DE4401302A1

DE4401302A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Echtzeit-Bestimmung des Volumens eines Körperhohlraums

Info

Publication number: DE4401302A1
Application number: DE4401302A
Authority: DE
Inventors: David M Prater; Christina Banta; Iii Albert F Koch
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 1993-02-03
Filing date: 1994-01-18
Publication date: 1994-08-11
Anticipated expiration: 2014-01-19
Also published as: US5322067A; DE4401302C2; JPH06292667A

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf Techniken zum Feststellen des Volumens eines Körperhohlraums durch Ultraschall-Ab bildung und insbesondere auf Verfahren und Vorrichtungen zur Echtzeit-Bestimmung des Volumens eines blutgefüllten Hohl raumes, wie z. B. einem Ventrikel eines Herzens.

Informationen bezüglich des Volumens des linken Ventrikels des Herzens als Funktion der Zeit sind für einen Kardiologen bei der Beurteilung des Herzens nützlich. Insbesondere das Volumen während der Diastole, das Volumen während der Systo le, die Rate der Änderung des Volumens und andere auf einem Volumen basierende Parameter schaffen für den Kardiologen nützliche Informationen.

Ein Ansatz, um das Volumen des linken Ventrikels des Herzens festzustellen, ist durch Ultraschall-Abbildung. Das Volumen wird aus einem zwei-dimensionalen Ultraschallbild durch Be stimmen der Querschnittsfläche des Ultraschallbildes und durch Treffen bestimmter Annahmen bezüglich der Form des linken Ventrikels bestimmt.

Bei einem Ansatz wählt ein Anwender einen Standrahmen eines apikalen 4-Kammer- oder eines apikalen 2-Kammer-Ultraschall bildes aus, und verfolgt unter Verwendung einer Rollkugel (Trackball) oder eines ähnlichen Geräts den Umriß des Ven trikels, wie er auf dem Bild erscheint. Zusätzlich wählt der Anwender eine Längsachse aus, die als Achse der Drehung dient. Das Volumen wird durch Drehen der abgefahrenen zwei dimensionalen Fläche um die ausgewählte Achse bestimmt, um ein kreissymmetrisches Volumen zu erhalten. Das Volumen wird unter Verwendung einer Technik, die als Verfahren der Schei ben bekannt ist, berechnet. Nachdem der Anwender die Grenze zwischen dem Ventrikel und dem Endokard präzise abgefahren hat, wird das abgefahrene Gebiet in einer Anzahl von pa rallelen Scheiben segmentiert. Das Volumen jeder der Schei ben wird berechnet. Die Volumen werden summiert, um das Vo lumen des gesamten Ventrikels zu erhalten. Die Segmentierung erfolgt auf der Grundlage des abgefahrenen Gebiets. Um das Volumen in einem weiteren Rahmen zu bestimmen, fährt der An wender das Ventrikel genau ab und das Volumen wird auf die selbe Art berechnet. Die Segmentierung basiert auf der ab gefahrenen Fläche, die sich von Rahmen zu Rahmen ändert. Diese Technik schafft das Volumen eines Rahmens zu einem Zeitpunkt und wird typischerweise lediglich bei der Diastole und der Systole durchgeführt.

Eine weitere Technik zur Bestimmung des Volumens eines Ven trikels ist in der Anmeldung Serien-Nr. 07/614,780 einge reicht, 9. November 1990, durch die Anmelderin der vor liegenden Anmeldung beschrieben. Signale eines Ultraschall- Scanners werden verarbeitet, um zu bestimmten, ob sie Blut oder Gewebe darstellen. Inkrementalflächen des Bildes, das Blut darstellt, und das in ein interessierendes Gebiet mit einer abgeschnittenen, ringförmigen Form fällt, werden um die Längsachse des Ventrikels routiert, um ein Inkremental volumen der Drehung zu bilden. Das gesamte Volumen des Ven trikels wird durch Summieren der Inkrementalvolumen abge leitet.

Bei anderen Systemen nach dem Stand der Technik wird ein interessierendes Gebiet durch einen Anwender auf einem Ultraschallbild abgefahren. Signale des Ultraschall-Scanners werden verarbeitet, um festzustellen, ob sie Blut oder Ge webe darstellen. Blutgebiete innerhalb des interessierenden Gebiets werden in einem Akkumulator summiert, um die gesamte Blutfläche innerhalb des interessierenden Gebietes zu be stimmen. Das Volumen wird nicht bestimmt.

