DE10058449B4

DE10058449B4 - Verfahren und Vorrichtung zur Visualisierung einer Bewegung bei einer Ultraschallflussabbildung unter Verwendung einer kontinuierlichen Datenerfassung

Info

Publication number: DE10058449B4
Application number: DE10058449A
Authority: DE
Inventors: Hans Garmann Torp; Steinar Bjaerum
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 1999-11-26
Filing date: 2000-11-24
Publication date: 2010-09-23
Anticipated expiration: 2020-11-25
Also published as: JP2001178720A; US6277075B1; DE10058449A1; KR20010051917A; JP4722283B2; KR100742466B1

Abstract

Abbildungssystem mit
einem Datenerfassungssubsystem (10–20) zur Erfassung von Datenabtastungen, die eine Funktion der Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens jeweiliger Impulse während jeweiliger Abtastungen zurückgegeben wird,
einem zeitlichen Hochpassfilter (32), das mit dem Datenerfassungssubsystem verbunden ist, zur Filterung der Datenabtastungen zur Ausbildung hochpassgefilterter Abtastungen,
einem ersten Prozessor (34, 36) zur Berechnung eines Satzes von Bewegungssignalabtastungen aus den hochpassgefilterten Abtastungen,
einem zweiten Prozessor (22) zur Bestimmung der Größe jeder erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und
einem Anzeigesystem (30) zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten an jedem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Gewebesignalabtastung und einer jeweiligen Bewegungssignalabtastung hergeleitet ist.

Description

Gebiet der Erfindung
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.
Hintergrund der Erfindung
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 blond 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 ”Multidimensional 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.
Kurzusammenfassung der Erfindung
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 Signalverarbeitungspfades 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.
Kurzbeschreibung der Zeichnung
1 zeigt ein Blockschaltbild eines herkömmlichen Ultraschallabbildungssystems, das ein Farbflussbild einem Gewebebild überlagern kann.
2 zeigt ein Blockschaltbild eines bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung zur Erfassung einer Blutbewegung und von Gewebebildern aus der gleichen Abtastung.
3 zeigt ein Blockschaltbild eines bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung zur Abbildung beruhend auf separaten Blutbewegungs- und Gewebeabtastungen.
4 zeigt ein Blockschaltbild eines weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung, das eine zeitliche und/oder örtliche Filterung zur Steigerung des Tupfensignals verwendet.
5 zeigt ein Blockschaltbild eines weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung, bei dem das gesteigerte Tupfensignal mit Schätzwerten der radialen Geschwindigkeitskomponente kombiniert wird.
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.
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele
Ein typisches Ultraschallabbildungssystem mit einer Farbfluss- und Gewebeabbildung ist allgemein in 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 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 2 ist ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung gezeigt, wobei das als Eingangssignal gezeigte ”IQ-Signal” von dem Demodulator aus 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 2 dargestellten Verarbeitungsverfahren können für jede Abtastung ein Flussbild und ein Gewebebild angezeigt werden. Beide Bilder werden aus dem gleichen Datensatz berechnet.
Die in 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.
6 zeigt die Abtast- und Anzeigefolgen gemäß dem in 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 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 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 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 3 ein Ausführungsbeispiel dar, bei dem mit ”IQ-Signal” gekennzeichnete Eingaben von dem in 1 dargestellten Demodulator empfangen werden. Die Blöcke in 3 mit Bezugszeichen, die gleich jenen der jeweiligen Blöcke in 2 sind, weisen die gleichen, vorstehend bezüglich 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.
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 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 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 2 beschrieben, angezeigt werden.
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 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 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 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.
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 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: R ^(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 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 6 zeigt die Abtastfolge und der untere Teil zeigt die Anzeigefolge für das in 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. 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 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 2 ist die Anzahl der Signalabtastungen nach dem Hochpassfilter 32 M = 3 für das in 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.
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

