DE10058452B4

DE10058452B4 - Verfahren und Gerät zur Bewegungsdarstellung bei Ultraschall-Fluss-Bilddarstellung unter Verwendung von Paketdatenerfassung

Info

Publication number: DE10058452B4
Application number: DE10058452A
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: 2011-06-16
Anticipated expiration: 2020-11-25
Also published as: KR20010061963A; KR100742467B1; JP4627366B2; JP2001178721A; US6618493B1; DE10058452A1

Abstract

Bilddarstellungssystem, mit:
einem Datenerfassungssubsystem zur Erfassung von Sätzen von N Datenabtastwerten, die eine Funktion der zurückkehrenden Ultraschallenergie auf das Senden von Sätzen von N Impulsen hin sind, wobei jeweilige Sätze von N Datenabtastwerten für jede Fokalposition in einem Gebiet von Interesse erfasst werden,
einem an das Datenerfassungssubsystem angeschlossenen Hochpassfilter (32) zur Hochpassfilterung jedes der Sätze von N Datenabtastwerten zum Bilden jeweiliger Sätze von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < M ≤ N ist,
einem ersten Prozessor (80) zur Berechnung jeweiliger Sätze von K Signalabtastwerten aus den Sätzen von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < K ≤ M ist,
einem zweiten Prozessor (46) zum Berechnen eines Wertes mittlerer Leistung der M gefilterten Abtastwerte, wobei die mittlere Leistung mittels eines eine zeitliche Mittelwertbildung aufweisenden Verfahrens berechnet wird, und
einem Anzeigesystem (30) zum Anzeigen von K Bildwerten eines jeweiligen Satzes in Aufeinanderfolge an einem jeweiligen Pixel einer Vielzahl...

Description

Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft im allgemeinen Ultraschall-Bilddarstellung des menschlichen Körpers zum Zweck der medizinischen Diagnose. Insbesondere betrifft die Erfindung Verfahren und Geräte zur Bilddarstellung von Blutgefäßstrukturen, und genauer gesagt, Signalverarbeitungsalgorithmen zur Darstellung bzw. Sichtbarmachung einer Blutbewegung zur Verwendung in Ultraschall-Bilddarstellungssystemen.
Hintergrund der Erfindung
Herkömmliche Farbflussbilddarstellung, einschließlich ”Angio-” oder ”Leistungs-Doppler-Bilddarstellung” (nachstehend als ”Fluss-Bilddarstellung” bezeichnet) erzeugt ein Bild aus einer Sequenz gesendeter Impulse (einem Paket), typischerweise in dem Bereich von 5 bis 15 Impulsen für jede Abtastzeile in dem Bild. Sich langsam bewegendes Muskelgewebe erzeugt eine geringere Dopplerverschiebung in dem empfangenen Signal als ein Signal von sich bewegendem Blut, und effiziente Störsignalfilter sind so beschaffen, um das Störsignal auf einen Pegel zu unterdrücken, der sehr viel niedriger als das Signal von dem Blut ist. Die Signalleistung nach der Störsignalfilterung wird zur Erfassung von Punkten in dem Bild verwendet, an denen Blut vorhanden ist. Eine Alternative besteht darin, die Signalleistung als ein Bild (Angio oder Leistungs-Doppler) anzuzeigen, um Blutgefäße darzustellen bzw. sichtbar zu machen. Um eine zuverlässige Erfassung zu erhalten, wird eine erhebliche zeitliche und räumliche Mittelwertbildung verwendet, wodurch somit die dynamische Veränderung als auch räumliche Auflösung (Verlauf bzw. Ausfransen bzw. Bleeding) begrenzt wird. Dieser Mittelwertbildungsvorgang unterdrückt das räumliche Granulierungsmuster bzw. Speckle-Muster in der Signalamplitude.
Herkömmliche Ultraschall-Blutfluss-Bilddarstellung beruht auf der Erfassung und Messung der durch sich bewegende Streuer bzw. Streupartikel erzeugten Dopplerverschiebung. Diese Dopplerverschiebung wird zur Unterdrückung des Signals von sich langsam bewegendem Muskelgewebe verwendet, um das Vorhandensein von Blut zu erfassen, und wird ebenfalls verwendet, um die tatsächliche Blutgeschwindigkeit an jedem Punkt eines Ultraschallbildes zu quantifizieren. Leider ist die Doppler-Frequenzverschiebung lediglich für die Geschwindigkeitskomponente entlang des Ultraschallstrahls empfindlich; mögliche Geschwindigkeitskomponenten quer zu dem Strahl werden nicht erfasst oder sind aus dem Dopplerspektrum des empfangenen Signals nicht messbar. Bei der Standard-Farbflussbilddarstellung wird die Dopplerverschiebung aus dem durch eine Anzahl gesendeter Impulse erzeugten empfangenen Signal abgeschätzt und in eine Farbskala kodiert. In einigen Situationen kann die Blutflussrichtung aus der Gefäßgeometrie gemessen werden, dies ist jedoch schwierig automatisch durchzuführen, insbesondere dann, wenn die Gefäßgeometrie in dem Bild nicht klar sichtbar ist. Standard-Farbflussbilddarstellung führt oft zu einer verwirrenden Blutgeschwindigkeitsdarstellung; beispielsweise ändert sich die Dopplerverschiebung in einem gekrümmten Blutgefäß, und daher auch die Farbe entlang des Gefäßes aufgrund einer Änderung in dem Winkel zwischen den Blutgeschwindigkeiten und dem Ultraschallstrahl, selbst wenn der Geschwindigkeitswert konstant ist. Bei dem Leistungs-Doppler (auch als Angio-Mode bezeichnet) ist dieses Problem durch Verwerfen der gemessenen Dopplerverschiebung aus der Anzeige gelöst.
Es besteht ein beträchtliches Interesse an der Messung der Quergeschwindigkeitskomponente bei Ultraschallflussbilddarstellung und eine Anzahl von Verfahren wurde vorgeschlagen. Verbundabtastung aus zwei unterschiedlichen Positionen wurde durch Fox in ”Multiple crossed-beam ultrasound Doppler velocimetry” in IEEE Trans. Sonics Ultrason., Band 25, Seiten 281–286, 1978, offenbart. Verbundabtastung aus zwei unterschiedlichen Positionen ergibt zwei Geschwindigkeitskomponenten, jedoch gibt es praktische Probleme mit dem Messgrößenumformer bzw. Transducer mit großer Apertur bzw. Blendenöffnung, der zeitlichen Nacheilung zwischen der Messung der zwei Komponenten und dem begrenzten Gesichtsfeld. Gemäß einem von Newhouse et al. in ”Ultrasound Doppler probing of flows transverse with respect to beam axis”, in IEEE Trans. Biomed. Eng., Band 34, Seite 779–789, Oktober 1987, offenbarten Verfahren wird die Transitzeit durch den Ultraschallstrahl gemessen, welcher mit einer erhöhten Bandbreite des Dopplersignals reflektiert wird. Dieses Verfahren hat eine äußerst geringe Genauigkeit, ergibt nicht die Flussrichtung, und wird lediglich in Bereichen mit geradlinigem und laminarem Fluss funktionieren. Zweidimensionale Speckle-Verfolgungsverfahren beruhend auf einer vollbildweisen bzw. von Bild zu Bild erfolgenden Korrelationsanalyse wurden vorgeschlagen von Trahey et al. in ”Angle independent ultrasonic detection of blond flow”, IEEE Trans. Biomed. Eng., Band 34, Seite 965–967, Dezember 1987. Dieses Verfahren kann sowohl für das HF-Signal als auch das amplitudenerfasste Signal verwendet werden. Kohärente Verarbeitung von zwei Unter-Aperturen des Transducers zum Kreieren lateraler Schwingungen in dem empfangenen Strahlmuster wurde von Jensen et al. in ”A new method for estimation of velocity vectors”, in IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect., Freq. Contr., Band 45, Seiten 837–851, Mai 1998 sowie von Anderson in ”Multi-dimensional velocity estimation with ultrasound using spatial quadrature”, in IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect., Freq. Contr., Band 45, Seiten 852–861, Mai 1998, beschrieben. Dieses Verfahren stellt quantitative laterale Geschwindigkeitsinformationen einschließlich des Vorzeichens zur Verfügung. Der wesentliche Nachteil dieses Verfahrens ist eine geringe laterale Auflösung, was seine Verwendung zur Bilddarstellung begrenzt.
Es gibt ein Bedürfnis für ein Verfahren zur Ultraschallbilddarstellung, welches dem Systembenutzer eine korrekte Wahrnehmung der Blutflussrichtung und -größe bereitstellt, und welches ebenfalls nützlich ist, um einen wahren Blutfluss von Wandbewegungsartefakten zu trennen.
Zusammenfassung der Erfindung
Bei der Ultraschallbilddarstellung werden die zurückkehrenden Echos kohärent verarbeitet. In den Bildern gibt es Variationen hinsichtlich der Intensität aufgrund konstruktiver und destruktiver Interferenz der von einer großen Anzahl von Streuern zurücgestreuten Schallwellen. Diese Variationen hinsichtlich der Intensität werden oft als das ”Granulierungsmuster” bzw. ”Speckle-Muster” bezeichnet. Wenn es eine geringfügige Verschiebung der Streuer (rote Blutkörperchen) gibt, wird es eine entsprechende Verschiebung des Speckle-Musters geben. Durch Verbessern bzw. Verstärken des Speckle-Musters von sich bewegenden Streuern und Anzeigen einer Folge von derartigen Bildern wird eine intuitive Anzeige des Blutflusses erhalten.