Alle Techniken nach dem Stand der Technik zur Bestimmung eines Ventrikelvolumens hatten verschiedene Nachteile, ein schließlich der Unfähigkeit, das Volumen in Echtzeit zu be stimmen, der übermäßigen Komplexität und ähnlichem.

Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und eine Vorrichtung zu schaffen, die es ermöglichen, ohne übermäßige Komplexität, das Volumen eines Körperhohlraums in Echtzeit zu bestimmen.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren nach Anspruch 1 und durch eine Vorrichtung nach Anspruch 6 gelöst.

Die vorliegende Erfindung schafft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Echtzeit-Bestimmung des Volumens eines Flüs sigkeits-gefüllten Hohlraums in dem Körper eines Patienten. Typischerweise wird die Erfindung verwendet, um das Volumen eines Blut-gefüllten Hohlraums, wie z. B. des linken Ven trikels des Herzens, zu bestimmen. Der Ausdruck "Pixel", wie er hier verwendet wird, bezieht sich auf eine Inkremental fläche eines Abtastsektors eines Ultraschallbildes, das einem Abtastwert des empfangenen Ultraschallsignals ent spricht. Jedes Pixel in dem Abtastsektor des Ultraschall bildes hat eine abgeschnittene, ringförmige Form. Die Flä chen der Pixel nehmen mit der Entfernung von der Spitze des Abtastsektors zu.

Das Verfahren gemäß der Erfindung umfaßt folgende Schritte:

a) Erhalten einer zwei-dimensionalen Echtzeit-Ultra schall-Anzeige des Hohlraums und des umgebenden Ge webes, wobei die Ultraschall-Anzeige eine Folge von Ultraschallbildern umfaßt,
b) Bestimmen der Parameter für ein festes, Anwender definiertes interessierendes Gebiet, das die Ultra schall-Anzeige des Hohlraums bei dem größten Volumen umgibt, für das eine Volumenberechnung durchgeführt werden muß,
c) Unterteilen des interessierenden Gebiets in eine vorbestimmte Anzahl von Segmenten,
d) Klassifizieren jedes Pixels eines Ultraschallbildes, zumindest innerhalb des interessierenden Gebiets, in der Folge der Ultraschallbilder als einen Flüssig keitspixel, der eine Flüssigkeit darstellt, oder als einen Gewebepixel, der ein Gewebe darstellt,
e) Bestimmen der Fläche der Flüssigkeitspixel innerhalb jedes Segments,
f) Berechnen des Volumens des Hohlraums aus der Fläche der Flüssigkeitspixel in jedem Segment des interes sierenden Gebiets, und
g) Wiederholen der Schritte (d) bis (f) für jedes Ultraschallbild der Folge der Ultraschallbilder, um das Volumen des Hohlraumes zu jedem der Zeitpunkte, an dem die Ultraschallbilder erhalten wurden, zu er halten.

Die vorliegende Erfindung gestattet es, das Volumen des Hohlraums auf Mehrfach-Ultraschallbildern mit einem einzel nen interessierenden Gebiet festzustellen, wodurch die Be rechnungszeit reduziert wird, und die Bestimmung des Volu mens in Echtzeit für jedes Ultraschallbild in der Folge von Ultraschallbildern wird zugelassen.

Der Schritt des Berechnens des Volumens des Hohlraums schließt bevorzugterweise die folgenden Schritte ein:
Approximieren eines Volumens des Hohlraums innerhalb eines jeden Segments durch eine Scheibe, die eine Höhe hat, die gleich der Höhe des Segments ist, und die einen Durchmesser hat, der gleich der gesamten Fläche der Flüssigkeitspixel geteilt durch die Höhe ist,
Berechnen des Volumens der Scheibe in jedem Segment des in teressierenden Gebiets, und
Summieren der Volumen der Scheiben in den Segmenten in den interessierenden Gebieten, um das Volumen des Hohlraums zu erhalten.

Die Parameter für das interessierende Gebiet sind durch Be stimmen der Koordinaten einer Grenze eines interessierenden Gebiets, das durch den Anwender abgefahren wurde, durch Be stimmen einer Längsachse des interessierenden Gebiets und durch Bestimmen eines Winkels zwischen der Normalen zu der Längsachse und der horizontalen Achse des Anzeigebildschirms definiert. Das interessierende Gebiet ist bevorzugterweise durch beabstandete Linien, die normal zu der Längsachse des interessierenden Gebiets sind, unterteilt.

