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Die
Erfindung bezieht sich allgemein auf Ultraschall-Bildgebung der menschlichen Anatomie zum
Zweck der medizinischen Untersuchung. Insbesondere bezieht sich
die Erfindung auf ein Verfahren und eine Einrichtung zur Bildgebung
der menschlichen Anatomie, indem die Intensität von Ultraschall-Echos detektiert
bzw. erfasst wird, die von einem abgetasteten (gescanten) Volumen
in einem menschlichen Körper
reflektiert werden.
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Konventionelle
Ultraschall-Abtaster bzw. -Scanner erzeugen zweidimensionale B-Mode-Bilder von
Gewebe, in denen die Helligkeit bzw. Leuchtdichte eines Pixels auf
der Intensität
der Echorückkehr basiert.
Bei der Farbströmungs(color-flow)-Bildgebung kann die
Bewegung eines Strömungsmittels bzw.
Fluids (z.B. Blut) oder von Gewebe bildlich dargestellt werden.
Die Messung der Blutströmung
im Herzen und in den Gefäßen unter
Anwendung des Doppler-Effekts ist bekannt. Die Frequenzverschiebung
von rückgestreuten
Ultraschallwellen kann zur Messung der Geschwindigkeit der rückstreuenden Teile
des Gewebes oder Blutes benutzt werden. Die Veränderung oder Verschiebung in
der rückgestreuten
Frequenz nimmt zu, wenn Blut in Richtung auf den Wandler hin strömt, und
nimmt ab, wenn Blut vom Wandler weg strömt. Die Doppler-Verschiebung läßt sich
unter Einsatz verschiedener Farben zur Darstellung. bringen, um
die Geschwindigkeit sowie die Strömungsrichtung wiederzugeben.
Bei der sog. Power-Doppler-Bildgebung wird die in dem zurückkommenden
Dopplersignal enthaltene Energie (power) zur Anzeige gebracht. Der
Farbströmungsmodus bringt
gleichzeitig Hunderte von benachbarten Abtastvolumen zur Anzeige,
die alle zur Darstellung der Geschwindigkeit jedes Abtastvolumens
farbkodiert sind. Das Farbströmungsbild
kann dem B-Mode-Bild überlagert
werden.
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Die
vorliegende Erfindung ist in einem Ultraschall-Bildgebungssysten eingebaut, das aus
vier hauptsächlichen
Untersystemen besteht: einem Bündelformer 2 (vgl. 1), einem Prozessor-Subsystem 4,
einer Abtastkonverter/Displaysteuerung 6 sowie einer Hauptsteuerung 8.
Die Systemsteuerung erfolgt zentral in der Hauptsteuerung 8,
welche die Bedienereingaben über
eine (nicht gezeigte) Bedienerschnittstelle empfängt und ihrerseits die verschiedenen
Untersysteme steuert. Die Hauptsteuerung erzeugt ebenfalls für das System
die Zeit- und Steuersignale, die über einen Systemsteuerbus 10 sowie
einen (nicht gezeigten) Abtaststeuerbus verteilt werden.
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Der
Hauptdatenpfad beginnt mit den digitalisierten HF Eingängen von
dem Wandler an den Strahl- bzw. Bündelformer. Der Bündelformer
gibt zwei aufsummierte, digitale Empfangsbündel im Basisband aus. Die
Basisbanddaten werden als Eingang an den B-Mode-Prozessor 4A und
den Farbströmungsprozessor 4B gegeben,
wo sie entsprechend dem Datenerfassungsmodus prozessiert und als
prozessierte akustische Vektor-(Bündel-) Daten an den Abtastkonverter/Displayprozessor 6 ausgegeben
werden. Der Abtastkonverter/Displayprozessor 6 nimmt die
prozessierten akustischen Daten auf und gibt die Video-Displaysignale
für die
Abbildung in einem Rastercan-Format an einen Farbmonitor 12 aus.
Die Abtastkonverter/Displaysteuerung 6 formatiert weiterhin
in Zusammenarbeit mit der Hauptsteuerung 8 mehrfache Bilder
zum Display, für
Display-Anmerkungen, grafische Auflagen (overlays) sowie für eine Wiedergabe
von Filmschleifen und aufgezeichneten Zeitliniendaten.
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Der
B-Mode-Prozessor 4A konvertiert die Basisbanddaten von
dem Bündelformer
in eine logarithmisch komprimierte Version der Signaleinhüllenden.
Die B-Funktion bildet die zeitvariable Amplitude der Einhüllenden
des Signals als eine Grauskala unter Verwendung eines 8-Bit Ausgangs
für jedes
Pixel ab. Die Einhüllende
eines Basisbandsignals ist die Größe des Vektors, der die Basisbanddaten
repräsentiert.
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Die
Frequenz der von der Innenseite von Blutgefäßen, Herzkammern usw. reflektierten
Schallwellen wird proportional zu der Geschwindigkeit der Blutzellen
verschoben, und zwar in positiver Richtung für sich auf den Wandler zu bewegende
Zellen und in negativer Richtung für die sich davon weg bewegende
Zellen. Der Farbströmungs(CF)-Prozessor 4B wird
benutzt, um eine zweidimensionale Echtzeit-Abbildung der Blutgeschwindigkeit
in der Abbildungsebene vorzusehen. Die Blutgeschwindigkeit wird
errechnet durch Messung der Phasenverschiebung zwischen zwei Aktivierungen
(firing) bei einem spezifischen Entfernungstor (range gate). Statt
einer Messung des Dopplerspektrums bei einem Entfernungstor in der
Abbildung werden die Blutgeschwindigkeit von mehreren Vektorpositionen
sowie mehrere Entfernungstore längs
jedes Vekors berechnet, und aus dieser Information wird eine zweidimensionale
Abbildung erstellt. Der Farbströmungsprozessor erzeugt
Geschwindigkeitssignale (8 Bits), Varianz(Turbulenz)-Signale (4
Bits) sowie Energie- bzw. Powersignale (8 Bits). Der Bediener wählt aus,
ob die Geschwindigkeit und Varianz oder die Energie an den Abtastkonverter
ausgegeben werden. Der Aufbau und die Arbeitsweise eines Farbströmungsprozessors
sind beschrieben im US-Patent No. 5,524,629, dessen Inhalt hier
durch Bezugnahme eingefügt
wird.
