ITMI951272A1

ITMI951272A1 - Metodo ed apparecchiatura per determinare lo spettro velocita'-tempo del flusso sanguigno

Info

Publication number: ITMI951272A1
Application number: IT95MI001272A
Authority: IT
Inventors: Hans Torp; Kiell Kristoffersen
Original assignee: Vingmed Sound As
Priority date: 1994-06-14
Filing date: 1995-06-14
Publication date: 1996-12-14
Also published as: JPH0866398A; US5662115A; IT1279010B1; FR2720922B1; NO942222D0; DE19520920A1; ITMI951272A0; FR2720922A1

Abstract

Metodo per determinare lo spettro velocità-tempo del flusso sanguigno in un organismo vivente per mezzo di un sistema Doppler ad onda ultrasonica pulsata, comprendente:una trasmissione sequenziale di onde ultrasoniche pulsate e ricezione di una corrispondente sequenza di segnali eco;un campionamento dei segnali eco ricevuti ad uno o più ritardi di tempo prefissati dopo gli impulsi ultrasonorici trasmessi, eelaborazione di detta sequenza di campioni di segnali eco mediante analisi spettrale di frequenza per ottenere uno spettro di velocità del sangue comprendente un numero di componenti di velocità entro un campo di valori di velocità sanguigna attesi, ela ripetizione di detta elaborazione per una molteplicità di volte per ottenere uno spettro velocità-tempo per la visualizzazione sostanzialmente in tempo reale.Per ogni componente di velocità in detto spettro di velocità del sangue, i segnali eco ricevuti sono campionati con successivo aumento o diminuzione di detto ritardo prefissato dopo la trasmissione dell'impulso secondo la variazione del tempo di andata e ritorno degli impulsi ultrasonici riflessi dal sangue che si muove ad una velocità corrispondente a ciascuna detta componente di velocità- La risultante esigenza di campioni di segnale viene elaborata per ottenere detta componente di velocità.

Description

DESCRIZIONE dell'invenzione industriale dal titolo: "METODO ED APPARECCHIATURA PER DETERMINARE LO SPETTRO VELOCITA' -TEMPO DEL FLUSSO SANGUIGNO"

La presente invenzione riguarda sistemi diagnostici ad ultrasuoni che misurano il flusso di fluidi attraverso interrogazione Doppler, e più in particolare algoritmi di elaborazione dei segnali e visualizzazione di uno spettro velocità-tempo calcolato da campioni di segnale Doppler a più porte. L'invenzione rende, possibile misurare e visualizzare la distribuzione di velocità del flusso sanguigno su un ampio campo di velocità in tempo reale con risoluzione spaziale lungo il fascio di ultrasuoni. Ciò può essere indicato come analisi spettrale raffrontata alla velocità o come un nuovo metodo per risolvere ambiguità di velocità in sonogrammi ad ultrasuoni della velocità di flusso sanguigno.

L'analisi spettrale a sonogrammi basata sul ben noto metodo modificato a sonogrammi periodici è stata il metodo più comunemente usato per la visualizzazione di forme d'onda velocità-tempo d'onda velocità-tempo nelle misurazioni Doppler di flusso sanguigno ad ultrasuoni . Una moderata presenza di frequenze fantasma può essere compensata da uno spostamento della linea di base quando il cambiamento massimo di frequenza è inferiore a 2 volte il limite di Nyquist. In linea di principio, una curva di velocità che varia uniformemente può essere seguita attraverso vari "indirizzamenti ciclici" accatastando vari sonogrammi uguali l'uno sull'altro. Questo metodo è descritto per esempio nel brevetto US 4485821. Due fattori limitano l'impiego di questa tecnica:

1.il filtro passa-alto usato per la reiezione di echi di disturbo annulla parti dello spettro fantasma in una zona prossima ad ogni multiplo della frequenza di campionamento.

2.L'effetto del tempo di transito dovuto a lunghezze finite d'impulso aumenta l'ampiezza di banda spettrale e distrugge l'inviluppo spettrale quando sono presenti elevate velocità.