Der Schritt des Bestimmens der Fläche der Flüssigkeitspixel innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets schließt bevorzugterweise folgende Schritte ein:
Speichern einer Start-Tiefe, einer Stopp-Tiefe und einer Segment-Nummer für jedes Segment entlang der Abtastzeile, und
Speichern der Fläche der Flüssigkeitspixel innerhalb jedes Segments in einem Akkumulator, die der Segment-Nummer ent spricht, wenn eine Tiefe zwischen der Start-Tiefe und der Stopp-Tiefe des entsprechenden Segments entlang jeder Ab tastlinie abgetastet wird.

Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfin dung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockdiagramm eines Ultraschall-Abbildungssys tems, das eine akustische Quantifizierungseinheit zum Bestimmen des Volumens eines Flüssigkeits-ge füllten Hohlraums in Übereinstimmung mit der vor liegenden Erfindung einschließt;

Fig. 2A und 2B ein festes interessierendes Gebiet, das einem Ultraschallbild eines linken Ventrikels bei der Diastole bzw. der systole überlagert ist;

Fig. 3 ein Flußdiagramm, das die Schritte zur Bestimmung der Parameter für ein festes interessierendes Ge biet gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt;

Fig. 4 ein Blockdiagramm einer akustischen Quantifizie rungseinheit zum Bestimmen des Volumens eines Flüs sigkeits-gefüllten Hohlraums gemäß der Erfindung;

Fig. 5 ein Blockdiagramm des Generators des interessieren den Gebiets, der in Fig. 4 gezeigt ist;

Fig. 6A ein vereinfachtes, schematisches Diagramm, das ein Ultraschallbild eines Blut-gefüllten Hohlraums und ein festes interessierendes Gebiet, das in Segmente unterteilt ist, zeigt;

Fig. 6B eine vergrößerte Darstellung eines der Segmente des interessierenden Gebiets, die das Abtasten des Seg ments zeigt;

Fig. 6C eine vergrößerte Darstellung des Segments aus Fig. 6B, die die Approximations der Blutfläche durch eine Scheibe zeigt;

Fig. 7A ein Flußdiagramm, das die Schritte zur Berechnung der Start- und Stopp-Tiefe für jedes Segment des interessierenden Gebiets entlang jeder Abtastzeile des Ultraschallbildes darstellt;

Fig. 7B ein schematisches Diagramm, das die Parameter dar stellt, die der Bestimmung der Start- und Stopp- Tiefe für jedes Segment des interessierenden Ge biets entlang jeder Abtastzeile des Ultraschall bildes entspricht; und

Fig. 8 ein Flußdiagramm, das die Schritte zur Berechnung des Volumens des Flüssigkeits-gefüllten Hohlraums darstellt.

Die vorliegende Erfindung schafft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Echtzeit-Bestimmung des Volumens eines Flüs sigkeits-gefüllten Hohlraums, wie z. B. des linken Ventrikels des Herzens, in dem Körper eines Patienten, unter Verwendung eines Ultraschall-Abbildungssystems. Ein Ultraschallbild des zu messenden Hohlraums wird auf einem Videoanzeigebildschirm angezeigt. Ein Anwender fährt ein festes interessierendes Gebiet um den Hohlraum herum ab. Das interessierende Gebiet ist groß genug, um den Hohlraum bei seinem größten Volumen einzuschließen. Das interessierende Gebiet wird in Segmente unterteilt. Die Flüssigkeitsfläche innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets wird durch eine Signalver arbeitung der Signale bestimmt, die verwendet werden, um das Ultraschallbild zu erzeugen. Das Volumen des Hohlraums in nerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets wird durch eine Scheibe approximiert. Das Volumen der Scheibe in nerhalb jedes Segments wird berechnet, und die Volumen der Scheiben werden summiert, um das Gesamtvolumen des Hohl raumes zu erhalten. Das Verfahren wird für jedes Bild, oder Rahmen, der Ultraschallanzeige wiederholt, wobei das interessierende Gebiet festbleibt, um eine Messung des Hohl raumvolumens als Funktion der Zeit zu erhalten.

Ein vereinfachtes Blockdiagramm eines Systems zur Bestimmung des Volumens gemäß der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 1 gezeigt. Ein Scanner 10 führt die Ultraschallabtastung eines bestimmten Gebiets des Körpers eines Patienten, wie z. B. des Herzens, durch. Der Scanner schließt einen Ultraschallwand- 1er zum Senden und Empfangen von Ultraschallenergie ein. Der Wandler überträgt Ultraschallenergie in ein Gebiet, das ab gebildet wird, und empfängt die durch verschiedene Struk turen und Organe innerhalb des Körpers des Patientens re flektierte Ultraschallenergie.