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Die
akustischen Zeilenspeicher 14A und 14B der Abtastkonverter/Displaysteuerung 6 nehmen
jeweils die von den Prozessoren 4A und 4B prozessierten
digitalen Daten auf und führen
die Koordinatentransformationen der Farbströmungs- und Intensitätsdaten
vom Polarkoordinaten-(R-θ)
Sektorformat oder vom Cartesischen linearen Koordinatenfeld zu geeignet
skalierten Display-Pixeldaten durch, die im X-Y Displayspeicher 18 gespeichert
werden. Im B-Mode werden die Intensitätsdaten im X-Y Displayspeicher 18 gespeichert,
wobei jede Adresse drei Pixel zu 8 Bit speichert. Alternativ werden
im Farbströmungsmodus
die Farbströmungdaten
wie folgt im Speicher gespeichert: Intensitätsdaten (8 Bits), Geschwindigkeits-
oder Energiedaten (8 Bits) sowie Varianz(Turbulenz)daten (4 Bits).
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Eine
Vielzahl von aufeinanderfolgenden (Voll-)Bildern (frames) von Farbströmungs- oder 8-Mode-Daten
werden im Filmspeicher 24 auf einer First-In/First-Out
(FIFO) Basis gespeichert. Der Filmspeicher wirkt als ein im Hintergrund
laufender ringförmiger
Bildpufferspeicher, der kontinuierlich auf Bilddaten zugreift, die
in Echtzeit für
den Benutzer zur Darstellung gebracht werden. Wenn der Benutzer das
System "einfriert", hat er die Möglichkeit,
zuvor im Filmspeicher eingefangene Bilddaten anzuschauen. Die Grafikdaten
für die
Herstellung von grafischen Auflagen auf dem dargestellten Bild werden erzeugt
und gespeichert in dem Zeitlinien/Grafikprozessor und Displayspeicher 20.
Der Videoprozessor 22 schaltet im Multiplexbetrieb zwischen
den Grafikdaten, den Bilddaten sowie den Zeitliniendaten hin und
her, um den endgültigen
Videoausgang in einem Rasterabtastformat auf dem Videomonitor 12 zu
erzeugen. Zusätzlich
sorgt er für
verschiedene Grauskala- und Farbkartierungen (maps) sowie für die Verknüpfung der
Grauskala- und Farbbilder.
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Das
konventionelle Ultraschall-Bildgebungssystem sammelt B-Mode- oder Farbströmungs-Mode-Bilder
im Filmspeicher 24 auf einer kontinuierlichen Basis. Der
Filmspeicher 24 stellt einen residenten digitalen Bildspeicher
für Einzelbildbetrachtung und
für Mehrfachbildschleifenbetrachtung
sowie verschiedene Steuerungsfunktionen zur Verfügung. Das während der Einzelbild-Filmwiedergabe
dargestellte interessierende Gebiet ist dabei dasjenige, das während der
entsprechenden Bilderfassung benutzt wurde. Der Filmspeicher arbeitet
auch als ein Puffer für die Übertragung
von Bildern zu digitalen Archivierungsgeräten über die Hauptsteuerung 8.
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Zweidimensionale
Ultraschall-Bilder sind oftmals schwer zu interpretieren aufgrund
des Unvermögens
des Beobachters, sich die zweidimensionale Darstellung der gerade
abgetasteten Anatomie zu veranschaulichen. Wird jedoch die Ultraschallsonde über einen
interessierenden Bereich geführt
und werden dabei zweidimensionale Abbildungen zur Formung eines
dreidimensionalen Volumens akkumuliert, dann läßt sich die Anatomie viel leichter
sowohl für
den geübten
als auch für
den ungeübten
Betrachter vorstellen.
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Bei
der dreidimensionalen Ultraschall-Bildgebung von B-Mode-Intensitätsdaten
sind die Intensitätsdaten
schwer zu segmentieren aufgrund von schlechtem Kontrast und auch
wegen des Vorhandenseins von Rauschen und Flecken (Speckle) in den
Daten. Wenn jedoch der interessierende Bereich begrenzt werden kann,
könnte
die Segmentierung des dreidimensionalen B-Mode-Bildes verbessert werden.
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Erfindungsgemäß werden
Einrichtungen und Verfahren geschaffen zum Verbessern der Segmentierung
von einem dreidimensionalen B-Mode-Bild, indem das Volumen von Pixelintensitätsdaten,
die auf die Bildebenen projiziert werden, begrenzt wird. Wenn der
interessierende Bereich strömendes
Blut enthält,
d.h. eine Arterie oder Vene, kann die Doppler-Verschiebung, die
in dem Ultraschall vorhanden ist, der von dem strömenden Blut
reflektiert wird, detektiert bzw. erfasst werden, um die Menge an
Pixeldaten zu begrenzen, die für
die dreidimensionale Bildgebung von der Arterie oder Vene auf verschiedene
Bildebenen projiziert werden sollen.
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Die
Einrichtung gemäß der Erfindung
weist einen Ultraschall-Scanner
auf, der Farbströmungsmode-Bilder
in einem Filmspeicher auf einer kontinuierlichen Basis oder als
Antwort auf ein Trigger-Ereignis, d.h. für eine Vielzahl von Schnitten
bzw. Scheiben, schneidet. In dem Farbströmungsmode weist jedes Pixel
einen 8-Bit Intensitätswert,
der von der Amplitu de von einem Echoantwortsignal von einem bestimmten
Samplevolumen abgeleitet ist, und einen 8-Bit Geschwindigkeits-
oder Energie power)-Wert auf, der von einer Doppler-Verschiebung
abgeleitet ist, die in der gleichen Echoantwort von dem gleichen Samplevolumen
detektiert bzw. erfasst wird.
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In
dem Verfahren gemäß der Erfindung
werden die Geschwindigkeits- oder Energie power)-Daten verwendet,
um diejenigen B-Mode-Intensitätswerte
zu identifizieren, die durch eine Hauptsteuerung auf eine Bildebene
projiziert werden sollen. Dies wird dadurch erreicht, daß ein Referenzdatenvolumen
von Pixeln lokalisiert wird, für
das der Geschwindigkeits- oder Energie power)-Wert größer als
ein minimaler Schwellenert oder kleiner als ein maximaler Schwellenwert
oder beides ist. Gemäß einem
bevorzugten Ausführungsbeispiel
werden die Pixel in dem Referenzdatenvolumen durch diejenigen Geschwindigkeits-
oder Energie power)-Werte ermittelt, die ungleich null sind. Dann
wird das Referenzdatenvolumen verwendet, um ein Quelldatenvolumen
zur Verwendung beim Rekonstruieren der projizierten Bilder zu definieren.