Abbildungssystem mit einem Datenerfassungssubsystem (10–20) zur Erfassung von Datenabtastungen, die eine Funktion der Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens jeweiliger Impulse während jeweiliger Abtastungen zurückgegeben wird, einem zeitlichen Hochpassfilter (32), das mit dem Datenerfassungssubsystem verbunden ist, zur Filterung der Datenabtastungen zur Ausbildung hochpassgefilterter Abtastungen, einem ersten Prozessor (34, 36) zur Berechnung eines Satzes von Bewegungssignalabtastungen aus den hochpassgefilterten Abtastungen, einem zweiten Prozessor (22) zur Bestimmung der Größe jeder erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und einem Anzeigesystem (30) zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten an jedem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Gewebesignalabtastung und einer jeweiligen Bewegungssignalabtastung hergeleitet ist.
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.
System nach Anspruch 1, wobei der erste Prozessor umfasst: eine Einrichtung (34) zur Ausbildung einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede hochpassgefilterte Abtastung und einen Maßstabswandler (36) zur Umwandlung der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
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 einem 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 und einer entsprechenden Abtastung der Gewebesignalabtastungen hergeleitet sind.
System nach Anspruch 4, wobei die Maßstabswandler eine logarithmische Funktion anwenden.
System nach Anspruch 4, ferner mit einem dritten 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 Gewebesignalabtastungen, einer entsprechenden Abtastung der verbesserten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet sind.
System nach Anspruch 6, ferner mit einem vierten Prozessor (72) zur Bildung von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der hochpassgefilterten Abtastungen, wobei das Anzeigesystem Bildwerte an jedem Bildelement aufeinanderfolgend anzeigt, wobei jeder der Bildwerte als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Gewebesignalabtastungen, einer entsprechenden Abtastung der verbesserten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet ist.
System nach Anspruch 3, wobei der erste Prozessor ferner einen Signaldurchschnittsbilder (80) zur Bildung von zeitgemittelten Tupfensignalabtastungen vor der Maßstabsumwandlung umfasst.
System nach Anspruch 3, wobei der erste Prozessor ferner einen Dezimierer (82) zur zeitlichen Dezimierung der Tupfensignalabtastungen umfasst.
System nach Anspruch 3, ferner mit einem dritten Prozessor (72) zur Bildung von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der hochpassgefilterten Abtastungen, wobei das Anzeigesystem Bildwerte an jedem Bildelement aufeinanderfolgend anzeigt, wobei jeder der Bildwerte als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Gewebesignalabtastungen, einer entsprechenden Abtastung der Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet ist.
System nach Anspruch 1, wobei das Datenerfassungssubsystem separate Datenabtastungen für das Gewebesignal und das Bewegungssignal erfasst.
Verfahren zur Abbildung mit den Schritten Erfassen von Datenabtastungen, die eine Funktion der Ultraschallenergie sind, die infolge des Sendens jeweiliger Impulse während jeweiliger Abtastungen zurückgegeben wird, zeitliches Hochpassfiltern der Datenabtastungen zur Ausbildung gefilterter Abtastungen, Berechnen eines Satzes von Bewegungssignalabtastungen aus den hochpassgefilterten Abtastungen, Bestimmen der Größe jeder erfassten Datenabtastung zur Ausbildung jeweiliger Gewebesignalabtastungen und aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten an jedem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Gewebesignalabtastung und einer jeweiligen Bewegungssignalabtastung hergeleitet wird.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei der Berechnungsschritt die Schritte aufweist: Ausbilden einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede hochpassgefilterte Abtastung und Umwandeln der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
Verfahren nach Anspruch 13, wobei der Berechnungsschritt ferner den Schritt der Ausbildung von zeitgemittelten Tupfensignalmustern vor der Maßstabsumwandlung umfasst.
Verfahren nach Anspruch 13, wobei der Berechnungsschritt ferner den Schritt der zeitlichen Dezimierung der Tupfensignalabtastungen umfasst.