Der Wandler kann einen Array von Wandlerelementen ein schließen. Wie es aus dem Starid der Technik bekannt ist, wird durch das passende Verzögern des Impulses, der an jedes Wandlerelement angelegt wird, ein fokussierter Ultraschall strahl entlang einer erwünschten Abtastzeile gesendet. Die von einem gegebenen Punkt innerhalb des Körpers des Patien ten reflektierte Ultraschallenergie wird durch die Wandler elemente zu verschiedenen Zeitpunkten empfangen. Die Wand lerelemente wandeln die empfangene Ultraschallenergie in elektrische Signale um, die einem Empfangsstrahlformer zu geführt werden. Der Strahlformer verarbeitet die elektri schen Signale, um eine Fokussierung und Steuerung der empfangenen Ultraschallenergie zu bewirken. Der Strahlformer wandelt die empfangene Ultraschallenergie in einen fokus sierten Empfangsstrahl um. Die Tiefe und die Richtung des Brennpunkts relativ zu dem Ultraschallwandler kann über die Zeit durch passendes Verzögern der empfangenen Signale von jedem Wandlerelement dynamisch verändert werden. Die ver zögerten Signale jedes Wandlerelements werden summiert, um ein Scannersignal zu erhalten, das eine Repräsentation der reflektierten Energiepegel entlang einer gegebenen Abtast zeile ist. Das Verfahren wird für mehrere Abtastzeilen wie derholt, um Signale zur Erzeugung eines Bildes des vorge schriebenen Gebiets des Körpers des Patienten zu erhalten. Typischerweise ist das Abtastmuster ein Abtastsektor, in dem die Abtastzeilen an einem Punkt bei der Mitte des Ultra schallwandlers ihren Ursprung haben und in unterschiedliche Winkel gerichtet sind.

Alternativ kann der Scanner 10 einen mechanischen Scanner zur Ultraschallabtastung eines bestimmten Gebiets des Kör pers eines Patienten einschließen. Bei einem mechanischen Scanner wird ein Ultraschallwandler durch einen Motor über das bestimmte Gebiet geführt. Mechanische Scanner sind in Fachkreisen gut bekannt.

Das Scannersignal wird an einen Abtastwandler 12 einer Art, die in Fachkreisen- bekannt ist, angelegt, der die Abtast sektorinformationen, die durch den Scanner 10 erzeugt wur den, in ein herkömmliches Rasterabtastanzeigesignal umwan delt. Der Ausgang des Abtastwandlers 12 wird an eine Anzeige 14, wie z. B. einer Videoanzeigeeinheit, angelegt. Die Anzei ge 14 ist ein Teil einer Anwenderschnittstelle 16. Die An wenderschnittstelle 16 kann ebenfalls eine Rollkugel 18 zum Abfahren eines interessierenden Gebiets, wie im folgenden beschrieben, und eine Anzeige physiologischer Daten 20 ein schließen. Die Anzeige von physiologischen Daten 20 kann z. B. eine alphanumerische Anzeige zur Anzeige von physiolo gischen Daten und eine Videoanzeigeeinheit oder einen Kur venrekorder zur Anzeige von physiologischen Signalverläufen einschließen. Wie im folgenden beschrieben ist, kann die An zeige für physiologische Daten 20 verwendet werden, um das Volumen eines Flüssigkeits-gefüllten Hohlraums in dem Körper eines Patienten als Funktion der Zeit anzuzeigen. Die Anwen derschnittstelle 16 kann ebenfalls eine Anwendersteuerung, wie z. B. eine Tastatur und/oder festgelegte Funktionstasten (nicht gezeigt) zur Installation, Einstellung und Steuerung des Systems einschließen.

Eine Systemsteuerung 22 versieht die Gesamtsteuerung des Systems. Die Systemsteuerung 22 führt Zeit- und Steuerungs- Funktionen aus und kann einen Mikroprozessor und einen zu geordneten Speicher einschließen. Wie unten beschrieben ist, bestimmt die Systemsteuerung 22 die Parameter für das in teressierende Gebiet auf der Grundlage eines interessie renden Gebiets, das durch einen Anwender unter Verwendung der Rollkugel 18 abgefahren wurde.