Die vorliegende Erfindung umfasst ein Verfahren sowie ein Gerät zur Bilddarstellung von Blutbewegung durch Bewahren, Verbessern und Sichtbarmachen einer Speckle-Musterbewegung, die in Beziehung zu der Blutkörperchenbewegung in den Blutgefäßen steht. Dieses Verfahren wird nachstehend als ”Blutbewegungsbilddarstellung” (BMI = Blood Motion Imaging) bezeichnet. Speckle-Musterbewegung vermittelt dem Benutzer eine korrekte Wahrnehmung der Blutflussrichtung und -größe und ist ebenfalls nützlich, um den wahren Blutfluss von Wandbewegungsartefakten zu trennen. Auf diese Weise kann der Systembetreiber fließendes Blut in dem Bild sehen, obwohl kein Versuch zur Messung der lateralen Geschwindigkeitskomponente unternommen wird. Jedoch kann die laterale Geschwindigkeitskomponente indirekt durch Kombinieren einer von der Speckle-Bewegung abgeleiteten Winkelmessung mit der aus der Doppler-Frequenzverschiebung erhaltenen radialen Geschwindigkeitskomponente abgeleitet werden.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung werden anstatt eines einzelnen Vollbildes mehfache Vollbildrahmen pro Paket gesendeter Impulse produziert. Die Bewegung der Blutstreuer erzeugt eine entsprechende Bewegung des Speckle-Musters in den Bildern von Vollbild zu Vollbild, die sowohl die radiale als auch laterale Bewegung zeigen. Die Zeit zwischen jedem dieser Vollbilder ist gleich der Impulswiederholungszeit (1/PRF) innerhalb der Signalpakete. Zur Darstellung bzw. Sichtbarmachung der Bewegung muss die Anzeigevollbildrate wesentlich reduziert werden, beispielsweise von 1 kHz auf 30 Hz. Zur Echtzeitanzeige müssen viele Daten verworfen werden, zur Zeitlupenwiedergabe kann jedoch ein größerer Anteil oder alle der aufgezeichneten Vollbilder verwendet werden.
Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung werden die Daten wie bei herkömmlicher Farbflussbilddarstellung erfasst. Eine Serie bzw. Folge von Impulsen (ein Paket) wird in jeder Strahlrichtung gesendet und Echos werden für einen interessierenden Bereich (ROI = Region of In terest) in dem Blutbewegungsbild erfasst. Die Impulsaktivierungen innerhalb eines Pakets sind durch ein konstantes Zeitintervall getrennt. Dieses Zeitintervall ist sehr viel kleiner als die Zeit zwischen aufeinandefolgenden Paketen. Dann wird ein Gewebebild, welches über das Blutbewegungsbild ROI hinausgehen kann, aufgezeichnet. Die maximal mögliche Impulswiederholungsfrequenz (PRF) während der Paketerfassung wird durch die Bilddarstellungstiefe bestimmt. Durch Reduzieren der PRF ist es möglich, eine als Strahl-Interleaving bzw. Strahlverschachtelung bezeichnete Technik zu verwenden. Nach dem Aktivieren bzw. Auslösen eines Impulses in einer ersten Richtung steht Zeit zur Verfügung, um Impulse in eine oder mehrere unterschiedliche Richtungen auszulösen, bevor der nächste Impuls in der ersten Richtung ausgelöst wird. Diese Sammlung von Strahlrichtungen wird als eine Interleaving-Gruppe bzw. Verschachtelungsgruppe bezeichnet. Durch Verwenden eines relativ breiten Sendestrahls ist es möglich, mehrere Empfangsstrahlen pro Sendestrahl durch simultane Strahlenbündelung in geringfügig unterschiedlichen Richtungen zu erfassen. Diese bekannte Technik wird als Mehrfachzeilenerfassung (MLA = Multi-Line Acquisition) bezeichnet.
Die zur Signalverarbeitung eingegebenen Daten sind strahlgebündelt und komplex demodulierte I/Q-Datenabtastwerte. Alternativ kann die Verarbeitung ohne komplexe Demodulation für die HF-Daten mit realen Werten durchgeführt werden. Gemäß der hier offenbarten Verarbeitungstechnik werden mehrere Bilder pro Paket angezeigt, im Gegensatz zur herkömmlichen Farbflussbilddarstellung, bei der lediglich ein Bild pro Paket angezeigt wird. Der erste Schritt bei der BMI-Verarbeitung ist das Hochpassfiltern des Signalvektors von jedem Bereichstor. Auf die Hochpassfilterung folgend wird das Speckle-Signal gebildet. Das Speckle-Signal wird dann einer nichtlinearen Maßstabsumwandlung unterworfen. Ein Beispiel dafür ist die logarithmische Komprimierung, gefolgt von Verstärkungs- und Dynamikbereicheinstellung. Das resultierende Speckle-Signal wird als das gewünschte Blutbewegungsbild gleichzeitig mit einem entsprechenden Gewebebild angezeigt.
Gemäß einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine Fluktuation in der mittleren Leistung von Paket zu Paket kompensiert, um eine glatte zeitliche Anzeige zu erhalten. Dies wird durch Dividieren jedes Speckle-Signalabtastwerts durch den für das Paket berechneten Mittelwert erzielt, wodurch ein verbessertes Speckle-Signal zur Blutbewegungsbilddarstellung gebildet wird. In dem logarithmischen Bereich ist dies der Subtraktion des Logarithmus des Mittelwerts von dem Logarithmus jedes Speckle-Signalabtastwerts äquivalent.
Im Allgemeinen wird eine zeitliche Mittelwertbildung die Speckle-Variation verringern. Jedoch wird zeitliche Mittelwertbildung innerhalb eines Pakets ein Spurmuster in dem Bild entlang der Blutflussrichtung erzeugen, was die Richtung des Flusses selbst in einem Stehbild-Vollbild zeigt. Weitere zeitliche Mittelwertbildung (zwischen Paketen), die gewöhnlich bei herkömmlicher Farbflussbilddarstellung erfolgt, wird dieses Spurmuster zerstören.
Deshalb werden gemäß einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel die sich bewegenden Speckle-Muster zeitlich verarbeitet. Als ein Ergebnis der zeitlichen Verarbeitung erzeugen die sich bewegenden Speckle-Muster Spuren in dem Bild entlang der Strömungslinien in dem Fluss. Einfache zeitliche Mittelwertbildung innerhalb jedes Paketes führt zu einem nichtdirektiven Strömungslinieneffekt. Ausgefeiltere Verfahren können ebenfalls Richtungsinformationen, und in gewissem Ausmaß Geschwindigkeitswert bewahren. Zeitliche Verarbeitung ist für die sichtbare Wahrnehmung des Flusses nicht notwendig, ermöglicht jedoch Stehbilddarstellung der Flussrichtung und -größe, und kann zu Verbesserungen bei der Echtzeitanzeige führen, wo die Vollbildrate begrenzt sein muss. Wenn das Glättungsfenster zur zeitlichen Mittelwertbildung gleich der Paketgröße gewählt wird und ein Bild für jedes Paket erzeugt wird, wäre die Verarbeitung ähnlich der Standard-Farbflussbilddarstellung. Jedoch kann eine Anzahl von Schritten vorzugsweise vorgenommen werden, um das Speckle-Muster in dem Flussbild hervorzuheben. Zuerst sollte die räumliche Auflösung so hoch wie möglich sein, indem ein kurzer gesendeter Impuls und ein Transducer mit großer Apertur verwendet wird. Zweitens sollte die Anzahl von Abtastzeilen pro Strahlverschachtelungsgruppe so hoch wie möglich sein. Dies kann erzielt werden durch Verwendung einer niedrigen PRF und/oder MLA (parallele Empfangsstrahlen). Drittens kann das Speckle-Signal durch eine lokale Mittelwertbildung normalisiert werden, die durch zeitliche und/oder räumliche Mittelwertbildung erhalten wird.
Es gibt verschiedene Wege zum Einbringen des Speckle-Musters in das Flussbild:

(1) durch Kombinieren des Speckle-Signals mit der Signalleistung und Zeigen des kombinierten Signals auf die gleiche Weise wie das Angio-Mode-Flussbild;
(2) durch Intensitäts-(”Wert” in HSV-Farbwiedergabe)-Modulation des Farbflusses oder Angiobildes;
(3) durch Farbkodierung des ”Alters” des Speckles, um die Richtung und die Größe der Bewegung sichtbar zu machen.

Die Erfindung kann als Nachbearbeitung beruhend auf aufgezeichneten I/Q-Daten einer Sequenz von Bildern implementiert werden, oder in Echtzeit implementiert werden. Die Erfindung kann als fest verdrahtete Schaltung bzw. Hardware oder als Software implementiert werden.
Kurze Beschreibung der Zeichnung
1 ist ein Blockschaltbild, das ein herkömmliches Ulltraschall-Bilddarstellungssystem zeigt, mit dem es möglich ist, ein Farbflussbild auf ein Gewebebild zu überlagern.
2 ist ein Blockschaltbild, welches die allgemeinste Form der Erfindung zur Bilddarstellung beruhend auf separaten Blutbewegungs- und Gewebeabtastungen zeigt.