Per risolvere l'ambiguità di velocità sono stati proposti vari metodi differenti.

Una valutazione del ritardo di tempo da impulso a impulso mediante una tecnica di correlazione incrociata è stata applicata per rappresentare un flusso cromatico ad ultrasuoni da Bonnefous e Pesqué, "Time domain formulation of Pulse-Doppler ultrasound and blood velocity estimation by Cross-Correlation", Ultrasonic Imaging 8, Volume 8, pagg.73-85, 1985.

Un altro approccio è stato usato da Ferrara e Algazi: "A new wideband spread target maximum likelihood estimator for blood velocity estimation Part I:Theory" IEEE Transaction Ultrasonic Ferroelectric and Frequency Control, Volume UFFC-38, pagg.1-26, 1991; e "The effect of frequency dependent scattering and attenuation on thè Estimation of Blood Velocity Using Ultresound" IEEE Transaction Ultrasonic Ferroelectric and Frequency Control, Volume UFFC-39, pagg.754-767, 1992.

Da un modello stocastico del segnale proveniente da un diffusore a punti è stata derivata una stima della probabilità massima per la velocità e sono stati mostrati i risultati per la misurazione del profilo di velocità in un tubo con flusso in stato stazionario. E' stato proposto un metodo analogo basato su una trasformata di Fourier bidimensionale, in cui è stato ottenuto uno spettro di velocità mediante sommazione lungo linee diritte nel piano di Fourier in 2D. Questo metodo, indicato come "proiezione radiale nel piano di Fourier in 2D" è descritto nel brevetto US 4930513.

Il metodo presentato comprende una simile proiezione in ambito temporale, la quale fornisce uno spettro di velocità che viene visualizzato con tonalità di grigio od a colori in funzione del tempo, nello stesso modo dei convenzionali sonogrammi spettrali Doppler. In questo modo possono essere visualizzate forme d'onda di velocità con gravi alterazioni fantasma.

Rispetto a metodi descritti in precedenza, la presente invenzione comporta differenze che possono essere ulteriormente spiegate nel seguente modo: nella convenzionale analisi spettrale Doppler, tutte le componenti della velocità sono calcolate da una sequenza di campioni di segnale, derivati tutti dalla stessa porta di intervallo, cioè campionati con lo stesso ritardo dopo la trasmissione dell'impulso. Al contrario, la presente invenzione usa campioni di segnale con diverso ritardo per seguire il movimento dei diffusori di cellule sanguigne, secondo la velocità presunta. In questo modo, la lunghezza di correlazione della componente di segnale che sorge da una velocità specifica aumenta quando vi è una corrispondenza fra la velocità effettiva e quella presunta. Ciò fa sì che l'inviluppo spettrale compaia più distinto nella visualizzazione spettrotempo. Questo metodo viene indicato nel seguito come "analisi spettrale a velocità accoppiata", abbreviata come "spettro VM".

Ferrara e Algazi, come riportato sopra, descrivono un metodo di probabilità massima per misurazioni di flusso sanguigno. La funzione probabilistica della velocità usata nel loro metodo è simile allo spettro VM, ma il loro algoritmo è più complicato, comprendendo un "filtro accoppiato" per l'inviluppo di impulsi. La possibilità di usare la funzione probabilistica della velocità descritta da Ferrara e Algazi, per la visualizzazione dello spettro di velocità non viene citata nelle loro pubblicazioni .

Un metodo attinente per la stima dello spettro di velocità è descritto nel brevetto US 4930513 sopra citato. Questo metodo comprende una trasformata di Fourier bidimensionale applicata ad una sequenza di campioni di segnale multiporta, seguita da un'operazione di "proiezione radiale". Si può dimostrare che queste due operazioni forniscono un risultato simile all'algoritmo di spettro VM proposto. Tuttavia, l'algoritmo di spettro VM richiede una potenza di calcolo molto inferiore e non sono necessarie misure cautelative speciali quando la velocità supera il limite di Nyquist .