Das System, das in Fig. 1 gezeigt ist, schließt ferner eine akustische Quantifizierungseinheit 30 zum Bestimmen des Vo lumens eines Flüssigkeits-gefüllten Hohlraums in der Ultra schallanzeige ein. Das Volumen wird auf einer Bild-Zu-Bild- Grundlage aus dem Scannersignal, das verwendet wird, um die Ultraschallanzeige zu erzeugen, und aus den Parametern für das interessierende Gebiet, die durch die Systemsteuerung 22 zugeführt wurden, in Echtzeit bestimmt. Das durch die akus tische Quantifizierungseinheit 30 bestimmte Volumen wird an die Anzeige für physiologische Daten 20 der Anwenderschnitt stelle 16 ausgegeben. Die Volumeninformationen können eben falls durch einen Drucker, einen Kurvenrekorder oder ein magnetisches Speichergerät aufgezeichnet werden, oder können auf einem Netzwerk an einen Computer oder andere Instrumente übertragen werden.

Das interessierende Gebiet, das bei der Berechnung des Vo lumens eines Flüssigkeits-gefüllten Hohlraums verwendet wird, ist in Fig. 2A und 2B dargestellt. Ein Bild eines men schlichen Herzens 36 während der Diastole ist in Fig. 2A ge zeigt, und ein Bild des Herzens 36 während der Systole ist in Fig. 2B gezeigt. Es sei angenommen, daß es erwünscht ist, das Volumen des linken Ventrikels 38 als Funktion der Zeit zu bestimmen. Das linke Ventrikel 38 hat sein größtes Vo lumen während der Diastole, wie in Fig. 2A gezeigt, und sein kleinstes Volumen während der Systole, wie in Fig. 2B ge zeigt. Das interessierende Gebiet und die zugeordneten Para meter werden in Übereinstimmung mit dem Flußdiagramm aus Fig. 3 bestimmt. Der Anwender stellt das System zuerst der art ein, daß das linke Ventrikel 38 deutlich in dem Ultra schallbild gezeigt ist (Schritt 70). Die Einstellung ver ändert wirksam den Gewinn des Scannersignals des Scanners 10. Wenn das System ordnungsgemäß eingestellt ist, wird das Blut 37 innerhalb des linken Ventrikels 38 deutlich von dem umgebenden Gewebe 39 auf dem Ultraschallbild unterschieden.

Die ordnungsgemäße Darstellung des Herzens 36 zur Durchfüh rung des Volumenbestimmungsverfahrens der vorliegenden Er findung ist entweder die applikale 4- oder die applikale 2-Kammer-Darstellung. Die applikale 4-Darstellung ist eine Ultraschall-Herzdarstellung, die durch die Herzspitze abge tastet ist und alle 4 Kammern des Herzens zeigt. Die appli kale 2-Darstellung ist eine Ultraschall-Herzdarstellung, die durch die Herzspitze abgetastet ist und das linke Ventrikel und das linke Atrium zeigt.

Der Anwender fährt dann ein interessierendes Gebiet 40 um das linke Ventrikel 38 unter Verwendung der Rollkugel 18 ab, um den Ort eines Markers 41 zu steuern, der der Ultraschall anzeige überlagert ist (Schritt 71). Der Anwender fährt das interessierende Gebiet 40 ab, wobei er an einem Punkt 42 auf einer Seite des Mitralklappenrings beginnt, und die Roll kugel 18 verwendet, um den Marker 41 nach oben und um das linke Ventrikel 38 herum zu einem Punkt 44 auf der anderen Seite des Mitralklappenrings zu bewegen. Ein Umriß des in teressierenden Gebiets 40 ist dem Ultraschallbild überla gert. Der Anwender bestätigt dann das interessierende Gebiet 40, typischerweise durch Drücken einer "Bestätigung"- oder "Eingabe"-Taste auf der Anwenderschnittstelle 16. Das System bestimmt dann eine Längsachse 46, wie unten beschrieben.

Zur genauen Bestimmung des Volumens des linken Ventrikels 38 muß das interessierende Gebiet 40 den Blut-gefüllten Hohl raum im linken Ventrikel 38 bei dem größten Volumen, für das das Volumen bestimmt werden soll, umgeben. Das interessie rende Gebiet 40 erfordert kein genaues Abfahren des Hohl raums in dem Ventrikel 38. Das interessierende Gebiet 40 sollte jedoch nicht, auch nicht teilweise, irgendwelche Blut-gefüllten Hohlräume, außer dem zu messenden, ein schließen.