3 ist ein Blockschaltbild, das ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung zur Bilddarstellung beruhend auf separaten Blutbewegungs- und Gewebeabtastungen zeigt.
4 ist ein Blockschaltbild, welches ein weiteres bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt, welches Amplitudennormalisierung verwendet, um eine glattere Anzeige zu erhalten.
5 ist ein Blockschaltbild, welches noch ein weiteres bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt, welches eine weiterentwickelte Signalverarbeitung verwendet, um ein verbessertes Speckle-Signal zu erzeugen, welches in Verbindung mit herkömmlichen Farbflussgeschwindigkeitsabschätzungen angezeigt wird.
6 bis 11 sind Signalverläufe, die jeweils die Signale an Punkten A, B, D, F, G und H in der in 4 dargestellten Schaltung wiedergeben.
12 ist eine schematische Darstellung, die Blutbewegungsbilddarstellung unter Verwendung einer Paketerfassung (Paketgröße N > 1) zeigt: der obere Teil stellt die Abtastsequenz dar; der untere Teil stellt die Anzeigesequenz dar.
Die horizontale Achse ist die Zeitachse und die vertikale Achse ist die Strahlposition.
13 ist ein Blockschaltbild, welches ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung zur Erfassung von Blutbewegungs- und Gewebebildern aus der gleichen Abtastung zeigt.
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele
Ein typisches Ultraschall-Bilddarstellungssystem mit Farbfluss- und Gewebebilddarstellung ist allgemein in 1 dargestellt. Die einzelnen Elemente eines Ultraschall-Transducer-Arrays 10 werden durch eine Vielzahl von Impulsgeneratoren eines Senders 14 über Sende/Empfangs(S/E)-Schalter 12 aktiviert, um Wellen bzw. Wavelets, die auf die gleiche Sende-Fokalposition fokussiert sind, mit den gleichen Sendeeigenschaften zu senden, um einen Sendestrahl auszubilden. Die Sendesequenzen und Zeitverzögerungen zur Aktivierung der Impulsgeneratoren, um Sende-Strahlenbündelung zu erzielen, werden durch einen Strahlbündelungskontroller 16 bereitgestellt (z. B. als Software in einem Hostcomputer enthalten). Jeder Sendestrahl breitet sich durch das abgetastete Objekt hindurch aus und wird durch Ultraschallstreuer in dem Objekt zu dem Array hin zurückreflektiert. Nach jeder Sendeaktivierung werden die durch die Transducer-Array-Elemente erfassten Echosignale jeweiligen Empfangskanälen des Empfängers 18 zugeführt. Der Empfänger 18 führt eine Strahlenbündelung der Echos unter der Regie des Strahlenbündelungskontrollers 16 durch. Der Empfänger 18 verleiht den empfangenen Echosignalen die geeigneten Empfangsfokuszeitverzögerungen und summiert diese, um ein Echosignal bereitzustellen, welches die gesamte Ultraschallenergie akkurat angibt, die aus einer Aufeinanderfolge von Bereichen reflektiert wurde, die einer speziellen Sendefokalzone entsprechen.
In einem Hochfrequenzsystem werden die von dem Empfänger 18 ausgegebenen strahlsummierten Hochfrequenzechosignale zu einem Gewebesignalprozessor 22 (beispielsweise B-Mode) gesendet. Der Gewebesignalprozessor enthält typischerweise einen Hüllkurvendetektor zum Bilden der Hüllkurve des strahlsummierten Signals. Die Hüllkurve des Signals wird einer gewissen zusätzlichen Gewebesignalverarbeitung unterzogen, wie beispielsweise logarithmischer Komprimierung, um Anzeigedaten zu bilden, die in einem Speicher 26 gespeichert werden und dann zu einem Abtastwandler 28 ausgegeben werden. Alternativ wird, wie in 1 gezeigt, das Hochfrequenzsignal durch einen Demodulator 20 zum Basisband demoduliert, und dann werden die Gleichphasen- und Quadratur-Komponenten separat von dem Gewebesignalprozessor verarbeitet.
Im Allgemeinen werden die Anzeigedaten durch den Ab- tastwandler 28 in X-Y-Format zur Videoanzeige umgewandelt. Jedes Vollbild von Intensitätsdaten, das eine bzw. einen einer Vielzahl paralleler Abtastungen oder von Schnitten durch das untersuchte Objekt wiedergibt, wird in dem Abtastwandler 28 gespeichert und wird in dem nächsten Zyklus zu einem Videoprozessor in dem Anzeige-Subsystem 30 gesendet. Der Videoprozessor bildet die Videodaten auf eine Grauskala zur Videoanzeige ab. Die Grauskala-Vollbilder werden dann zu dem Videomonitor des Anzeige-Subsystems 30 gesendet.
In der Farbflussbilddarstellungs-Betriebsart verarbeitet ein Farbflussprozessor 24 während zusätzlicher Abtastungen erfasste Daten, wobei jedes Farbflussbild aus mehreren Abtastungen erfasst bzw. erhalten wird. Beispielsweise wird eine Sequenz von N Impulsen (d. h., ein ”Paket”) zu jeder Fokalposition in dem Gebiet von Interesse bzw. ROI (”Region of Interest”) gesendet, 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 videoverarbeitet und dann während der Anzeige dem Gewebebild überlagert.
Die allgemeinste Form der Erfindung ist in 2 dargestellt, wobei darauf hingewiesen wird, dass die als ”Gewebe” und ”I/Q-Signalpakete” bezeichneten Eingänge beide von dem in 1 dargestellten Demodulator her empfangen werden. Gemäß diesem und anderen bevorzugten Ausführungsbeispielen werden die Daten wie bei einer herkömmlichen Farbflussbilddarstellung erfasst bzw. gewonnen (beispielsweise unter Verwendung der in Signalflussrichtung vor dem Demodulator 20 in 1 vorhandenen Blöcke). Eine Serie von N Impulsen (ein Paket mit Paketgröße N) wird in jeder Strahlrichtung des Flussbildes gesendet. Dann wird ein Gewebebild aufgezeichnet. Die maximal mögliche Impulswiederholungsfrequenz (PRF) wird durch die Bilddarstellungstiefe bzw. Abbildungstiefe bestimmt.
Gemäß der in 2 dargestellten Verarbeitungstechnik werden mehrere Bilder pro Paket angezeigt, im Gegensatz zur herkömmlichen Farbflussbilddarstellung, bei der lediglich ein Bild pro Paket angezeigt wird. Die in 2 (und nachfolgenden Figuren) dargestellte BMI-Verarbeitung ist für einen Tiefenbereich, jedoch wird die gleiche Verarbeitung parallel für alle Tiefenbereiche angewandt. Die von jedem Bereichstor erfassten bzw. gewonnenen Datenabtastwerte (einem Paket von Übertragungen folgend) werden durch ein digitales Hochpassfilter 32 gefiltert. Das digitale Hochpassfilter wird individuell auf jeden Signalabtastwert in dem Satz von N Strahlvektoren angewandt. Genauer gesagt, wenn jeder Strahlvektor aus L Signalabtastwerten besteht, die L Tiefenbereiche wiedergeben, kann der Satz von empfangenen Signalabtastwerten als eine Matrix s(l, n) beschrieben werden mit l = 1, ..., L, n = 1, ..., N. Nun werden für jeden Tiefenbereich l die Signalabtastwerte s(l, 1), ..., s(l, N) dem Hochpassfilter 32 eingegeben. Das Hochpassfilter 32 arbeitet unabhängig für jeden Tiefenbereich l. Der Ausgang des Hochpassfilters für alle Tiefenbereiche wird dann aus M Strahlvektoren bestehen, wobei M ≤ N ist. Das hier verwendete Filter arbeitet auf die gleiche Weise wie das Störsignalfilter, welches bei der herkömmlichen Farbflussbilddarstellung verwendet wird.