Il metodo presentato può essere applicato direttamente ai segnali eco ultrasonici ricevuti (campo RF), oppure alle componenti di quadratura dopo una demodulazione complessa.

La prestazione dello spettro VM può essere ulteriormente migliorata:

1.usando una funzione a finestra uniforme per ridurre i lobi laterali nello spettro;

2.applicando un calcolo di media spaziale e/o temporale, allo scopo di ridurre la varianza nelle stime spettrali.

Strutture tessutali fisse ed a moto lento nell'organismo danno forti componenti a bassa frequenza nel segnale Doppler. Queste componenti vengono di solito soppresse con un filtro passaalto, il quale, come effetto collaterale, rimuove il segnale derivante da sangue in moto lento. Poiché le componenti della velocità vengono separate nella visualizzazione spettrale, non è necessario rimuovere tutte le componenti a bassa frequenza presenti nel segnale, ma è necessaria una certa attenuazione per evitare una dispersione verso altre componenti spettrali (analisi spettrale e funzioni finestra di riferimento). L'algoritmo dello spettro VM è piu sensibile a diffusioni spettrali da componenti a bassa frequenza rispetto ai convenzionali metodi di analisi spettrale. E' pertanto previsto un filtro passa-alto con frequenza di taglio più alta. Allo scopo di misurare sia le componenti ad alta che a bassa velocità provenienti dallo stesso segnale, possono essere usati in parallelo due o più filtri passaalto con frequenze di taglio diverse. La parte a bassa velocità dello spettro viene calcolata usando una bassa frequenza di taglio. Le componenti di velocità più elevate sono calcolate usando un'alta frequenza di taglio, utilizzando preferibilmente l'algoritmo dello spettro VM.

Sullo sfondo della tecnica nota sopra discussa, la presente invenzione è rivolta ad un metodo per il calcolo e la visualizzazione della^ distribuzione assiale della velocità nel flusso sanguigno. Uno spettro di velocità viene calcolato in base al segnale ricevuto di uno strumento Doppler multiporta ad ultrasuoni.

Esposizioni più precise delle caratteristiche nuove e specifiche del metodo secondo la presente invenzione si trovano nelle rivendicazioni allegate.

La presente invenzione sarà illustrata ulteriormente nel seguito con riferimento a forme realizzative esemplificative illustrate nei disegni in cui:

la FIGURA 1 è un esempio di uno schema a blocchi che mostra in generale le caratteristiche e le funzioni principali comprese in una apparecchiatura completa per la misurazione Doppler del flusso sanguigno con ultrasuoni, in cui può essere applicato il metodo secondo l'invenzione; la FIGURA 2 è uno schema a blocchi più dettagliato relativo alle parti funzionali dell'analizzatore dello spettro di velocità, che corrisponde ad una parte dello schema completo della fig.l;

la FIGURA 3 è un diagramma impulso-profondità che mostra il principio di calcolo delle componenti dello spettro di velocità secondo 1'invenzione,

la FIGURA 4 (A/B) mostra (A) gli impulsi di segnale ricevuti in un visualizzatore tempoprofondità, e (B) un sonogramma tempo-velocità associato, quest'ultimo essendo una rappresentazione visiva del genere desiderato secondo la presente invenzione,

la FIGURA 5 mostra l'impiego di due diversi filtri passa-alto per porzioni separate dello spettro di velocità e

la FIGURA 6 è un sonogramma tempo-profondità ingrandito dei campioni di eco usati per calcolare 10 spettro in un certo istante temporale, confrontare fig.2.