Eine bevorzugte Technik zum Abfahren des interessierenden Gebiets 40 ist unten beschrieben. Andere Techniken zum Fest legen des interessierenden Gebiets können jedoch innerhalb der Lehre der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Das interessierende Gebiet kann z. B. automatisch durch das Sys tem festgelegt werden, was innerhalb der Lehre der vor liegenden Erfindung liegt. Weiterhin kann eine Maus oder ein anderes Schreibmarkensteuerungsgerät verwendet werden, um das interessierende Gebiet 40 abzufahren. Es ist lediglich erforderlich, daß ein interessierendes Gebiet, das den in teressierenden Körperhohlraum einschließt, definiert ist. Die x-, y-Koordinaten des Weges, dem der Marker 41 beim Ab fahren des interessierenden Gebiets 40 folgt, definieren das interessierende Gebiet (Schritt 72). Zusätzlich ist es not wendig, die Endpunkte der Längsachse 46 des interessierenden Gebiets 40 zu bestimmen (Schritt 73). Die Längsachse 46 wird durch ihren oberen Endpunkt 48 und ihren unteren Endpunkt 50 definiert. Wenn das interessierende Gebiet 40 vom Punkt 42 zum Punkt 44 abgefahren wird, verbindet das System die Enden der Spur zwischen den Punkten 42 und 44 durch eine gerade Linie 52. Der Mittelpunkt der Linie 52 ist der untere End punkt 50 der Achse 46. Der obere Endpunkt ist der Abfahr punkt in dem interessierenden Gebiet, der am weitesten von dem unteren Endpunkt 50 entfernt ist.

Die automatische Bestimmung der Längsachse 46 durch das Sys tem ist oben beschrieben. Alternativ kann der Anwender das automatische Längsachsenmerkmal übergehen und eine Längs achse 46 von Hand definieren. Die Rollkugel 18 oder ein an deres Schreibmarkensteuerungsgerät werden verwendet, um zwei Punkte anzuzeigen, die die Längsachse 46 bestimmen. Die 46 sollte so nah wie möglich an der Achse der Kreissymmetrie des zu messenden Körperhohlraums angeordnet sein.

Als nächstes wird eine Achse 60 normal zur Längsachse 46 de finiert und der Winkel zwischen der Normalachse 60 und der horizontalen Achse (die X-Achse auf dem Anzeigebildschirm) wird bestimmt (Schritt 74). Dann werden die Punkte in dem Satz der Abfahrpunkte des interessierenden Gebiets, die die obere Grenze des obersten Segments definieren, und die Pun kte, die die untere Grenze des untersten Segments defi nieren, bestimmt. Der obere Gebietspunkt, der als Schnitt punkt der Längsachse mit dem oberen des ersten Segments de finiert ist, wird im Schritt 75 bestimmt.

Aus den oberen und Bodensegment-Informationen und dem Winkel zwischen der Normalen und der X-Achse wird die Gesamtlänge des interessierenden Gebiets 40 bestimmt (Schritt 76). Die Gesamtlänge kann von der Länge der Längsachse 46 unter schiedlich sein, weil die Längsachse 46 nicht mit der Längs dimension des interessierenden Gebiets 40 zusammenfällt. Die Linie 52 an dem unteren Ende des interessierenden Gebiets 40 kann z. B. bezüglich der Längsachse 46 geneigt sein. Die Ge samtlänge wird durch Herstellen der Länge entlang der Achse 46, für die die Normalachse 60 irgendein Teil des interes sierenden Gebiets 40 schneidet, bestimmt.

Die Bestimmung der Parameter für das interessierende Gebiet, wie oben beschrieben und in Fig. 3 gezeigt, wird durch die Systemsteuerung 22 durchgeführt. Die Parameter für das in teressierende Gebiet, einschl. der Abfahrpunkte des interes sierenden Gebiets in Polarkoordinaten R_α, β_α, der Winkel zwischen der Normalachse 60 und der X-Achse, die Gesamtlänge des interessierenden Gebiets und der obere Gebietspunkt wer den durch die Systemsteuerung 22 an die akustische Quanti fizierungseinheit 30 abgegeben. Die Parameter für das in teressierende Gebiet werden bevorzugterweise durch die Sys temsteuerung 22 in Polarkoordinaten umgewandelt und an die akustische Quantifizierungseinheit 30 in der Form von Po larkoordinaten abgegeben.