Die einfachste Art eines verwendbaren Filters ist ein Filter mit begrenztem Ansprechen auf einen Impuls bzw. FIR-Filter (FIR = Finite Impulse Response). Ein derartiges Filter ist durch eine Impulsantwortfunktion h(n), n = 0, ..., J – 1, beschrieben, wobei J die Filterlänge ist. Die Beziehung zwischen J, N und M in 2 ist durch M = N – J + 1 gegeben. Wenn das Eingangssignal x(n) ist und das Ausgangssignal y(n) ist, dann ist der Filterungsvorgang gegeben durch
Jeder Ausgangsabtastwert y(n) ist eine gewichtete Summe der vorhergehenden J Eingangsabtastwerte x(n). Der Ausgangsabtastwert y(0) ist gegeben durch y(0) = h(0) × (0) + h(1) × (–1) + ... + h(J – 1) × (–J + 1) und hängt ab von x(n) für n < 0. Der Ausgangsabtastwert y (J – 1) beträgt y(J – 1) = h(0) × (J – 1) + h(1) × (J – 2) + ... + h(J – 1) × (0) und ist der erste Ausgangsabtastwert, der nicht von irgendeinem x(n) für n < 0 abhängt. Im vorliegenden Fall ist das Eingangssignal für n < 0 nicht verfügbar. Das heißt, dass der erste gültige Ausgangsabtastwert y(J – 1) ist. Bei dem in 12 dargestellten Beispiel beträgt die Anzahl von Eingangsabtastwerten N = 6. Mit einem FIR-Filter der Länge J = 4 ist die Anzahl gültiger Ausgangsabtastwerte M = N – (J – 1) = 3. Ein Beispiel einer Hochpassimpulsantwortfunktion der Länge J = 4 ist gegeben durch h(0) = 0,16, h(1) 0,53, h(2) = –0,53, h(3) = –0,16
Der Filterungsvorgang kann verallgemeinert werden, um alle linearen Filter zu umfassen, indem eine Matrixschreibweise verwendet wird. Unter der Annahme, dass das Eingangssignal als N-dimensionaler Vektor x geschrieben werden kann:
Ein allgemeiner linearer Filterungsvorgang wird dann durch eine Matrixmultiplikation des Vektors × beschrieben. Es sei angenommen, dass die Filtermatrix A die Dimension M × N hat. Dieses Filter wird einen M-dimensionalen Ausgangsvektor y erzeugen, der durch y = Ax gegeben ist. In dem vorstehend erörterten FIR-Filterbeispiel ist die Filtermatrix A gegeben durch
Es wird betont, dass eine allgemeine Filtermatrix nicht auf die vorstehend gezeigte FIR-Struktur begrenzt ist. IIR-Filter mit unterschiedlichen Initialisierungstechniken und Polynomialregressionsfilter sind weitere Beispiele von Filtern, die verwendet werden können. Falls ein FIR-Filter verwendet wird, müssen die ersten J-1 Abtastwerte, wobei J die FIR-Filterlänge ist, verworfen werden. Falls ein IIR-Filter verwendet wird, existieren mehrere Initialisierungstechniken zum Unterdrücken des Filtereinschwingvorgangs, jedoch kann es sein, dass einige der ersten Abtastwerte verworfen werden müssen.
Gemäß 2 besteht der Eingang zu dem Hochpassfilter 32 aus N Abtastwerten, wobei N gleich der Paketgröße ist, während der Ausgang aus M Abtastwerten besteht, wobei 1 < M ≤ N ist. Auf die Hochpassfilterung folgend erfolgt eine weitere Signalverarbeitung (Block 80), die die Anzahl von Abtastwerten auf K reduzieren kann, wobei 1 < K ≤ M ist.
Gemäß 3 ist ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel des Signalprozessors aus 2 dargestellt. Das Signal wird amplitudenerfasst, wodurch das gebildet wird, was nachfolgend als ”Speckle-Signal” bezeichnet wird. Bei dem Beispiel gemäß 3 wird der quadrierte Wert (d. h., die Leistung) von jedem der M Ausgangsabtastwerte in einem Signalgrößenprozessor 34 berechnet. Wenn das komplexe I/Q-Signal gegeben ist durch x(k) = z(k) + iy(k), wobei z und y real sind und i = √–1 ist, dann ist die Ausgabe bzw. der Ausgang des Prozessors 34 gegeben durch z(k)² + y(k)². Bei der innerhalb des Prozessors 34 gezeigten Notation ist der mittlere Punkt durch das Eingangssignal x(k) ersetzt. Das Speckle-Signal wird dann einer nichtlinearen Amplitudentransformation unterzogen. Gemäß 3 besteht diese Transformation aus einer logarithmischen Komprimierung (Block 36), gefolgt durch eine Verstärkungs- und Dynamikbereicheinstellung (Block 38). Das sich ergebende Speckle-Signal wird in dem Speicher 26 gespeichert.
Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wie in 3 gezeigt, wird eine separate Abtastung durchgeführt, um das Gewebe- (z. B. B-Mode) Bild auf eine herkömmliche Weise zu erfassen. Eine Gewebeabtastung wird für jedes Paket aus N BMI-Abtastungen durchgeführt. Die erfassten Gewebeabtastdaten werden durch einen Interpolator 40 interpoliert, um M Gewebebilder für jeweils M Blutbewegungsbilder zu erzeugen. Die M Gewebebilder werden in einem separaten Teil des Speichers 26 gespeichert. Jedes Gewebebild und jedes Blutbewegungsbild werden abtastgewandelt durch den Abtastwandler 28 und zu dem RGB-Kodierer 42 gesendet. Eine einfache Kombination des Blutbewegungsbildes und des Gewebebildes kann für die RGB-Komponenten des durch das Anzeige-Subsystem 44 angezeigten Bildes verwendet werden. Ein Beispiel ist: R = 4 × BMI + 2 × Gewebe; G = BMI + 4 × Gewebe; und B = 4 × Gewebe. Eine Kombination, die ein Grauskalenbild erzeugt, ist ebenfalls möglich.
4 zeigt ein weiteres bevorzugtes Ausführungsbeispiel, bei dem das Speckle-Signal durch Amplitudennormalisierung verbessert wird, um eine glattere Anzeige zu ermöglichen. Insbesondere wird eine Fluktuation der mittleren Leistung von Paket zu Paket kompensiert, um eine glatte zeitlich Anzeige zu erhalten. Dies wird erzielt durch Dividieren jedes Speckle-Signalabtastwerts durch den für das Paket berechneten Mittelwert, wodurch ein verbessertes Speckle-Signal zur Blutbewegungsbilddarstellung gebildet wird. In der logarithmischen Darstellung ist dies äquivalent zu dem Subtrahieren des Logarithmus des Mittelwerts von dem Logarithmus jedes Speckle-Signalabtastwerts.
Wie in 4 dargestellt, wird auf das Hochpassfilter 32 folgend das Signal in dem Prozessor 34 amplitudenerfasst, wobei der quadrierte Betrag der gefilterten I/Q-Signalabtastwerte wie vorstehend beschrieben berechnet wird. Der durch den Buchstaben A in 4 bezeichnete Ausgang des Prozessors 34 ist das in 6 dargestellte Speckle-(Leistungs-)Signal. 6 zeigt die Leistung in einem Bildelement bzw. Pixel in einem linearen Maßstab. Das Zeitintervall innerhalb eines Pakets ist 1/PRF. Die Zeit zwischen jedem Paket ist 1/Vollbildrate, wobei Vollbildrate sich auf die erhaltene Vollbildrate bezieht, wenn die Daten bei einer herkömmlichen Farbflussbilddarstellung verwendet werden. Da das Leistungssignal das Quadrat eines komplexen Gauss'schen Prozesses mit Mittelwert Null ist, ist das durch die mittlere Leistung (Varianz) dividierte Signal exponentiell verteilt mit einem Mittelwert von eins. Wie aus 6 ersichtlich, variiert die mittlere Leistung von Paket zu Paket. Um eine glatte zeitliche Anzeige zu erhalten, muss diese Fluktuation in der mittleren Leistung kompensiert werden. Eine mögliche Art und Weise zur Lösung dieses Problems ist in 4 angegeben.
Gemäß dem in 4 dargestellten bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die Leistung in jedem Paket in Block 46 geschätzt. Die Leistung wird berechnet als:
Der Unterschied zwischen dem Betragsquadriererprozessor 34 und dem Leistungsabschätzungsblock 46 besteht darin, dass in letzterem ein Mittelwert (d. h. ein Ausgangsabtastwert) für jedes Paket aus M Abtastwerten, die von dem Hochpassfilter 32 ausgegeben werden, berechnet wird. In dem Prozessor 34 gibt es keine Summierung. Für jeden Eingangsabtastwert x(k) gibt es einen entsprechenden Ausgangsabtastwert, der z(k)² + y(k)² ist (M Eingangsabtastwerte und M Ausgangsabtastwerte).
Die Leistungsschätzung kann, wie durch Block 48 in 4 dargestellt, räumlich gefiltert werden. Der Logarithmus von sowohl dem Speckle-Signal als auch dem räumlich gefilterten mittleren Leistungssignal wird in Blöcken 36 bzw. 50 berechnet. Die gesamte darauf folgende Verarbeitung erfolgt in dem logarithmischen Bereich. Beispiele der Signale an Punkten B und D in 4 sind in 7 bzw. 8 dargestellt. (Der 10 entsprechende Schwellenwert ist durch die gestrichelte Linie bei 16 dB angegeben).
Ein amplitudennormalisiertes Speckle-Signal wird erhalten durch Subtrahieren des Logarithmus des Mittelwerts in jedem Paket von dem Logarithmus jedes Leistungssignalabtastwerts in dem entsprechenden Paket (vergleiche Addierer/Subtrahierer 52 in 4). Subtraktion in dem logarithmischen Bereich ist gleich dem Logarithmus des Verhältnisses der entsprechenden linearen Signale. Das amplitudennormalisierte Speckle-Signal (Punkt E in 4), das den Signalen in 7 und 8 entspricht, ist in 9 dargestellt. Die Abtastwerte des Speckle-Signals sind identisch verteilt bzw. gleichverteilt, wobei die Verteilung durch eine logarithmische Transformation der exponentiellen Verteilung ermittelt wird. Dieses Speckle-Signal kann begrenzt werden, um innerhalb eines gewissen Vertrauensintervalls zu liegen, welches durch die Wahrscheinlichkeitsverteilung (Punkt F in 4) bestimmt ist. Die Ausgabe des Begrenzers 54 kann in einem Speicher gespeichert werden, ohne weiter verarbeitet zu werden, und wie vorstehend mit Bezug auf 3 beschrieben angezeigt werden.