Das Referenzdatenvolumen entspricht einem Objektvolumen, das sich
bewegende Ultraschall-Streuteile enthält, z.B. strömendes Blut
in einer Arterie oder Vene. Wenn ein Referenzdatenvolumen definiert
ist, das einer Blutströmung
entspricht, dann ist es eine relativ einfache Sache, ferner ein Quelldatenvolumen
zu definieren, das das Referenzdatenvolumen enthält und in etwa einem Objektvolumen
entspricht, das wenigstens die Arterie oder Vene umschließt, durch
die die erfasste Blutströmung
hindurchfliesst.
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Gemäß einem
bevorzugten Ausführungsbeispiel
kann das Quelldatenvolumen dadurch gebildet werden, daß zunächst ein
Objektvolumen ermittelt wird, das ein Kreiszylinder mit einer Mittellinie
und einem vorbestimmten Radius ist, der der halben Abmessung entspricht,
die durch aufeinanderfolgende Pixel mit einer Geschwindigkeits-
oder Energie(power)-Komponente
ungleich null definiert ist, und dann der Radius von dem gleichen
Kreiszylinder um einen ausreichenden Betrag vergrössert wird,
um ein grösseres
Objektvolumen zu definieren, das die Arterie oder Vene umschliesst.
Die Abmessungen des Quelldatenvolumens werden dann gleich den Abmessungen
von dem grösseren
Volumen gesetzt. Die Pixel innerhalb des Quelldatenvolumens werden
beim Rekonstruieren der Projektionen auf die verschiedenen Bildebenen
verwendet. Pixel ausserhalb des Quelldatenvolumens werden nicht
verwendet, um diese Projektionen zu rekonstruieren. Das Ergebnis
ist ein B-Mode-Bild mit verbesserter Segmentation. Indem also die
B-Mode-Intensitätsdaten
von nur denjenigen Pixeln in einem interessierenden Volumen verwendet werden,
die entweder eine Geschwindigkeits- oder Energie(power)-Komponente
haben oder die innerhalb eines vorbestimmten Abstands von Pixeln
sind, die eine Geschwindigkeits- oder Energie(power)-Komponene haben,
wird äussere
Information eliminiert und die entstehende B-Mode-Projektion wird stark
verbessert.
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Die
Hauptsteuerung führt
einen Algorithmus aus, der die Pixelintensitätsdaten in dem interessierenden
Volumen auf mehrere gedrehte Bildebenen projiziert, wobei eine Strahlwurf(ray
casting)-Technik verwendet wird. Die projizierten Intensitätsdaten,
die aus jeder Projektion entstehen, werden dann in dem Filmspeicher
gespeichert, optional überlagert
bzw. superpositioniert auf unprojizierte Intensitätsdaten aus
dem letzten Vollbild (Frame), das vor dem "Einfrieren" des Systems durch die Bedienungsperson (Operator)
aus dem X-Y Speicher ausgelesen ist. Die Intensitätsdaten
werden in dem Filmspeicher so gespeichert, daß, wenn die Intensitätsdaten
bildlich dargestellt werden, die projizierten Intensitätsdaten
auf einem zentralen Bereich des dargestellten Bildes (Frame) überlagert
bzw. superpositioniert werden, wobei die unprojizierten Intensitätsdaten
auf dem Bildumfang dargestellt bzw. angezeigt werden. Diese rekonstruierten
Bilder bzw. Frames, die in dem Filmspeicher gespeichert sind, können dann
selektiv durch den Systemoperator bildlich dargestellt werden.
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Die
Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Zuhilfenahme
der Zeichnungen näher
erläutert.
Es zeigen:
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1 ein
Blockschaltbild, das die hauptsächlichen
funktionalen Subsysteme innerhalb eines Echtzeit-Ultraschall-Bildgebungssystems
zeigt;
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2 ein
Blockschaltbild der Einrichtung zur Rekonstruktion der Bilder enthaltend
aufeinanderfolgende volumetrische Projektionen von Pixelintensitätsdaten
gemäß der Erfindung;
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3 ein
Flußdiagramm,
das die Schritte eines Algorithmus für die Rekonstruktion der Bilder
unter Einschluß von
aufeinanderfolgenden volumetrischen Projektionen von Pixelintensitätsdaten
gemäß der Erfindung
zeigt;
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3A ist
ein Flußdiagramm
und zeigt die Schritte, die beim Initialisieren des bevorzugten
Ausführungsbeispiels
der Erfindung auftreten;
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4 eine
schematische Darstellung des abgetasteten interessierenden Objektvolumens,
ein zugeordnetes Datenvolumen sowie eine Bildprojektionsebene, die
bei der volumetrischen Wiedergabe einer umgekehrten Strahlwurfprojektion
gemäß dem Stand
der Technik auftritt;
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5 eine
schematische Darstellung, die ein Paar von geometrischen zweidimensionalen
Konfigurationen entsprechend gleichen Ansichten von Objekt- und
Datenvolumen zeigt, und die nützlich
ist bei der Definition von notwendigen Skalierkonstanten bei der
dreidimensionalen Ultraschall-Bildgebung; und
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6 ein
schematisches Blockschaltbild einer Einrichtung zur Lieferung einer
Projektion mit maximaler Intensität bei der dreidimensionalen
Ultraschall-Bildgebung.
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Unter
Bezugnahme auf 2 enthält die Hauptsteuerung 8 eine
zentrale Verarbeitungseinheit (CPU) 42 und einen Speicher 44 mit
wahlfreiem Zugriff. Die CPU 42 weist einen darin angeordneten Nur-Lese-Speicher
(ROM) zum Speichern der Routinen auf, die für die Umsetzung der ermittelten
Daten des Intensitätsvolumens
sowie der Geschwindigkeits- oder Energie(power)-Daten in eine Vielzahl von dreidimensionalen
unter verschiedenen Winkeln genommenen Projektionsbildern benutzt
werden. Die CPU 42 steuert den XY-Speicher 18 und
den Filmspeicher 24 über
den Systemsteuerbus 10. Insbesondere steuert die CPU 42 den
Datenfluß von
dem XY-Speicher 18 zum Videoprozessor 22 und zum Filmspeicher 24 sowie
von dem Filmspeicher zum Videoprozessor 22 und zur CPU 42 selbst.
Wenn das Ultraschall-Bildgebungssystem
im Farbströmungsmodus
arbeitet, wird jedes (Voll-)Bild (Frame) von Farbströmungsdaten,
das einen von mehreren Scans oder Schnitten durch das untersuchte
Objekt repräsentiert,
in dem XY-Speicher 18 gespeichert und im nächsten Zyklus
zum Videoprozessor 22 sowie zum Filmspeicher 24 übertragen.