Uno schema a blocchi di un sistema di misurazione Doppler della velocità di flusso sanguigno con ultrasuoni, in cui è realizzata la presente invenzione, è mostrato in fig.l. Di solito 11 sistema di misurazione del flusso sanguigno è combinato con un sistema di rappresentazione ad ultrasuoni che utilizza lo stesso trasduttore, ma l'invenzione è anche applicabile in sistemi Doppler a sè stanti. Un trasduttore ad ultrasuoni l emette un fascio di ultrasuoni pulsati 1A nell'organismo vivente interessato. Gli impulsi di ultrasuoni vengono riflessi dalle strutture dell'organismo, come il sangue, per produrre echi che ritornano al e vengono rilevati dal trasduttore 1, vedere fig.l.

I blocchi funzionali illustrati in fig.l comprendono un circuito trasmettitore 3 ed un circuito ricevitore 4 che, mediante un commutatore 2, sono collegati al trasduttore 1 rispettivamente per l'emissione di ultrasuoni e per la ricezione dell'eco. Dal ricevitore 4, una freccia 10 indica l'ulteriore elaborazione del segnale eco ricevuto, in primo luogo in un eventuale stadio FTC che sarà illustrato ulteriormente nel seguito, quindi in una demodulazione complessa 7, analisi spettrale 8 e visualizzatore 9 con monitor 9A.

L'eco proveniente da un diffusore ad una distanza r dal trasduttore 1 sarà rilevata con un ritardo t=2 r/c dopo la trasmissione dell'impulso, il che corrisponde al tempo di andata e ritorno dell'impulso ultrasonico per propagarsi dal trasduttore al diffusore e tornare indietro. La costante c è la velocità del suono nei tessuti umani. Il segnale eco RF (radio-frequenza) ricevuto proveniente dall'impulso numero k è indicato come s(t,k), dove t è il tempo trascorso dopo la trasmissione dell'impulso.

Per le spiegazioni successive, può essere utile il seguente elenco dei simboli usati.

Nomenclatura :

x(t,k) segnale Doppler complesso demodulato,

Un diffusore che si muove con una componente di velocità v lungo il fascio di ultrasuoni provocherà una variazione del tempo di andata e ritorno da un impulso al successivo in base a

Campionando i segnali eco ricevuti con successiva variazione At nel ritardo dopo la trasmissione dell'impulso e facendo la somma di questi campioni per un numero N di impulsi consecutivi, può essere calcolata una linea spettrale di velocità secondo

dove WN(k) è una funzione finestra uniforme di lunghezza N (ad esempio finestra Hamming, finestra rettangolare) . Questo procedimento può essere ripetuto (utilizzando la stessa serie di N segnali eco) per un certo numero di differenti valori di velocità v per ottenere uno spettro di velocità. Questo principio è illustrato in fig.3 (vedere anche fig.4). Le componenti nello spettro di velocità vengono calcolate aggiungendo il segnale RF lungo linee oblique come è mostrato per esempio in 31, 32 e 33 secondo la velocità dei bersagli. Qui è mostrato il calcolo di tre diverse componenti spettrali, fornendo tre valori indicati rispettivamente in 31A, 32A e 33A, nello spettro di velocità. In una applicazione pratica, i segnali eco RF (radio frequenza) ricevuti dagli N impulsi consecutivi trasmessi vengono campionati in corrispondenza di un numero di ritardi prefissati dopo la trasmissione dell'impulso, digitalizzati ed archiviati nella memoria digitale prima dell'elaborazione di (2). Il segnale al momento t=t0+kAt può poi essere ottenuto selezionando il campione di segnale memorizzato più vicino nel tempo, oppure per interpolazione fra i campioni di segnale memorizzati.