4 stellt eine noch weiterentwickeltere Signalverarbeitung dar. Das Speckle-Signal wird in der Flussbildanzeige sichtbar gemacht, indem der Farbpixelwert in den Bereichen des Bildes modifiziert wird, wo ein Blutfluss erfasst wird. Eine Art und Weise zum Erzielen dieses Effektes besteht darin, die mittlere Signalleistung mit dem Speckle-Signal in einen Wert zu kombinieren, der beispielsweise die Helligkeit des Pixelwerts steuert. Dies kann auf die folgende Art und Weise erfolgen: Da es lediglich einen Abtastwert mittlerer Leistung in jedem Paket gibt, wird er zeitlich interpoliert (Block 56), um die gleiche Anzahl M von Abtastwerten mittlerer Leistung wie schwankende Leistungsabtastwerte zu bekommen. Verstärkung und Dynamikbereich können eingestellt werden (Block 58), wie bei herkömmlicher Farbflussbilddarstellung. Das Signal wird auf einen maximalen positiven Wert begrenzt (positiver Begrenzer 60), der durch die Verstärkung und den Dynamikbereich gegeben ist. Die negativen Signalwerte werden nicht auf Null begrenzt. Das positiv begrenzte Signal wird dann durch ein Tiefpassfilter 62 zeitlich geglättet. Das interpolierte, begrenzte und geglättete Signal mittlerer Leistung an Punkt G in 4 ist in 10 dargestellt. Die Verstärkung bei diesem Beispiel ist gleich –10 dB und das Signal ist auf einen Maximalwert von 6 dB begrenzt. Das Signal mit schwankender Leistung (d. h., Speckle-Signal) wird begrenzt (Begrenzer 54) und zu dem Signal mittlerer Leistung addiert (Addierer/Subtrahierer 54), und die negativen Werte werden gleich Null eingestellt (negativer Begrenzer 66). Wenn das mittlere Signal bzw. gemittelte Signal einen Maximalwert hat, umspannt das Gesamtsignal den Dynamikbereich der Anzeige. Wenn das gemittelte Signal niedriger als das Maximum ist, geht der kleinste Anteil des Gesamtsignals verloren. Dies ist das verbesserte Speckle-(d. h., BMI)-Signal an Punkt H in 4. Ein Beispiel des BMI-Signals ist in 11 dargestellt.
Ein einfacherer Leistungsnormalisierungsalgorithmus als jener mit Bezug auf 4 beschriebener besteht darin, das BMI-Signal die Summe des von dem Addierer/Subtrahierer 52 ausgegebenen Speckle-Signals und einer tiefpassgefilterten Version des ursprünglichen Signals an Punkt B sein zu lassen. Auf diese Weise wird die Interpolation vermieden.
5 stellt ein weiteres bevorzugtes Ausführungsbeispiel dar, welches einen Speckle-Prozessor 80 und einen herkömmlichen Farbflussprozessor 82 aufweist. Blöcke mit den gleichen Bezugszahlen wie Blöcke in 4 haben die gleiche Funktion wie vorhergehend beschrieben. Gemäß diesem bevorzugten Ausführungsbeispiel können zeitliche Mittelwertbildung (Block 68 in 5) und Dezimierung (Block 70) hinsichtlich des Speckle-Signals erfolgen. Die zeitliche Mittelwertbildung erzeugt Linien in dem Speckle entlang der Richtung des Blutflusses. Eine Anzahl von Abtastwerten gleich der Mittelwertfensterlänge wird nach der Mittelwertbildung verworfen, was die Anzahl von Abtastwerten pro Bereichstor von M auf K reduziert. Weitere Dezimierung kann notwendig sein, um eine Vollbildrate zu erhalten, die zur Echtzeitanzeige geeignet ist. Durch Mittelwertbildung über das gesamte Paket wird das Ergebnis ein Abtastwert pro Paket. Durch Verwenden des verbesserten Speckle-Signals an dem Ausgang des Begrenzers 54 als das Leistungssignal bei der Standard-Farbflussbilddarstellung sind Streifen entlang der Flussrichtung in den Farbflussbildern sichtbar. Der Vorteil dieser alternativen Lösung besteht in dem kleinen Unterschied bezüglich der Verarbeitung verglichen mit herkömmlicher Farbflussbilddarstellung.
Zusätzlich zu der vorstehend beschriebenen Verarbeitung ist es möglich, den herkömmlichen Autokorrelationsalgorithmus zu verwenden, um die radiale Geschwindigkeitskomponente abzuschätzen. Eine Abschätzung der Autokorrelationsfunktion bei einem zeitlichen Nacheilen von eins wird durch den Autokorrelationsabschätzer 72 aus jedem Paket wie folgt bestimmt:
wobei der Stern das konjugiert Komplexe darstellt, z. B., wenn x = Z + iy, dann ist x* = z – iy. Diese komplexwertige Autokorrelationsabschätzung wird räumlich gefiltert (Block 74) und interpoliert (Block 76), um K Autokorrelationsabschätzungen zu erzeugen. Auf ähnliche Art und Weise empfängt jeder Interpolator 40 und 56 einen Abtastwert (d. h., das Gewebesignal bzw. Signal mittlerer Leistung) und gibt K Abtastwerte aus. Die Autokorrelationswerte werden in dem Speicher 26 gespeichert und die Geschwindigkeitswerte werden als ein Teil des Anzeigealgorithmus berechnet. Alternativ werden die Geschwindigkeitswerte vor dem Speicher 26 berechnet und anstatt der Autokorrelationswerte gespeichert.
Gemäß dem in 5 dargestellten bevorzugten Ausführungsbeispiel werden das BMI-Signal, das Signal mittlerer Leistung, das Radialgeschwindigkeitssignal und das Gewebesignal verwendet, um das Blutbewegungsbild zum Anzeigen zu berechnen. Zuerst führt der Abtastumwandlungsblock 28 eine Abtastumwandlung dieser vier Signale durch. Dann wird eine Entscheidung für jeden Pixel getroffen, ob es sich um einen Gewebepixel oder einen Flusspixel handelt. Diese Gewebe/Flussarbitration (Block 78) beruht auf dem Gewebesignal, Signal mittlerer Leistung und Radialgeschwindigkeitssignal. Die RGB-Werte der Flusspixel werden durch das BMI-Signal und das Radialgeschwindigkeitssignal bestimmt (RGB-Kodierer 42). Die Farbe wird beruhend auf dem Radialgeschwindigkeitssignal gewählt, wohingegen das BMI-Signal die Helligkeit der Farbe bestimmt.
Wie vorhergehend erörtert, werden die Daten unter Verwendung herkömmlicher Paketerfassung erfasst bzw. gewonnen, d. h., eine Folge von N Impulsen (ein Paket mit Paketgröße gleich N) wird in jeder Strahlrichtung des Flussbildes gesendet. Die maximal mögliche PRF wird durch die Bilddarstellungstiefe bestimmt. Durch Reduzieren der PRF ist es möglich, eine als Strahlverschachtelung bezeichnete Technik zu verwenden (beispielsweise die Strahlverschachtelungstechnik, die in dem US-Patent Nr. 4,888,694 offenbart ist). Nach dem Aktivieren eines Impulses in einer ersten Richtung steht Zeit zur Verfügung, um Impulse in eine oder mehrere unterschiedliche Richtungen zu aktivieren, bevor der nächste Impuls in der ersten Richtung aktiviert wird. Diese Sammlung von Strahlrichtungen wird als Verschachtelungsgruppe bezeichnet. Die Anzahl von Strahlen in einer Verschachtelungsgruppe wird als Verschachtelungsgruppengröße bezeichnet. Die Anzahl von Verschachtelungsgruppen wird durch die Bildbreite und die Verschachtelungsgruppengröße bestimmt. Teile des Gewebebildes können zwischen den unterschiedlichen Flussverschachtelungsgruppen erfasst werden, oder das gesamte Gewebebild wird nach einer gesamten Flussbilderfassung erfasst. In jedem Fall erfolgt eine Gewebebildaufzeichnung pro Flussbild (welches aus N Impulsen in jeder Richtung besteht).
Bei einer niedrigen PRF wird das Bild lediglich aus einigen wenigen Verschachtelungsgruppen bestehen. Kombinieren einer niedrigen PRF und kleinen Tiefe mit einem engen Bildsektor erlaubt die Erfassung eines Bildes mit lediglich einer Verschachtelungsgruppe. Dies ist ähnlich einer Flusserfassung mit einer Paketgröße von N = 1, mit der Ausnahme, dass es lediglich ein Gewebebild pro N Flussimpulsen gibt. Gleichförmiges zeitliches Abtasten kann erhalten werden, indem lediglich eine Verschachtelungsgruppe verwendet wird und nicht separate Gewebebilder erfasst werden. Der Gewebeteil des Bildes kann dann vorzugsweise aus den Flussdaten generiert werden, indem herkömmliche Gewebeverarbeitung verwendet wird, um eine Vollbildrate zu erhalten, die so hoch wie möglich ist. Unter Verwendung eines relativ breiten Sendestrahls ist es möglich, mehrere Empfangsstrahlen pro Sendestrahl auszubilden, indem gleichzeitig Strahlenbündelung in geringfügig unterschiedlichen Richtungen erfolgt. Diese Technik wird Mehrfachzeilenerfassung bzw. Multizeilenerfassung (MLA) genannt.