Ein das abgetastete Objektvolumen repräsentierender Stapel von Bildern
bzw. Frames wird im Abschnitt 24A des Filmspeichers 24 gespeichert.
Während
der Initialisierung (vgl. Schritt 26 in 3)
holt die CPU 42 vom Abschnitt 24A des Filmspeichers
lediglich die einem interessierenden Objektvolumen entsprechenden Farbströmungsdaten.
Dies wird bewerkstelligt, indem man lediglich die Farbströmungsdaten
in einem interessierenden Gebiet von jedem gespeicherten Bild holt,
das von irgendeinem Scan gewonnen wurde, der das interessierende
Volumen geschnitten hatte. Mit anderen Worten, die dem interessierenden
Gebiet entsprechenden Farbströmungsdaten
von jedem einen Bild eines Stapels von aufeinanderfolgenden Bildern
bilden ein interessierendes Quelldatenvolumen.
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Der
Initialisierungsschritt ist in 3A genauer
gezeigt. Gemäss
dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
der Erfindung ist das interessierende Quelldatenvolumen eine Funktion
von einem Referenzdatenvolumen, das durch diejenigen Pixel in dem
interessierenden Volumen definiert ist, die eine Geschwindigkeits-
oder Energie(power)komponente ungleich null haben (Schritt 26a).
Das Referenzdatenvolumen entspricht einem ersten Objektvolumen, das
sich bewegende Ultraschall-Streuteile
enthält, z.B.
strömendes
Blut in einer Arterie oder Vene. Im Schritt 26b wird das
erste Objektvolumen durch einen Kreiszylinder angenähert, der
eine Mittellinie und einen ersten Radius hat, der durch die halbe
Zahl aufeinanderfolgender Pixel mit einer Geschwindigkeits- oder
Energie(power)komponente ungleich null bestimmt ist, die entlang
dem Durchmesser von diesem Zylinder liegt. Der erste Durchmesser
sollte etwa gleich dem Innendurchmesser von der Arterie oder Vene
sein. Im Schritt 26b wird ein zweites Objektvolumen in
Form des ersten Objektvolumens in einer derartigen Weise definiert,
daß das
erste die Arterie oder Vene einschliesst, die das zweite umschliesst. Gemäss dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel
wird das zweite Objektvolumen durch einen Kreiszylinder definiert,
der eine Mittellinie hat, die koaxial zu der Mittellinie des ersten
Objektvolumens ist, und der einen zweiten Radius hat, der um etwa
die Wanddicke der abgebildeten Arterie oder Vene größer als
der erste Radius ist. Das interessierende Quelldatenvolumen wird
dann gebildet (Schritt 26d in 3A), indem
aus dem Filmspeicher die Intensitätsdaten für nur diejenigen Pixel wiederhergestellt
werden, die aus Echorückkehr-
bzw Antwortsignalen gewonnen wurden, die durch Sample- bzw. Probesignale
reflektiert sind, die in dem ersten Objektvolumen liegen. Notwendigerweise
enthält
das Quelldatenvolumen diejenigen Pixel, die aus Echoantwortsignalen
gewonnen wurden, die von strömendem
Blut innerhalb der Arterie oder Vene reflektiert wurden (d.h. Pixel
mit einer Geschwindigkeits- oder Energiekomponente ungleich null),
und auch diejenigen Pixel, die aus Echoant wortsignalen gewonnen
wurden, die von der Arterie oder Vene selbst reflektiert wurden.
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Gemäß dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel
der Erfindung wird das Quelldatenvolumen dadurch gebildet, daß ein interessierender
Bereich für jeden
Schnitt (Scheibe) gebildet wird, der ein in dem Filmspeicher gespeichertes
Vollbild bzw. Frame von Daten hat. Jeder interessierende Bereich
entspricht dem Schnitt der entsprechenden Scheibe mit dem zweiten
Objektvolumen. Für
jede Scheibe sorgt die Hauptsteuerung für ein Wiederauffinden bzw.
Wiederherstellen (Retrieval) von nur denjenigen Pixehn, die aus
Echorückkehrsignalen
gewonnen werden, die durch Sample- bzw. Probevolumen reflektiert werden,
die in dem interessierenden Bereich liegen. Die Gesamtheit der gewonnenen
Pixel bildet das Quelldatenvolumen, das dazu verwendet wird, um projizierte
Bilder von demjenigen Abschnitt der Arterie oder Vene zu rekonstruieren,
der innerhalb des zweiten Objektvolumens von Interesse liegt. Pixel ausserhalb
des Quelldatenvolumens werden nicht verwendet, um diese projizierten
Bilder zu rekonstruieren. Das Ergebnis ist ein projiziertes B-Mode-Bild mit
verbesserter Segmentation.
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Es
wird noch einmal auf 3 bezug genommen; die Intensitätsdaten
in dem Quelldatenvolumen, d.h, der Pixeldatensatz, der dem zweiten
Objektvolumen entspricht, wird optional vor der Projektion gefiltert
(Schritt 28), um Fleckenrauschen (Speckle-Rauschen) zu
glätten
und Artefakte zu verringern. Dies vermeidet während der Projektion den Verlust von
Daten aufgrund von Speckle-Rauschen. Beispielsweise erzeugen Blutgefäße weniger
Echo als das umgebende Gewebe. Gefäße können deshalb unter Einsatz
von Projektionen mit minimaler Intensität abgebildet werden. Alternativ
werden im Umkehrvideo/Minimum-Mode die Intensitätsdaten invertiert, um die
Gefäße hell
anstatt dunkel zu machen. Die Gefäße können dann unter Einsatz von
Projektionen mit maximaler Intensität abgebildet werden. Um die Auswahl
von maximalen Intensitäten,
die helle Flecken im Gegensatz zu den gewünschten Pixeldaten sind, zu
verhindern, kann vor der Projektion ein Filter zur Beseitigung solcher
hellen Fleckintensitäten
benutzt werden.
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Das
aus dem Filmspeicher 24 (vgl. 2) wiederhergestellte
bzw, geholte Quelldatenvolumen kann von der CPU 42 gefiltert
werden, indem man beispielsweise ein 3 × 3 Faltungsfilter mit einem
111 141 111 Kernel benutzt, d.h. das zentrale Pixel der Intensitätsdaten
in jedem 3 × 3
Pixelarray in jedem Schnitt oder Bild wird ersetzt durch einen Intensitätswert,
der proportional ist zu der Summe aus dem vierfachen Wert des zentralen
Pixels plus der Summe aus den Werten der acht dieses Pixel umgebenden Pixel.
