe das echographische Bild in Form einer zweidimensionalen Matrix von Pixeln in Graupegeln und/oder Farbe und von der Zeichnung des Linienabschnitts enthält, das die Achse des in dem Bild angegebenen Gefäßes darstellt.
10. Verfahren zur automatischen Messung nach einem der Ansprüche 1 bis 7 oder nach Anspruch 9, wobei nach dieser Messung die Geschwindigkeitsinformation in Form einer Bildes, oder einer Farbgeschwindigkeitsdarstellung mit wenigstens zwei Farben dargestellt wird, die je eine Funktion des Vorzeichens der Geschwindigkeit sind und wobei eine Farbintensität proportional zu dem absoluten Wert der Geschwindigkeit ist, wobei eine Geschwindigkeitsfarbskala in einem Feld des dazu geschaffenen Bildes dargestellt wird, mit einem zusätzlichen Schritt, der aus der automatischen Korrektur der genannten Geschwindigkeitsfarbskala besteht um zu gewährleistren, dass sie die Dynamik der längs der der Achse des genannten Blutgefäßes beobachteten Geschwindigkeiten enthält, durch eine automatische Wiedergabe des maximalen positiven und negativem Wertes dieser Geschwindigkeiten an den zwei Extremitäten der genannten Skala.
11. . Verfahren zur Messung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, nach dem die Entwicklung der Geschwindigkeitsverteilung im Laufe der Zeit in dem betreffenden Abschnitt des Gefäßes in der Mode M dargestellt wird, und zwar an einem dazu vorgesehenen Schirm, in Form eines Histogramms, das die Dynamik der Geschwindigkeiten als eine Funktion der Zeit darstellt, bezeichnet als Doppler-Spektrum, mit einem zusätzlichen Schritt, der aus der automatischen Korrektur der Skala der in dem genannten Doppler- Spektrum dargestellten Geschwindigkeiten um zu gewährleisten, dass diese die Dynamik der längs der Achse des genannten Blutgefäßes beobachteten Geschwindigkeiten enthält, durch eine automatische Wiedergabe des maximalen positiven und negativen Wertes dieser Geschwindigkeiten an den zwei Extremitäten der genannten Skala.
DE69530480T 1994-12-07 1995-11-24 Verfahren und vorrichtung zur messung des doppler-winkels Expired - Fee Related DE69530480T2 (de)

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