Der obere Teil von 12 zeigt die Abtastsequenz und der untere Teil zeigt die Anzeigesequenz für das in 2 dargestellte System. Die horizontale Achse ist die Zeitachse; die vertikale Achse ist die Strahlposition. In dem oberen Teil stellt jeder Punkt den empfangenen Signalvektor von einem gesendeten Impuls dar. Wenn MLA verwendet wird, werden zwei oder mehr Signalvektoren mit geringfügig unterschiedlichen Strahlpositionen für jeden Zeitpunkt vorhanden sein. 12 zeigt (aus Gründen der Klarheit und Übersichtlichkeit) eine Situation ohne MLA. Die Abtastsequenz ist die gleiche wie sie bei einer herkömmlichen Farbflussbilddarstellung verwendet wird. Eine vollständige Abtastung enthält eine Anzahl von Sendeimpulsen in jeder Richtung, die einen gewissen Bereich abdecken und eine Gewebeabtastung mit einem Impuls in jeder Richtung, die einen größeren Bereich abdeckt. Bei diesem Beispiel hat die Flussabtastung zwei Verschachtelungsgruppen, von denen jede sechs Strahlpositionen abdeckt. Die Paketgröße beträgt N = 6. Die Anzahl von Signalabtastwerten nach dem Hochpassfilter beträgt M = 3, was auch gleich der Anzahl von angezeigten Vollbildern pro vollständiger Abtastung ist. Die Anzeige-Vollbildrate wird bei diesem Beispiel dreimal so hoch sein wie bei einer herkömmlichen Farbflussbilddarstellung. Gemäß der Darstellung in 12 ist ein Gewebebild pro Blutbewegungsbilddarstellungspaket verfügbar. Dieses wird zeitlich interpoliert, um ein Gewebebild pro Blutbewegungsdarstellungsvollbild zu erhalten. Beispielsweise sind die Gewebebilder in Anzeigevollbildern Nr. 3 und 6 die gleichen wie die zwei Gewebeabtastungen 84 und 86. Die in Anzeigevollbildern Nr. 4 und 5 verwendeten Gewebebilder sind Interpolationen der Gewebeabtastungen 86 und 88.
Eine weitere Option besteht darin, die Gewebeabtastung zu überspringen bzw. auszulassen und die gleichen Daten sowohl für die Gewebe- als auch Blutbewegungs-Bilddarstellungsteile des Bildes zu verwenden, wie in 13 dargestellt ist. Der Synchronisationsblock 84 greift zuerst die M Gewebevollbilder heraus, die den Flussvollbildern entsprechen, welche nach der Hochpassfilterung verbleiben. Wenn die Flussvollbilder dezimiert werden, werden auch die Gewebevollbilder auf K Vollbilder dezimiert. Bei dem in 13 gezeigten Beispiel erfolgt keine Dezimierung, d. h., die Anzahl von Vollbildern ist gleich M. Der Synchronisationsblock 84 greift dann die letzten M Vollbilder in dem Paket heraus. Dann wird für die I/Q-Signalpakete eine Standard-Gewebesignalverarbeitung (Block 22) durchgeführt. Der Zweck des Synchronisationsblocks 84 besteht darin, die Zeitverzögerung bei der Verarbeitung von BMI-Daten zu kompensieren, so dass die Gewebebildsequenz (zeitlich) mit der Blutbildsequenz synchronisiert ist. Gewebedaten könnten auf diese Weise in all den vorangehenden Blockschaltbildern generiert werden.
Gemäß den hier offenbarten bevorzugten Ausführungsbeispielen werden Paketdaten zur Blutbewegungsbilddarstellung wie folgt verarbeitet. Die eingegebenen Daten sind die strahlengebündelten, komplex demodulierten und zeitverstärkungskompensierten I/Q-Daten. Alternativ kann die Verarbeitung beruhend auf den realwertigen Hochfrequenz(HF)-Daten ohne komplexe Demodulation erfolgen. Das Signal von jedem Bereichstor von jedem empfangenen Strahl bildet einen komplexwertigen (unter der Annahme, dass I/Q-Daten verwendet werden) Signalvektor mit einer Dimension gleich der Paketgröße N. Der Signalvektor enthält somit zeitliche Abtastwerte von einem Abtastvolumen mit einer Abtastfrequenz gleich der PRF. Die Signalabtastwerte haben eine komplexe Gaussverteilung mit Mittelwert Null.
Das Blutbewegungsbilddarstellungsverfahren kann ebenfalls in Verbindung mit Ultraschallkontrastbilddarstellung verwendet werden. Das Kontrastmittel verbessert die Streuung des Blutes, was die Empfindlichkeit erhöht und die Störsignalfilterung weniger kritisch macht. Das Blutbewegungsbilddarstellungsverfahren kann in Verbindung mit allen bekannten Verfahren zur Kontrastverbesserung unter Verwendung einer Sequenz von Sendeimpulsen pro Abtastzeile verwendet werden, einschließlich eines Leistungs-Dopplers mit Grundschwingung und zweiter harmonischer, der Impulsinversionstechnik und der kodierten Anregung. Variationen des Echos von Impuls zu Impuls, die durch Bewegung und/oder Zerstörung der Kontrastteilchen bedingt sind, werden Änderungen in dem Speckle-Muster in dem Bild hervorrufen, was die visuelle Erfassung geringer Konzentrationen von Kontrastmittel leichter macht. Bei intermittierender Bilddarstellung, die oft zur Kontrast-Bilddarstellung verwendet wird, ist das Blutbewegungsbilddarstellungsverfahren von besonderer Wichtigkeit, da eine Vielzahl von Bildern für jeden aufgezeichneten Datensatz angezeigt wird, was eine kontinuierlichere Abfolge von Bildern ergibt, wo Speckle-Fluktuationen das Vorliegen eines Kontrastmittels angeben. Intermittierende Bilddarstellung heißt, die Datenerfassung für eine definierte Zeitperiode zwischen jedem Vollbild zu stoppen.
Die Zeit zwischen jedem Vollbild beträgt typischerweise einen oder mehrere Herzzyklen.
Die Verarbeitung und Anzeigetechniken, wie sie hierin beschrieben sind, können in allen Kombinationen von Bilddarstellungsmodalitäten bzw. physikalisch-technischen Heilmitteln mit Bilddarstellung verwendet werden, bei denen herkömmlicher Farbfluss verwendet wird. Beispiele sind die M-Mode und Spektrum-Doppler. Eine Kombination mit Spektrum-Doppler ist insbesondere interessant, da genaue Winkelkorrektur leichter durchzuführen ist.
Mehrere Impulskomprimierungstechniken existieren, um das Signal-Störsignal-Verhältnis (SNR = Signal-To-Noise Ratio) zu verbessern, ohne die Amplitude des gesendeten Impulses zu erhöhen. Eine derartige Technik ist von Haider et al. in ”Pulse Elongation and Deconvolution Filtering for Medical Ultrasonic Imaging” in IEEE Trans. Ultrason., Ferroelect., Freq. Contr., Band 45, Seite 98–113, Januar 1998, beschrieben. Das Eingangssignal zu der hier beschriebenen BMI-Verarbeitung kann unter Verwendung derartiger Techniken erfasst werden, die das SNR erhöhen.
Beispielsweise im Fall, in dem Geschwindigkeitsabschätzungen in die angezeigte Information einzuschließen sind, sind viele alternative Verfahren zum Abschätzen der Geschwindigkeit möglich. Das Ziel ist, K Geschwindigkeitsabschätzungen für jedes Paket zu berechnen. Dies kann auf verschiedene Art und Weise erreicht werden. Eine Möglichkeit besteht darin, eine Geschwindigkeitsabschätzung (durch zeitliche Mittelwertbildung) pro Paket zu berechnen, wie bei der herkömmlichen Farbflussbilddarstellung. Dies wird gefolgt durch Interpolation, um die fehlenden Werte zu bekommen.
Eine weitere Möglichkeit besteht im Überspringen bzw. Auslassen der zeitlichen Mittelwertbildung und dem augenblicklichen Erhalten von K Geschwindigkeitsabschätzungen. Keine Interpolation ist dann notwendig. Eine noch weitere Möglichkeit besteht darin, eine zeitliche Mittelwertbildung der augenblicklichen Geschwindigkeitsabschätzungen durchzuführen, um ein glattes Signal zu erhalten. Keine Interpolation wird benötigt.
Ein Verfahren und ein Gerät zur Bilddarstellung von Blutbewegung durch Anzeigen eines verbesserten Bildes des schwankenden Speckle-Musters. Der erste Schritt bei der Blutbewegungsbildverarbeitung ist eine Hochpassfilterung 32 des Signalvektors von jedem Bereichstor. Auf die Hochpassfilterung folgend wird ein Speckle-Signal gebildet 34. Das Speckle-Signal wird dann einer nichtlinearen Maßstabsumwandlung 36 unterzogen. Das sich ergebende Speckle-Signal wird als das gewünschte Blutbewegungsbild zusammen bzw. gleichzeitig mit einem entsprechenden Gewebebild angezeigt.