Das gefilterte Quelldatenvolumen wird sodann im Speicher 44 abgespeichert
(Schritt 30). In ähnlicher
Weise kann ein Faltungsfilter benutzt werden, um schwarze Löcher in
einem Bild vor der Projektion mit minimaler Intensität zu entfernen.
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Als
nächstes
führt die
CPU 42 unter Verwendung des im US-Patent No. 5,226,113 beschriebenen Strahlwurf-Algorithmus
(ray casting algorithm) eine Reihe von Transformationen durch. Die
aufeinanderfolgenden Transformationen repräsentieren Projektionen mit
maximaler, minimaler oder durchschnittlicher Intensität, Geschwindigkeits-
oder Energieprojektionen, die unter winkelmäßigen Inkrementen, beispielsweise
in Intervallen von 10°,
innerhalb eines Winkelbereichs, z.B. von +90° bis –90°, vorgenommen werden. Die Winkelinkremente
müssen
jedoch nicht 10° sein;
auch ist die Erfindung nicht auf einen bestimmten Winkelbereich
begrenzt.
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In Übereinstimmung
mit der bei der vorliegenden Erfindung angewandten Strahlwurftechnik werden
die volumetrisch wiedergegebenen Projektionsbilder einer Probe (Sample) 50 (vgl. 4)
unter irgendeinem willkürlichen
Betrachtungswinkel zur Anzeige gebracht, z.B. einem sphärischen
Projektionswinkel, der durch die Winkelparameter (θ, ϕ)
bezeichnet wird, wobei θ der
Winkel ist, den eine Verlängerung 58' eines Betrachtungsstrahls 58 auf
der X-Y Ebene bildet, und wobei ϕ der Winkel des Strahls 58 bezogen
auf die Verlängerung 58' ist, und zwar beim
Scannen eines Objektvolumens 52 mittels eines Ultraschallwandlers.
Das Samplevolumen 52 wird in einer derartigen Weise abgetastet,
daß man eine
Folge von geschichteten benachbarten Schnitten (Slices) oder Scheiben
OS1, OS2 ..., OSk erzeugt, von denen jede dieselbe Anzahl
von Objektvolumenelementen (voxels) OV enthält. Jedes Voxel besitzt ein
rechteckiges Profil in der Scheibenebene (z.B. in der X-Y Ebene);
während
die komplementären
Seiten von gleicher Länge
S sein können,
so daß dieses Profil
ein Quadrat sein kann, ist die Scheibendicke T im allgemeinen nicht
gleich mit der Länge
von jeder Seite. Somit enthält
der erste Objektschnitt OS1 eine erste Anzahl
von Objektvoxel OVij,1, wobei i und j die jeweiligen
Positionen des Voxels auf der X-Achse und auf der Y-Achse sind.
In gleicher Weise enthält der
zweite Objektschnitt OS2 Objektvoxel OVij,2. Ein willkürlicher Objektschnitt OSk enthält
Voxel OVij,k, wobei k die Position dieses
Voxels auf der Z-Achse bedeutet.
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Jedes
Objektvoxel OVij,k wird analysiert und sein
Datenwert (Intensität,
Geschwindigkeit oder Energie) wird in ein entsprechendes Datenvoxel
DVij,k eines Datenvolumens 54 plaziert.
Das Datenvolumen 54 ist ein einfaches kubisches i, j, k
Gitter, obwohl die Dicke eines jeden Objektschnitts OSk und
jede Flächengröße eines
Objektvoxels (die Größe des Voxels in
der X-Y Ebene) im allgemeinen nicht dieselbe sein werden. Das bedeutet,
es kann nicht nur das Objektvolumen unterschiedliche Dimensionen
X, Y und Z für
jedes Voxel aufweisen, sondern es braucht auch die insgesamte Anzahl
von Voxel in irgendeiner Dimension nicht dieselbe zu sein. Beispielsweise
kann ein typischer dreidimensionaler Ultraschall-Scan jeden Schnitt
mit einer 256 × 256
Voxel enthaltenden Matrix liefern und 128 Schnitte betreffen.
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Gemäß einer
von der CPU 42 angewandten bekannten Technik wird ein Bild
des Objekts 50 projiziert (Schritt 34 in 3)
durch Projektion eines Strahls von einem Gitterpunkt im Datenvoxel
DVij,k in Richtung auf die Bildebene 56.
Der Einfachheit halber kann der Gitterpunkt beispielsweise die am nächsten an
dem Datenvolumenursprung liegende Datenvoxelspitze sein. Der geworfene
oder Projektionsstrahl 62 tritt aus dem Datenvolumen 54 unter
einem Projektionswinkel mit sphärischen
Winkelparametern (α, β) aus, die
aus den sphärischen
Winkelparametern (θ, ϕ)
transformiert wurden, unter denen das Objektvolumen 52 betrachtet
wird. Diese beiden Winkel sind nicht gleich, und zwar aufgrund der
geometrischen Verzerrung, die durch die Benutzung eines kubischen
Datenvolumens 54 zusammen mit einem nicht-kubischen Objektvolumen 52 verursacht wird.
Der projizierte Strahl 62 weist jedoch eine Verlängerung 62' in der x-y Ebene auf, die einen Winkel α mit Bezug
auf die x Achse des Datenvolumens
bildet, und der Strahl 62 bildet einen Winkel β mit der
Z Achse. Somit werden die Winkel α und β bestimmt durch
einen (nachfolgend zu beschreibenden) Rotationsprozess, um der Betrachtung
des Objektvolumens 52 unter dem gewünschten Betrachtungswinkel
(θ, ϕ)
zu entsprechen (unter der Annahme eines Betriebs mit sphärischen
Koordinaten). Jeder der Strahlen 62 wird von dem Voxel-Gitterpunkt
des Datenvolumens in Richtung auf die Bildebene projiziert.
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Obwohl
alle Strahlen 62 auf irgendeinen Bereich der Bildebene
auftreffen, wird nur den in das betrachtete Bildebenenpixel 60a fallenden
Strahlen erlaubt, zu den Daten für
dieses Bildebenenpixel beizutragen. Hat man somit einen Teil des
Objektvolumens 52 zur Betrachtung ausgewählt sowie
einen Betrachtungswinkel (θ, ϕ),
unter dem dieses ausgewählte Objektvolumen
betrachtet werden soll, wird der Datenwert in jedem Voxel des entsprechenden
Teils von dem Datenvolumen unter einem Winkel (α, β) (entsprechend der Betrachtung
des verzerrten Datenvolumens mit Bezug auf das Objektvolumen) in
Richtung auf die Bildebene 56 projiziert. Der Datenwert
in einem ersten Voxel (zum Beispiel Voxel DVi,1,k),
wird somit in Übereinstimmung
mit den gewählten
Werten θ und ϕ entlang
dem Strahl 62a rückprojiziert.