Lo spettro di velocità può anche essere calcolato dall'inviluppo complesso dei segnali eco, anziché dai segnali RF. L'inviluppo complesso, costituito da due componenti di quadratura che formano un segnale complesso, può essere ottenuto dai campioni RF digitali utilizzando ben note tecniche di filtrazione digitale {demodulazione digitale complessa),oppure il segnale di inviluppo complesso può essere campionato usando un demodulatore analogico complesso (come illustrato dal blocco 7 in fig.l).Lo spettro di velocità viene calcolato dall'inviluppo complesso x(t,k) secondo

Allo scopo di ridurre la varianza nella stima dello spettro, viene effettuato un calcolo di media temporale (da impulso a impulso) e spaziale (lungo il fascio di ultrasuoni) della stima grezza dello spettro di velocità:

Na è il numero di punti nella zona della media che, secondo la fig.6 può essere una zona rettangolare 60 centrata attorno al punto 66 (t0, k0). Così, la stima grezza dello spettro S{v, t0, k0) viene calcolata dai campioni di segnale lungo la linea obliqua 63 attraverso (t0, k0) . Queste stime vengono mediate per tutti i punti all'interno del rettangolo 60. La quantità g(v) è un fattore di guadagno dipendente dalla velocità che compensa la perdita nella potenza di segnale in prossimità di ciascuno dei multipli della frequenza di campionamento dovuta al filtro di reiezione del moto di parete (filtro passa-alto).

Le risultanti componenti spettrali della velocità s(v) sono calcolate per un numero discreto di velocità

dando una distribuzione spettrale della velocità (o in breve: spettro di velocità) calcolata dai campioni di segnale in prossimità di (to, k0).

Ogni componente nello spettro di velocità è di valore reale e positiva. Sia l'intervallo di velocità (vmin, vmax) sia il numero delle componenti spettrali M sono variabili entro un'ampia gamma, adeguata alla situazione clinica e alla risoluzione di velocità del sistema Doppler. Valori tipici: N=64...256, vmax=0,1...6,0 m/sec. Le velocità {<ν>ΐί<ν>2/ ···} possono essere distribuite uniformemente su tutto l'intervallo di velocità oppure con una densità maggiore in prossimità di v=0 m/sec.

Lo spettro di velocità Ps(r0,t0) è calcolato per un numero di differenti istanti di tempo t0l distribuiti uniformemente, con un incremento temporale compreso tipicamente nell'intervallo di 1 msec - 20 msec. Le componenti spettrali vengono trasformate in pixel in scala di grigi o di colori e mostrate in un visualizzatore grafico, dopo interpolazione per adeguarsi alla risoluzione dello schermo. Un esempio di tale visualizzazione del sonogramma tempo -velocità è dato nella fig.4(B), risultando dal segnale eco ricevuto dovuto ad impulsi ultrasonici consecutivi come illustrato in fig. 4(A). Così, l'area tratteggiata più scura 40 in fig .4A corrisponde al segnale illustrato in fig.3. Come è indicato dalla freccia nella fig. 4A, l'area 40 viene mossa in successione in modo da calcolare lo spettro di velocità in corrispondenza di differenti istanti di tempo.

Il segnale ricevuto comprende echi indesiderabili provenienti da bersagli fissi ed a moto lento, quali le pareti dei vasi, le valvole cardiache, ecc.. Questi vengono soppressi nello stadio FTC (eliminatore di bersagli fissi) in fig.l (e fig.2). Tali stadi FTC rimuovono le componenti di segnale con spostamento Doppler nullo ed a bassa frequenza. La elaborazione FTC può essere applicata prima e/o dopo lo stadio di demodulazione complessa. In fig.l e in fig.2 è mostrato un FTC multistadio. Il primo stadio 6 in fig.l viene incluso per limitare l'intervallo dinamico del segnale. Nella fig.2, due filtri FTC 21, 22 vengono fatti funzionare in parallelo, uno per la parte a bassa velocità ed uno per la parte ad alta velocità dello spettro, come è mostrato più in particolare nella fig.5. Così, per il segnale Doppler in ingresso indicato con 50 nella fig.5, sono previsti due circuiti paralleli a filtro passa-alto 51 e 52, ciascuno seguito da un analizzatore di spettro 55 e 56 rispettivamente, con le frecce 55A, 55B e 56A che indicano come sono calcolate la porzione a bassa velocità e la porzione ad alta velocità nello spettro tempo-velocità associato. In questo modo, la risposta in frequenza del filtro FTC può essere ottimizzata separatamente per le due singole parti dello spettro di velocità.