Claims

Bilddarstellungssystem, mit: einem Datenerfassungssubsystem zur Erfassung von Sätzen von N Datenabtastwerten, die eine Funktion der zurückkehrenden Ultraschallenergie auf das Senden von Sätzen von N Impulsen hin sind, wobei jeweilige Sätze von N Datenabtastwerten für jede Fokalposition in einem Gebiet von Interesse erfasst werden, einem an das Datenerfassungssubsystem angeschlossenen Hochpassfilter (32) zur Hochpassfilterung jedes der Sätze von N Datenabtastwerten zum Bilden jeweiliger Sätze von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < M ≤ N ist, einem ersten Prozessor (80) zur Berechnung jeweiliger Sätze von K Signalabtastwerten aus den Sätzen von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < K ≤ M ist, einem zweiten Prozessor (46) zum Berechnen eines Wertes mittlerer Leistung der M gefilterten Abtastwerte, wobei die mittlere Leistung mittels eines eine zeitliche Mittelwertbildung aufweisenden Verfahrens berechnet wird, und einem Anzeigesystem (30) zum Anzeigen von K Bildwerten eines jeweiligen Satzes in Aufeinanderfolge an einem jeweiligen Pixel einer Vielzahl von Pixeln zum Bilden einer Folge von K Bildern, wobei jeder der Sätze von K Bildwerten als eine Funktion jeweils eines der Sätze von K Signalabtastwerten hergeleitet wird.
System nach Anspruch 1, wobei das Datenerfassungssystem einen Empfänger (18) und einen Demodulator (20) aufweist, wobei jeder der N Datenabtastwerte Gleichphasen- und Quadraturkomponenten aufweist, die von dem Demodulator (20) ausgegeben werden.
System nach Anspruch 1, wobei der erste Prozessor (80) aufweist: einen Amplitudendetektor (34) zum Bilden eines jeweiligen Speckle-Signalabtastwerts für jeden der M gefilterten Abtastwerte, und einen Maßstabwandler (36) zum Wandeln der M Speckle-Signalabtastwerte von einem linearen Maßstab auf einen nichtlinearen Maßstab zur Erzeugung von M maßstabsgewandelten Speckle-Signalabtastwerten.
System nach Anspruch 3, zudem mit: einem Maßstabswandler (50) zum Wandeln des Wertes mittlerer Leistung von einem linearen Maßstab auf einen nichtlinearen Maßstab, und einem Subtrahierer (52) zum Subtrahieren des maßstabsgewandelten Wertes mittlerer Leistung von jedem der M maßstabsgewandelten Speckle-Signalabtastwerte, wodurch M amplitudennormalisierte Speckle-Signalabtastwerte gebildet werden, wobei das Anzeigesystem (30) M Bildwerte aufeinanderfolgend an dem Pixel anzeigt, wobei jeder der M Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der M amplitudennormalisierten Speckle-Signalabtastwerte ermittelt wird.
System nach Anspruch 4, wobei die Maßstabswandler (36, 50) eine logarithmische Funktion anwenden.
System nach Anspruch 4, zudem mit: einem dritten Prozessor (68, 70) zum Bilden von K Leistungssignalabtastwerten als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte aus zumindest einem Paket, und zum Kombinieren der K Leistungssignalabtastwerte mit den K amplitudennormalisierten Speckle-Signalabtastwerten, um K verbesserte Speckle-Signalabtastwerte zu erzeugen, wobei das Anzeigesystem (30) K Bildwerte aufeinanderfolgend an dem Pixel anzeigt, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K verbesserten Speckle-Signalabtastwerte ermittelt wird.
System nach Anspruch 1, wobei das Datenerfassungssubsystem einen ersten Datenabtastwert erfasst, bevor die N Datenabtastwerte erfasst werden, und einen zweiten Datenabtastwert erfasst, nachdem die N Datenabtastwerte erfasst wurden, wobei die ersten und zweiten Datenabtastwerte Ultraschallenergie darstellen, die auf das Senden jeweiliger Impulse folgend zurückgekehrt sind, zudem mit: einem dritten Prozessor (34) zum Bestimmen des Betrags der ersten und zweiten Datenabtastwerte, um jeweilige erste und zweite Gewebesignalabtastwerte zu bilden, und einem Interpolator (40) zum Bilden von (K – 1) interpolierten Gewebesignalabtastwerten beruhend auf den ersten und zweiten Gewebesignalabtastwerten, wobei das Anzeigesystem (30) K Bildwerte in Aufeinanderfolge an dem Pixel anzeigt, wobei einer der K Bildwerte als eine Funktion von einem der K Signalabtastwerte und einem der ersten und zweiten Gewebesignalabtastwerte ermittelt wird, und ein anderer der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der anderen der K Signalabtastwerte und einem entsprechenden der (K – 1) interpolierten Gewebesignalabtastwerte ermittelt wird.
System nach Anspruch 1, zudem mit einem dritten Prozessor zum Auswählen von K aus den N Datenabtastwerten vor dem Hochpassfiltern und Berechnen des Betrags von jedem der K ausgewählten Datenabtastwerte, um jeweilige Gewebesignalabtastwerte zu bilden, wobei das Anzeigesystem (30) K Bildwerte in Aufeinanderfolge an dem Pixel anzeigt, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K Signalabtastwerte und einem entsprechenden der K Gewebesignalabtastwerte ermittelt wird.
System nach Anspruch 3, wobei der erste Prozessor (80) zudem einen Signalmittelwertbilder (68) zum Bilden von M zeitlich gemittelten Speckle-Signalabtastwerten vor der Maßstabsumwandlung aufweist.
System nach Anspruch 3, wobei der erste Prozessor (80) zudem einen Dezimierer (70) zur Dezimierung der M Speckle-Signalabtastwerte aufweist, um K Speckle-Signalabtastwerte zu bilden, wobei K < M ist.
System nach Anspruch 3, zudem mit einem zweiten Prozessor zum Bilden von K Geschwindigkeitsabschätzungen als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte aus zumindest einem Paket, wobei das Anzeigesystem (30) K Bildwerte in Aufeinanderfolge an dem Pixel anzeigt, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K Speckle-Signalabtastwerte und einer entsprechenden der K Geschwindigkeitsabschätzungen ermittelt wird.
System nach Anspruch 6, zudem mit: einem vierten Prozessor (40) zur Berechnung von K Gewebesignalabtastwerten, und einem fünften Prozessor (72, 74) zum Bilden von K Geschwindigkeitsabschätzungen als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte.
System nach Anspruch 12, wobei das Anzeigesystem (30) einen Gewebe-/Flussarbiter (78) aufweist, welcher für jedes der K Bilder bestimmt, ob ein spezieller Pixel einen Gewebesignalabtastwert oder einen Flusssignalabtastwert anzeigen wird, beruhend auf einer Geschwindigkeitsabschätzung und einem Speckle-Signalabtastwert, wobei der Arbiter (78) die Bestimmung beruhend auf dem Gewebesignalabtastwert, dem Leistungssignalabtastwert und der Geschwindigkeitsabschätzung trifft.
Verfahren zur Bilddarstellung, mit den Schritten: Erfassen von Sätzen von N Datenabtastwerten, die eine Funktion von Ultraschallenergie sind, die auf das Senden von Sätzen von N Impulsen folgend zurückgekehrt sind, wobei jeweilige Sätze von N Datenabtastwerten für jede Fokalposition in einem Bereich von Interesse erfasst werden, Hochpassfiltern jedes der Sätze von N Datenabtastwerten zum Bilden jeweiliger Sätze von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < M ≤ N ist, Berechnen eines Wertes mittlerer Leistung der M gefilterten Abtastwerte mittels eines eine zeitliche Mittelwertbildung aufweisenden Verfahrens, Berechnen jeweiliger Sätze von K Signalabtastwerten aus den Sätzen von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < K ≤ M ist, und Anzeigen von K Bildwerten eines jeweiligen Satzes in Aufeinanderfolge an einem jeweiligen Pixel einer Vielzahl von Pixeln zum Bilden einer Folge von K Bildern, wobei jeder der Sätze von K Bildwerten als eine Funktion jeweils eines der Sätze von K Signalabtastwerten ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Berechnungsschritt aufweist: Bilden eines jeweiligen Speckle-Signalabtastwerts für jeden der M gefilterten Abtastwerte und Umwandeln der Speckle-Signalabtastwerte von einem linearen Maßstab auf einen nichtlinearen Maßstab zur Erzeugung von M maßstabsgewandelten Speckle-Signalabtastwerten.