Dieser Strahl 62a trifft bei einer Position 64a innerhalb
des Pixels 60a auf die Bildebene 56 auf, und weil
dies der erste auf dieses Pixel auftreffende Strahl ist, wird der Intensitäts-, Geschwindigkeits-
oder Energiewert des auftreffenden Strahls dem gewünschten
Pixel 60a zugeteilt (bzw. darin gespeichert). Das nächste Voxel in
dem Datenvolumen (z.B. Voxel DVi,2,k) hat
seinen zugehörigen
Strahl 62b unter derselben winkelmäßigen (α, β) Konfiguration vom Voxel-Gitterpunkt
projiziert, und seine Position 64b auf der Bildebene 56 wird
festgehalten. Unter der Annahme, daß diese Auftreffposition 64b im
gewünschten
Pixel 60a liegt, wird der zweite projizierte Wert (für eine Maximalpixelprojektion)
mit dem nun gespeicherten ersten Wert verglichen, und es wird der
größere Wert
im Speicher für
das Pixel 60a plaziert. Es wird verständlich sein, daß für eine Projektion
mit einem Durchschnittswert der Wert eines laufenden projizierten Datenvoxels
zu der bereits gespeicherten Summe für das Bildfeldpixel (image
panel pixel), auf das der Projektionsstrahl auftrifft, hinzuaddiert
wird, und die Summe schließlich
durch eine gezählte
Anzahl von solchen auftreffenden Strahlen für dieses Pixel geteilt wird.
Da jedes Voxel in dem ausgewählten
Datenvolumen sequentiell eingegeben und in Richtung auf die Bildebene 56 projiziert
wird, wird schließlich
ein Datenvolumenvoxel (z.B. Voxel DVi,3,k)
entlang seinem zugehörigen
Strahl 62p projiziert und trifft nicht innerhalb des gewünschten
Pixels 60a auf, so daß sein
Datenwert (z.B. die Intensität)
nicht mit dem gegenwärtig
für das
Pixel 60a gespeicherten Datenwert verglichen wird. Es wird
nun für
diese Projektion von Daten bei dem bestimmten (θ, ϕ) dreidimensionalen Betrachtungswinkel
der maximale Datenwert für
das Pixel 60a festgelegt. Tatsächlich weist der Strahl 62p jedoch
einen Auftreffpunkt 64p auf, der in ein anderes Pixel (z.B.
Pixel 60b) der Bildebene fällt; er wird mit dem darin
gespeicherten Datenwert verglichen und der nach dem Vergleich sich
ergebende größere Wert
wird in den Speicher für
dieses Pixel zurückgeführt. Alle
Datenwerte werden auf Null zurückgesetzt, wenn
eine neue Projektion erfolgen soll. Somit wird jedes der Pixel der
Bildebene beim Start einer Bildprojektionsprozedur rückgesetzt,
und alle Datenvolumenvoxel (in dem gesamten Raum oder in dem ausgewählten Teil,
wie durch den Teil des ausgewählten Objektvolumens 52 festgelegt)
werden einzeln und sequentiell abgetastet. Der Datenwert in jeden
Datenvoxel DV wird durch einen zugeordneten Strahl 62 so
projiziert, daß er
in einem Pixel 60 davon auf die Bildebene 56 auftrifft,
wobei der Maximalwert in jedem Pixel mit dem gegenwärtigen Wert
des strahlprojizierten Datenvolumenvoxels verglichen wird, um den
größeren davon
zu bestimmen, welcher größere Wert
sodann als Teil des Maximalwertbildes gespeichert wird. In der Praxis
wird für
eine maximale Pixelprojektion der gespeicherte Maximalwert lediglich dann
verändert,
wenn der neuerliche Wert des projizierten Datenvoxels größer ist
als der bereits für
das Bildebenenpixel gespeicherte Datenwert, auf den der neuerliche
Projektionsstrahl auftrifft.
-
Gemäß einem
anderen Aspekt der obigen Technik wird die Datenprojektion (im Schritt
36 in
3)
skaliert und es wird eine etwaige Anisotropie zwischen dem Objektvolumen
und der Bildebene durch lediglich einen einzigen Satz von Berechnungen
beseitigt, nachdem die Rückprojektion
abgeschlossen ist. Es wird nun auf
5 Bezug
genommen. Da es sich bei dem Objektvolumen
52 um ein reales
Volumen handelt, während
es sich bei dem Datenvolumen
54 um ein abstraktes Konzept
handelt, ist es nötig,
den Betrag der Verzerrung der Projektionsdaten aufgrund der Darstellung
des kubischen Datenvolumengitters
54 unter einem unterschiedlichen
Winkel γ in
einer ersten Ebene zu bestimmen und sodann den Winkel ψ, unter
dem eine willkürliche
Betrachtungsrichtung
66 mit Bezug sowohl auf das Objektvolumen
52 als
auch auf das Datenvolumen
54 positioniert wird. Die offenbaren
Dimensionen von jedem Voxel werden sich in dem Maße ändern, wie
sich die effektiven Erhebungswinkel ψ und γ ändern. Wenn das Aspektverhältnis A (definiert
als das Verhältnis
der tatsächlichen
Scheibendicke T im Objektvolumen
52 zur tatsächlichen Pixelgröße S in
demselben Objektvolumen
52) nicht eins beträgt (d.h.
größer oder
gleich eins ist, da das Objektvoxel kein kubisches Voxel ist, wie
man es beim Datenvolumen
54 antrifft), dann werden die
Erhebungswinkel ψ und γ verschieden
sein, und der effektive Erhebungswinkel ψ im Datenvolumen wird gegenüber dem
tatsächlichen
Erhebungswinkel γ in dem
Objektvolumen unterschiedlich sein. Die Rotation der Daten erfolgt
gemäß einem
Objekterhebungswinkel, der erhalten wird durch:
-
Danach
können
die projizierten Daten so skaliert werden, daß sie (wenn die Drehung um
die horizontale Achse erfolgt) die korrekte Höhe in dem Objektvolumen erhalten,
und zwar durch eine Multiplikation aller projizierten Datenhöhen mit
dem Höhenskalierungsfaktor.