Ein Blockdiagramm der akustischen Quantifizierungseinheit 30 ist in Fig. 4 gezeigt. Das Strahl-geformte Scannersignal wird an einen Signalformer und einen Analog-/Digital-Wandler (ADW) 80 angelegt, der den Gewinn des Scannersignals ein stellt und das Scannersignal in eine Folge von digitalen Ab tastwerten umwandelt. Die digitalen Abtastwerte des Signal formers und des ADW 80 werden an ein Quadratsummenfilter 82 angelegt, das das Signal quadriert und das Ergebnis unter Verwendung eines sich bewegenden Fensterfilters integriert. Das Ausgangssignal des Filters 82 wird an einen logarith mischen Kompressor 84 angelegt, der eine logarithmische Kom pression der Form x = 10 log x durchführt.

Das Ausgangssignal des logarithmischen Kompressors 84 wird einem Gewebe-/Blut-Anzeiger 86 eingegeben, der die digitalen Abtastwerte mit Referenzpegeln vergleicht. Die Abtastsignale und daher die digitalen Abtastwerte des Scannersignals stel len die reflektierte Ultraschallenergie dar und werden ver wendet, um ein Ultraschallbild zu erzeugen. Aufgrund der un terschiedlichen Charakteristika von Blut und Gewebe ist die Amplitude der durch Blut reflektierten Ultraschallenergie bei einer gegebenen Tiefe geringer als die Amplitude der von dem Gewebe reflektierten Ultraschallenergie in derselben Tiefe. Der Referenzpegel wird zwischen der Amplitude, die für Blut repräsentativ ist, und der Amplitude, die für Gewe be repräsentativ ist, ausgewählt. Das Ausgangssignal des Ge webe-/Blut-Anzeigers 86 hat einen ersten Zustand, wenn das Eingangssignal Blut darstellt, und einen zweiten Zustand, wenn das Eingangssignal Gewebe darstellt.

Die Scannersignale enthalten Rauschen und Reflektionen von verschiedenen Strukturen, die eine fehlerhafte Gewebe /Blut-Entscheidung verursachen können. Die Genauigkeit der Entscheidung wird durch Mittelung entlang der Abtastzeile erhöht, die durch das Quadratsummenfilter 82 durchgeführt wird. Die Genauigkeit der Entscheidung wird ferner durch An legen des Ausgangssignals des Gewebe-/Blut-Anzeigers 86 an eine Mehrheitsentscheidungsschaltung 88 weiter erhöht. Die Mehrheitsentscheidungsschaltung führt eine wirksame Mitte lung durch Vergleichen der Entscheidungen für jeden Signal abtastwert mit Entscheidungen für Signalabtastwerte bei der selben Tiefe auf benachbarten Abtastzeilen des Ultraschall bildes durch. Das Ergebnis wird durch den Zustand der Mehr heit der betrachteten Abtastwerte bestimmt. Das Mehrheits entscheidungsverfahren wird bevorzugterweise für eine Gruppe von Abtastwerten bei derselben Tiefe auf verschiedenen auf einanderfolgenden Abtastzeilen, typischerweise 3, durchge führt, um eine höhere Genauigkeit zu erreichen. Die Anzahl der Abtastwerte, die verwendet werden, um eine Mehrheitsent scheidung durchzuführen, kann abhängig von den Umständen verändert werden. Die Mehrheitsentscheidungsschaltung 88 gibt ein Signal aus, das in einem aktiven Zustand ist, wenn der Abtastwert repräsentativ für Blut ist, und das in einem inaktiven Zustand ist, wenn der Abtastwert repräsentativ für Gewebe ist. Die Verwendung einer Mehrheitsentscheidungs schaltung, um die Genauigkeit einer Gewebe-/Blut-Anzeiger schaltung zu erhöhen, ist genauer in der Anmeldung mit der Serien-Nummer 07/614,780, eingereicht am 9. November 1990, beschrieben. Die Offenbarung der Anmeldung mit der Serien- Nummer 07/614,780 ist hiermit durch Bezugnahme aufgenommen.