Verfahren nach Anspruch 15, zudem mit den Schritten: Umwandeln des Werts mittlerer Leistung von einem linearen Maßstab auf einen nichtlinearen Maßstab, Subtrahieren des maßstabsgewandelten Werts mittlerer Leistung von jedem der M maßstabsgewandelten Speckle-Signalabtastwerte, wodurch M amplitudennormalisierte Speckle-Signalabtastwerte gebildet werden, und Anzeigen von M Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der M amplitudennormalisierten Speckle-Signalabtastwerte ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 16, zudem mit den Schritten: Bilden von K Leistungssignalabtastwerten als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte aus zumindest einem Paket, Kombinieren der K Leistungssignalabtastwerte mit den K amplitudennormalisierten Speckle-Signalabtastwerten zum Erzeugen von K verbesserten Speckle-Signalabtastwerten, und Anzeigen von K Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K verbesserten Speckle-Signalabtastwerte ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 14, zudem mit den Schritten: Erfassen eines ersten Datenabtastwerts, bevor die N Datenabtastwerte erfasst werden, und Erfassen eines zweiten Datenabtastwerts, nachdem die N Datenabtastwerte erfasst wurden, wobei die ersten und zweiten Datenabtastwerte Ultraschallenergie wiedergeben, die auf das Senden jeweiliger Impulse folgend zurückgekehrt ist, Bestimmen des Betrags der ersten und zweiten Datenabtastwerte, um jeweilige erste und zweite Gewebesignalabtastwerte zu bilden, Bilden von (K – 1) interpolierten Gewebesignalabtastwerten beruhend auf den ersten und zweiten Gewebesignalabtastwerten, und Anzeigen von K Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei einer der K Bildwerte als eine Funktion von einem der K Signalabtastwerte und einem der ersten und zweiten Gewebesignalabtastwerte ermittelt wird, und ein anderer der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der anderen der K Signalabtastwerte und einem entsprechenden der (K – 1) interpolierten Gewebesignalabtastwerte ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 14, zudem mit den Schritten: Auswählen von K aus den N Datenabtastwerten vor dem Hochpassfiltern, Berechnen des Betrags von jedem der K ausgewählten Datenabtastwerte zum Bilden jeweiliger Gewebesignalabtastwerte, und Anzeigen von K Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K Signalabtastwerte und einem entsprechenden der K Gewebesignale ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 15, zudem mit dem Schritt des Bildens von M zeitlich gemittelten Speckle-Signalabtastwerten vor der Maßstabswandlung.
Verfahren nach Anspruch 15, zudem mit dem Schritt des Dezimierens der M Speckle-Signalabtastwerte, um K Speckle-Signalabtastwerte zu bilden, wobei K < M ist.
Verfahren nach Anspruch 15, zudem mit den Schritten: Bilden von K Geschwindigkeitsabschätzungen als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte aus zumindest einem Paket, und Anzeigen von K Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K Speckle-Signalabtastwerte und einer entsprechenden der K Geschwindigkeitsabschätzungen ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 17, zudem mit den Schritten: Berechnen von K Gewebesignalabtastwerten, und Bilden von K Geschwindigkeitsabschätzungen als Funktion der M gefilterten Abtastwerte.
Verfahren nach Anspruch 23, zudem mit dem Schritt des Bestimmens, für jedes der K Bilder, ob ein spezieller Pixel einen Gewebesignalabtastwert oder einen Flusssignalabtastwert beruhend auf einer Geschwindigkeitsabschätzung und einem Speckle-Signalabtastwert anzeigen wird, wobei die Bestimmung auf dem Gewebesignalabtastwert, dem Leistungssignalabtastwert und der Geschwindigkeitsabschätzung beruht.
System zur Bilddarstellung von Blutbewegung, mit: einem Transducerarray (10), welches eine Vielzahl von Transducerelementen zum Senden von Wellenenergie im Ansprechen auf elektrische Aktivierung und zum Messgrößenumformen zurückkehrender Wellenenergie in analoge elektrische Signale aufweist, einem Analog-Digital-Wandler zum Wandeln der analogen elektrischen Signale in digitale Datenabtastwerte, einem Anzeigemonitor (30) zum Anzeigen eines Bildes, und einem Computer, der zum Ausführen der nachfolgenden Schritte programmiert ist, Steuern des Transducerarrays (10) zum Erfassen von Sätzen von N Datenabtastwerten, die eine Funktion von Ultraschallenergie sind, die auf die Sendung von Sätzen von N Impulsen folgend zurückgekehrt ist, wobei jeweilige Sätze von N Datenabtastwerten für jede Fokalposition in einem Bereich von Interesse erfasst werden, Hochpassfiltern jedes der Sätze von N Datenabtastwerten zum Bilden jeweiliger Sätze von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < M ≤ N ist, Berechnen eines Wertes mittlerer Leistung der M gefilterten Abtastwerte mittels eines eine zeitliche Mittelwertbildung aufweisenden Verfahrens, Berechnen jeweiliger Sätze von K Signalabtastwerten aus den Sätzen von M gefilterten Abtastwerten, wobei 1 < K ≤ M ist, und Steuern des Anzeigemonitors (30) zur Anzeige von K Bildwerten eines jeweiligen Satzes in Aufeinanderfolge an einem jeweiligen Pixel einer Vielzahl von Pixeln zum Bilden einer Folge von K Bildern, wobei jeder Satz von K Bildwerten als eine Funktion jeweils eines der Sätze von K Signalabtastwerten ermittelt wird.
System nach Anspruch 25, wobei der Berechnungsschritt aufweist: Bilden eines jeweiligen Speckle-Signalabtastwerts für jeden der M gefilterten Abtastwerte, wobei der Computer ferner programmiert ist, um den Schritt des Umwandelns der Speckle-Signalabtastwerte von einem linearen Maßstab auf einen nichtlinearen Maßstab durchzuführen, um M maßstabsgewandelte Speckle-Signalabtastwerte zu erzeugen.
System nach Anspruch 26, wobei der Computer zudem programmiert ist, um die Schritte durchzuführen: Umwandeln des Werts mittlerer Leistung von einem linearen Maßstab auf einen nichtlinearen Maßstab, Subtrahieren des maßstabsgewandelten Werts mittlerer Leistung von jedem der maßstabsgewandelten M Speckle-Signalabtastwerte, wodurch M amplitudennormalisierte Speckle-Signalabtastwerte gebildet werden, und Steuern des Anzeigesystems zum Anzeigen von M Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei jeder der M Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der M amplitudennormalisierten Speckle-Signalabtastwerte ermittelt wird.
System nach Anspruch 27, wobei der Computer zudem programmiert ist, um die Schritte durchzuführen: Bilden von K Leistungssignalabtastwerten als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte aus zumindest einem Paket, Kombinieren der K Leistungssignalabtastwerte mit den K amplitudennormalisierten Speckle-Signalabtastwerten zum Erzeugen von K verbesserten Speckle-Signalabtastwerten, und Steuern des Anzeigesystems (30) zum Anzeigen von K Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K verbesserten Speckle-Signalabtastwerte ermittelt wird.
System nach Anspruch 25, wobei der Computer zudem programmiert ist, um die Schritte durchzuführen: Steuern des Transducerarrays (10) zum Erfassen eines ersten Datenabtastwerts, bevor die N Datenabtastwerte erfasst werden, und zum Erfassen eines zweiten Datenabtastwerts, nachdem die N Datenabtastwerte erfasst wurden, wobei die ersten und zweiten Datenabtastwerte Ultraschallenergie wiedergeben, die auf das Senden jeweiliger Impulse folgend zurückgekehrt sind, Bestimmen des Betrags der ersten und zweiten Datenabtastwerte, um jeweilige erste und zweite Gewebesignalabtastwerte zu bilden, Bilden von (K – 1) interpolierten Gewebesignalabtastwerten beruhend auf den ersten und zweiten Gewebesignalabtastwerten, und Steuern des Anzeigesystems (30) zum Anzeigen von K Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei einer der K Bildwerte als eine Funktion von einem der K Signalabtastwerte und einem der ersten und zweiten Gewebesignalabtastwerte ermittelt wird, und ein anderer der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der anderen der K Signalabtastwerte und einem entsprechenden der (K – 1) interpolierten Gewebesignalabtastwerte ermittelt wird.
System nach Anspruch 25, wobei der Computer zudem programmiert ist, um die Schritte auszuführen: Auswählen von K aus den N Datenabtastwerten vor der Hochpassfilterung, Berechnen des Betrags von jedem der K ausgewählten Datenabtastwerte, um jeweilige Gewebesignalabtastwerte zu bilden, und Steuern des Anzeigesystems (30), um K Bildwerte in Aufeinanderfolge an dem Pixel anzuzeigen, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K Signalabtastwerte und einem entsprechenden der K Gewebesignale ermittelt wird.
System nach Anspruch 26, wobei der Computer zudem programmiert ist, um den Schritt des Bildens von M zeitlich gemittelten Speckle-Signalabtastwerten vor der Maßstabsumwandlung durchzuführen.
System nach Anspruch 26, wobei der Computer zudem programmiert ist, um den Schritt des Dezimierens der M Speckle-Signalabtastwerte zum Bilden von K Speckle-Signalabtastwerten durchzuführen, wobei K < M ist.
System nach Anspruch 25, wobei der Computer zudem programmiert ist, um die Schritte durchzuführen: Bilden von K Geschwindigkeitsabschätzungen als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte aus zumindest einem Paket, und Steuern des Anzeigesystems (30) zum Anzeigen von K Bildwerten in Aufeinanderfolge an dem Pixel, wobei jeder der K Bildwerte als eine Funktion eines entsprechenden der K Speckle-Signalabtastwerte und einer entsprechenden der K Geschwindigkeitsabschätzungen ermittelt wird.
System nach Anspruch 28, wobei der Computer zudem programmiert ist, um die Schritte durchzuführen: Berechnen von K Gewebesignalabtastwerten, und Bilden von K Geschwindigkeitsabschätzungen als eine Funktion der M gefilterten Abtastwerte.
System nach Anspruch 34, wobei der Computer zudem programmiert ist, um den Schritt des Bestimmens durchzuführen, für jedes der K Bilder, ob ein spezieller Pixel einen Gewebesignalabtastwert oder einen Flusssignalabtastwert beruhend auf einer Geschwindigkeitsabschätzung und einem Speckle-Signalabtastwert anzeigen wird, wobei die Bestimmung auf dem Gewebesignalabtastwert, dem Leistungssignalabtastwert und der Geschwindigkeitsabschätzung beruht.