Die alte projizierte Bildhöhe
H kann mit einem effektiven Skalierungsfaktor E
s korrigiert
werden, wobei gilt
und die neue Höhe H' = H·E
s ist. Dasselbe trifft für die Breite zu, wenn die Drehung
um die vertikale Achse erfolgt.
-
Unter
Verwendung der obigen Beziehung führt die Rotation der Datenvolumenwinkel
(α, β) zu den
Winkeln (θ, ϕ),
weil die Verzerrung lediglich entlang einer Achse auftritt, so daß der Winkel θ gleich dem
Winkel α ist.
Die Elemente der 3 × 3
Rotationsmatrix [M] können
bestimmt werden, und bei den gegebenen zwei in Betracht kommenden
Drehungswinkeln werden diese Beziehungen benutzt, um die Transformationen
vom Datenvolumen zur Bildebene zu bestimmen: X' = M1X + M2Y + M3Z
+ XO Y' =
M4X + M5Y + M6Z + YOwobei M1 – M6 die ersten beiden Zeilen
der Rotationsmatrix sind (d.h. M1 = –sinθ, M2 = cosθ sinψ, M3 = 0, M4 = –cosθ sinψ2, M5 = –sinθ sinψ und M6
= cosψ),
X' und Y' die Positionen des
projizierten Punktes auf der Bildebene sind, und wobei XO und YO
die X und die Y Versetzungen (jeweils bezogen auf die niedrigsten
X und Y Punktwerte) der Bildebene sind, bei denen der ausgewählte Teil
der Bildebene beginnt. Nachdem die Daten auf die Bildebene 56 projiziert
sind, wird das Bild zur Korrektur des Effekts der anisotropen Objektvoxel
skaliert. Es wird ersichtlich sein, daß die Faktoren M1 – M6 zu
Beginn einer Projektion (bei gegebenen θ und ϕ) vorberechnet
(Schritt 32 in 3) und für alle Rotationsberechnungen
benutzt werden können.
-
6 zeigt
eine Einrichtung zur Durchführung
der oben beschriebenen Strahlwurftechnik, die in der Hauptsteuerung 8 (oder
in einem separaten zugeordneten Prozessor) vorgesehen ist. Eine
deratige Einrichtung weist eine dreidimensionale Datenspeichereinrichtung 70 zum
Speichern von Schnittdaten auf, wie sie an einem Dateneingang 70a vom
Filmspeicher 24 erhalten werden. Die mit jedem Objektvoxel
zusammenhängenden
Daten werden bei der Adresse des betreffenden Voxels gespeichert,
und zwar als Reaktion auf eine Eingangsinformation für die Voxeladresse,
die an einem Voxeladresseingang 70b von einer CPU 74 erhalten
wird. Sobald die Datenspeichereinrichtung gefüllt ist (entsprechend der Übertragung
aller erfor derlichen Daten vom Objektvolumen 52 zum Datenvolumen 54),
wird der interessierende Teil des Objektvolumens ausgewählt, und es
werden seine Startecke sowie die Ausdehnung in den X, Y und Z Richtungen
festlegende Daten von der CPU 74 an einem Eingang 72a einer
Adressgeneratoreinrichtung 72 gesandt. Die Einrichtung 72 liefert
sequentiell an einem Adressausgang 72b die X, Y und Z Adressen
für jedes
Voxel innerhalb des ausgewählten
Objektvolumens. Der Ausgang 72b ist mit einem Ausgangsdatenadresseingang 70c der
Datenspeichereinrichtung 70 verbunden, welche veranlaßt, daß die gespeicherten
Intensitätsdaten
für das
betreffende eine sodann adressierte Voxel vom Datenspeicherausgang 70d ausgegeben
werden. Die Aufeinanderfolge der X, Y und Z Voxeladressen wird ebenfalls
an einen ersten Eingang 76a einer Berechnungseinrichtung 76 für die Rotationsparameter
gegeben, welche Einrichtung über
die CPU 74 die Winkelinformation (α, β) als die berechneten Matrixelementwerte
M1 – M6
erhält,
um an einem Ausgang 76c die Adresse X', Y' des
Bildebenenpixel bereitzustellen, das diesem Objektpixel X, Y, Z
entspricht, wenn man es unter einem ausgewählten Betrachtungswinkel (θ, ϕ)
betrachtet. Die Information für
den Betrachtungswinkel (θ, ϕ)
wird in das System eingegeben und von der CPU 74 verarbeitet.
Die Ergebnisse werden an die Eingänge 78b und 78c einer
Sichtmatrixeinrichtung 78 gegeben, um Matrixelemente M1 – M6 an
ihrem Ausgang 78a und damit an der Berechnungseinrichtung 76 für die Drehungsparameter vorzusehen.
Die Pixeladresse X',
Y' in der Bildebene erscheint
an einem Adresseingang 80a eines Bildpufferspeichers, der
als eine Bildebenenspeichereinrichtung 80 wirkt. Gleichzeitig
erscheinen die von dem Datenvolumen zur Projektionsebene projizierten Intensitätsdaten
vom Ausgang 70d der dreidimensionalen Datenspeichereinrichtung
an dem Eingang 80b für
neue Daten der Bildebenenspeichereinrichtung. Diese Daten erscheinen
ebenfalls am Eingang 82a für neue Daten einer Datenvergleichseinrichtung 82.
Zuvor in der Bildebenenspeichereinrichtung 80 für diese
Adresse gespeicherte Intensitätsdaten
am Eingang 80a erscheinen an einem Ausgang 80c für alte Daten
und damit an einem Eingang 82b für alte Daten in der Vergleichseinrichtung.
Die alten und neuen Daten an den jeweiligen Eingängen 82b/82a werden
in der Einrichtung 82 verglichen, und ein Ausgang 82c davon
wird auf einen ausgewählten
logischen Zustand gesetzt (z.B. einen oberen logischen Pegel), wenn
die neuen Daten am Eingang 82a eine größere Amplitude aufweisen als
die alten Daten am Eingang 82b. Der Ausgang 82c ist
mit einem Eingang 80d der Bildebenenspeichereinrichtung
für Ersatz-(substitute)
Steuerdaten verbunden um zu veranlassen, daß die unter der vom Eingang 80a gesteuerten
Adresse gespeicherten Daten geändert werden,
um neue Daten am Eingang 80b anzunehmen, wenn sich der
Steuereingang für
die Ersatzdaten 80d auf dem gewählten logischen Pegel befindet. Somit
werden die gespeicherten Daten zu Anfang rückgesetzt, wie bei einem Signal
durch einen Daten/Steuereingang 80e (von der CPU 74),
und es werden die Daten mit dem größten Wert für jede Pixelstelle X', Y' in der Bildebene
gespeichert, und zwar als Antwort auf einen Vergleich, der anzeigt,
ob die neuen Daten den Wert der zuvor gespeicherten alten Daten übersteigen.