Tornando alla fig.2, i due stadi filtranti FTC 21 e 22 paralleli sono seguito dal blocco 23 di spettro VM e dal blocco o funzione 26 di media dopo lo stadio 21, con un blocco convenzionale o di spettro VM 24 ed un blocco di media 27 dopo lo stadio 22. Una fase 28 di compensazione del guadagno con l'uscita 29 dello spettro di velocità è prevista in comune dopo i blocchi o le funzioni di media 26 e 27. Questa viene inclusa per compensare le variazioni di guadagno fra le componenti di velocità nello spettro provocate dallo stadio FTC.

Claims

RIVENDICAZIONI 1. Metodo per determinare lo spettro velocità-tempo del flusso sanguigno in un organismo vivente per mezzo di un sistema Doppler ad onde ultrasoniche pulsate, comprendente: una trasmissione sequenziale di onde ultrasoniche pulsate e la ricezione di una corrispondente sequenza di segnali eco, - un campionamento dei segnali eco ricevuti ad uno o più ritardi di tempo prefissati dopo gli impulsi ultrasonici trasmessi, la elaborazione di detta sequenza di campioni di segnali eco mediante analisi spettrale di frequenza per ottenere uno spettro della velocità del sangue comprendente un certo numero di componenti di velocità entro un campo di valori presunti di velocità del sangue, e - la ripetizione di detta elaborazione per una molteplicità di volte per ottenere uno spettro velocità-tempo per una visualizzazione sostanzialmente in tempo reale, caratterizzato - dal campionamento, per ogni componente di velocità in detto spettro di velocità del sangue, dei segnali eco ricevuti con successivo aumento o diminuzione in detto ritardo prefissato dopo la trasmissione dell'impulso, secondo la variazione nel tempo di andata e ritorno degli impulsi ultrasonici riflessi dal sangue che si muove con una velocità corrispondente a ciascuna di dette componenti di velocità, e dalla elaborazione della risultante sequenza di campioni di segnale per ottenere la detta componente di velocità.
2. Metodo secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dall'applicazione di una funzione finestra uniforme ai detti campioni di segnale prima di detta elaborazione di analisi spettrale.
3. Metodo secondo la rivendicazione l o 2, caratterizzato dall'elaborazione di detti segnali eco mediante un filtro passa-alto per eliminare segnali provenienti da bersagli stazionari e a moto lento in detto organismo vivente.
4. Metodo secondo la rivendicazione 3, caratterizzato dall'uso di filtri passa-alto con diverse frequenze di taglio per ciascuna di dette componenti di velocità in detto spettro di velocità del sangue.
5. Metodo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-4, caratterizzato dal sottoporre detti segnali eco a una demodulazione complessa prima di detta elaborazione.
6. Metodo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-5, caratterizzato dal calcolo di una molteplicità di spettri di velocità del sangue con riferimento a diverse posizioni lungo il fascio di ultrasuoni e a diversi istanti di tempo, e dal mediare ciascuna componente di velocità di detta pluralità di spettri di velocità del sangue.
7. Metodo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 3-6, caratterizzato dall'applicazione a dette componenti di velocità di una fase di compensazione del guadagno secondo le caratteristiche di detta filtrazione passa-alto.
8 . Metodo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-7, caratterizzato dal calcolo di alcune di dette componenti di velocità mediante convenzionale analisi spettrale di frequenza, per cui i detti campioni di segnale sono ottenuti con un ritardo costante dopo la trasmissione dell'impulso.
9. Apparecchiatura per la realizzazione del metodo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-8, comprendente un trasduttore ad ultrasuoni (l), un circuito trasmettitore (3), un circuito ricevitore (4) ed un commutatore (2) , caratterizzata dal fatto di comprendere inoltre un dispositivo eliminatore di bersagli fissi (6), un dispositivo demodulatore complesso (7), un analizzatore spettrale collegato ad un dispositivo visualizzatore (9,9A).