Verfahren nach Anspruch 13, ferner mit den Schritten Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der hochpassgefilterten Abtastungen und aufeinanderfolgendes Anzeigen von Bildwerten an jedem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Gewebesignalabtastungen, einer entsprechenden Abtastung der Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet wird.
Verfahren nach Anspruch 13, 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 und einer entsprechenden Abtastung der Gewebesignalabtastungen hergeleitet werden.
Verfahren nach Anspruch 17, wobei die Maßstabsumwandlung eine logarithmische Funktion anwendet.
Verfahren nach Anspruch 17, ferner mit den Schritten Berechnen verbesserter 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 Gewebesignalabtastungen, einer entsprechenden Abtastung der verbesserten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
Verfahren nach Anspruch 19, ferner mit dem Schritt der Ausbildung von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der hochpassgefilterten Abtastungen, wobei die angezeigten Bildwerte auch als Funktion einer entsprechenden Geschwindigkeitsschätzung hergeleitet werden.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei der Datenerfassungsschritt die Erfassung separater Datenabtastungen für das Gewebesignal und das Bewegungssignal umfasst.
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 jeweiliger Impulse während jeweiliger Abtastungen zurückgegeben wird, zeitliches Hochpassfiltern der Datenabtastungen zur Ausbildung hochpassgefilterter Abtastungen, Berechnen von Bewegungssignalabtastungen aus den hochpassgefilterten Abtastungen und Steuern des Anzeigebildschirms zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten, die als Funktion der Bewegungssignalabtastungen hergeleitet werden.
System nach Anspruch 22, wobei der Berechnungsschritt die Schritte umfasst: Ausbilden einer jeweiligen Tupfensignalabtastung für jede der hochpassgefilterten Abtastungen und Umwandeln der Tupfensignalabtastungen von einem linearen Maßstab in einen nicht linearen Maßstab.
System nach Anspruch 23, 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.
System nach Anspruch 24, wobei die Maßstabsumwandlung eine logarithmische Funktion anwendet.
System nach Anspruch 24, wobei der Computer ferner zur Durchführung der Schritte programmiert ist: Berechnen verbesserter 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 verbesserten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Abtastung der maßstabsumgewandelten gefilterten Tupfensignalabtastungen hergeleitet werden.
System nach Anspruch 26, wobei der Computer ferner zur Durchführung der Schritte programmiert ist: Berechnen einer jeweiligen Gewebesignalabtastung, die jeweils den Tupfensignalabtastungen entspricht, Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der hochpassgefilterten Abtastungen und Steuern des Anzeigesystems zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten an jedem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Gewebesignalabtastungen, einer entsprechenden Abtastung der verbesserten Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet wird.
System nach Anspruch 23, wobei der Berechnungsschritt ferner den Schritt der Ausbildung von zeitgemittelten Tupfensignalabtastungen vor der Maßstabsumwandlung umfasst.
System nach Anspruch 23, wobei der Berechnungsschritt ferner den Schritt der zeitlichen Dezimierung der Tupfensignalabtastungen umfasst.
System nach Anspruch 23, wobei der Computer ferner zur Durchführung der Schritte programmiert ist: Ausbilden von Geschwindigkeitsschätzungen als Funktion der hochpassgefilterten Abtastungen und Steuern des Anzeigesystems zur aufeinanderfolgenden Anzeige von Bildwerten an jedem Bildelement, wobei jeder der Bildwerte als Funktion einer entsprechenden Abtastung der Tupfensignalabtastungen und einer entsprechenden Schätzung der Geschwindigkeitsschätzungen hergeleitet wird.
System nach Anspruch 22, 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 aufeinanderfolgenden Anzeige jeweiliger Bildwerte an jedem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Bewegungssignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.
System nach Anspruch 22, 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 aufeinanderfolgenden Anzeige jeweiliger Bildwerte an jedem Bildelement, wobei jeder Bildwert als Funktion einer jeweiligen Bewegungssignalabtastung und einer jeweiligen Gewebesignalabtastung hergeleitet wird.