Nachdem alle der ausgewählten Adressen
sequentiell vom Adressgenerator 72 abgetastet worden sind,
werden die in der Bildebenenspeichereinrichtung 80 gespeicherten
Daten in der CPU 74 skaliert, und die skalierten Bildebenendaten können von
der Speichereinrichtung 80 zur Anzeige, zur permanenten
Speicherung oder zu ähnlichen Zwecken
entnommen werden.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt der Erfindung werden die skalierten Bildebenendaten
vor einer Anzeige (Display) kartiert (mapped), um eine gewünschte Helligkeit
sowie einen gewünschten
Kontrastbereich zu erzielen (Schritt 38 in 3)
Beim Einlesen des interessierenden Bereichs für die Quellbilder, auf dem
die dreidimensionale Rekonstruktion basiert, wird als Option ein
Histogramm der Anzahl von Pixel mit einer gegebenen Intensität in der Hauptsteuerung 8 erstellt.
Alternativ kann das Histogramm unter Benutzung der projizierten
Bilder gebildet werden. Zur selben Zeit wird die maximale Pixelin tensität bestimmt.
Es werden die Pixel in jedem Bereich (bin) gezählt, bis ein vorgegebener Prozentsatz
der insgesamten Anzahl von Pixel erreicht ist. Diese Bereichszahl
(bin number) wird die Pixelschwelle. Es wird sodann eine Karte erzeugt,
und zwar derart, daß jeder
Pixelwert mit der gewünschten Helligkeit
und dem gewünschten
Kontrastbereich über
oder unter der Pixelschwelle abhängig
von dem beabsichtigten Ergebnis kartiert wird.
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Das
in 3 gezeigte Verfahren wird angewendet auf die Intensitätsdaten
für das
interessierende, von dem Filmspeicher wiedergegebene Datenvolumen.
Jedes Pixel in dem projizierten Bild schließt die transformierten Intensitätsdaten
ein, welche durch Projektion auf eine vorgegebene Bildebene abgeleitet
wurden. Zusätzlich
speicherte während
der Zeit, in welcher der Filmspeicher vom Bediener "eingefroren" war, die CPU 42 das
letzte Bild (frame) aus dem XY Speicher 18 unter mehrfachen
aufeinanderfolgenden Adressen im Abschnitt 24B des Filmspeichers 24.
Die projizierten Bilddaten für
den ersten projizierten Betrachtungswinkel werden in die erste Adresse
im Filmspeicherabschnitt 24B eingeschrieben, so daß die projizierten
Bilddaten in einem interessierenden Bereich dem Hintergrundbild
(background frame) überlagert
werden. Dieser Prozess wird für
jede Winkelzunahme wiederholt bis alle projizierten Bilder im Filmspeicherabschnitt 24B gespeichert
sind, wobei jeder projizierte Bildrahmen aus einem interessierenden
Gebiet besteht, das transformierte Daten und als Option einen Peripheriehintergrund
enthält,
der das interessierende Gebiet umgibt und aus Hintergrundbilddaten
besteht, die nicht von transformierten Daten aus dem interessierenden
Gebiet überschrieben
sind. Das Hintergrundbild macht es deutlicher, von wo aus jede zur
Darstellung gebrachte Projektion betrachtet wird. Der Bediener kann
dann jedes projizierte Bild für
die Darstellung auswählen.
Zusätzlich
kann die Abfolge der projizierten Bilder erneut auf dem Displaymonitor
abgespielt werden, um das Objektvolumen so darzustellen, als wenn
es vor dem Betrachter rotieren würde.
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Das
erfindungsgemässe
Verfahren ist nicht begrenzt in bezug auf die Geometrie des Quellobjektvolumens.
Zwar ist ein kreiszylinderförmiges
Quellobjektvolumen bevorzugt, wenn eine Arterie oder Vene bildlich
dargestellt wird, aber es können
auch andere Geometrien verwendet werden. Das Grundkonzept der Erfindung
umfasst die Formulierung von einer Quellobjektvolumengeometrie,
die eine Funktion des Objektvolumens ist, in dem sich bewegende Ultraschall-Streuteile
vorhanden sind.
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Weiterhin
ist zwar ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel
offenbart worden, bei dem B-Mode-Intensitätsdaten projiziert werden,
wenn der zugeordnete Strömungsgeschwindigkeits-
oder Energie power)-Wert ungleich null ist, es sei aber darauf hingewiesen,
daß die
Erfindung nicht auf die Gewinnung von Pixeldaten beschränkt ist,
wenn die Größe der Geschwindigkeits-
oder Energie(power)-Komponente nicht gleich null ist. Für einige
Anwendungen kann die Gewinnung von B-Mode-Intensitätsdaten dadurch gesteuert werden,
daß nur
diejenigen Geschwindigkeits- oder Energie power)-Werte erfasst werden,
die über
einem minimalen Schwellenwert oder unter einem maximalen Schwellenwert
oder beides liegen. Beispielsweise können Geschwindigkeiten größer als
null, aber kleiner als ein vorbestimmter Schwellenwert erfasst werden,
um ein Referenzdatenvolumen zu definieren, das der Blutströmung in
einer Grenzschicht benachbart zur Wand von einem Gefäß entspricht.
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Das
oben beschriebene Ultraschall-Bildgebungssystem hat mehrere verschiedene
Projektionsmoden. Beispielsweise kann die Projektion Maximalwert-
oder Minimalwert-Pixel enthalten. Alternativ kann ein für die Darstellung
von Blutgefäßen nützlicher
Mode ausgewählt
werden, bei dem die Pixeldaten invertiert und dann die Maximalwerte
auf die Bildebene projiziert werden. Gemäß einem weiteren Modus kann
die Strahlwurftechnik eingesetzt werden, um eine Oberflächenwiedergabe
(Oberflächen-Rendering)
zu liefern.
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Das
vorstehende bevorzugte Ausführungsbeispiel
wurde zum Zwecke der Veranschaulichung beschrieben. Abänderungen
und Modifikationen des Grundkonzepts der Erfindung werden sich unschwer für Fachleute
auf dem Gebiet der Ultraschallbildgebung oder der Computergrafik
ergeben. Alle derartigen Abänderungen
und Modifikationen sollen durch die nachfolgend aufgeführten Ansprüche mitumfaßt werden.