Die Abtastsektortechnik zur Erzeugung eines Ultraschall bildes ist in Fig. 6A dargestellt. Der Scanner 10 (Fig. 1) überträgt einen Ultraschallimpuls entlang einer Abtastzeile 100, die ihren Ursprung in Punkt 102 hat, der typischerweise die Mitte des Ultraschallwandlers ist. Die gesendete Ultra schallenergie wird durch verschiedene Strukturen innerhalb des Körpers des Patienten reflektiert. Die reflektierte Energie wird durch den Ultraschallwandler empfangen und durch die Wandlerelemente in elektrische Signale umgewan delt. Die elektrischen Signale sind durch den Scanner 10 Strahl-geformt und durch den Signalformer und den ADW 80 (Fig. 4) in digitale Abtastwerte umgewandelt. Die digitalen Abtastwerte stellen die reflektierte Ultraschallenergie an den Punkten 104, 106, 108, etc. entlang der Abtastzeile 100 dar. Die Abtastwerte als Funktion der Zeit stellen nachein ander folgende größere Tiefen entlang der Abtastzeile 100 dar. Die Abtastwerte entlang der Abtastzeile 100 bestimmen die Intensität des Pixels in dem Ultraschallbild. Das Ver fahren wird für die Mehrfach-Abtastzeilen 110, 112, etc., deren Ursprung am Punkt 102 ist, wiederholt, um ein zwei dimensionales Abtastsektorbild abzubilden. Ein typisches Sektorultraschallbild kann 120 bis 240 Abtastzeilen ent halten. Jeder Abtastwert entlang jeder Abtastzeile stellt die Intensität eines Pixels in dem Ultraschallbild dar. Wie oben angezeigt, bezieht sich "Pixel" auf eine Inkremental fläche des Abtastsektors des Ultraschallbildes. Jedes Pixel hat eine abgeschnittene, ringförmige Form. Aufgrund der Ab tastsektorgeometrie erhöht sich die Fläche der Pixel linear mit der Tiefe entlang jeder Abtastzeile. Wiederum bezug nehmend auf Fig. 4, erzeugen der Gewebe-/Blut-Anzeiger 86 und die Mehrheitsentscheidungsschaltung 88 ein Ausgangssig nal für jedes Pixel in dem Ultraschallbild. Das Ausgangs signal zeigt an, ob das Pixel repräsentativ für Blut oder Gewebe ist.

Wie in Fig. 6A gezeigt, umgibt das feste interessierende Ge biet 40 das Bild des linken Ventrikels 38. In Übereinstim mung mit der vorliegenden Erfindung ist das interessierende Gebiet 40 in eine vorbestimmte Anzahl von parallelen Segmen ten 40 ₁, 40 ₂ . . . 40 _n unterteilt. Die Segmente sind durch parallele Linien normal zur Achse 46 definiert und haben bevorzugterweise gleiche Dimensionen entlang der Achse 46. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist das interes sierende Gebiet 40 in 20 Segmente unterteilt. Wie oben be schrieben, bleibt das interessierende Gebiet 40 während auf einanderfolgender Ultraschallbilder fest. Die Segmente 40 ₁, 40 ₂, . . . 40 _n des interessierenden Gebiets 40 bleiben eben falls während aufeinanderfolgender Ultraschallbilder fest. Einige der Segmente, wie z. B. die Segmente 40 ₆, 40 ₇ und 40 ₈, enthalten Abschnitte des Bildes des linken Ventrikels 38. Andere Segmente, wie z. B. Segmente 40 ₁ und 40 ₂ enthalten keinen Abschnitt des Bildes des linken Ventrikels 38. Die Anzahl der Segmente, die Abschnitte des Bildes des linken Ventrikels 38 enthalten, kann sich als Funktion der Zeit aufgrund der Erweiterung und des Zusammenziehens des linken Ventrikels verändern.

Während des Abtastens durchläuft jede Abtastzeile, die durch das interessierende Gebiet 40 läuft, nacheinander folgend durch die verschiedenen Segmente. Folglich durchläuft die Ultraschallenergie, die entlang der Abtastzeile 112 ge richtet ist, beim Senden nacheinander folgend die Segmente 40 ₁, 40 ₂, . . . 40 _n und durchläuft bei der Reflektion die glei chen Segmente in umgekehrter Reihenfolge. Wie im folgenden beschrieben, wird die Blutfläche innerhalb jedes Segments, das einer Fläche des linken Ventrikels 38 innerhalb jedes Segments entspricht, entlang jeder Abtastzeile gemessen. Die Blutflächen werden für jedes Segment des interessierenden Gebiets für aufeinanderfolgende Abtastzeilen akkumuliert. Die Blutfläche innerhalb jedes Segments wird verwendet, um das Volumen des linken Ventrikels 38 zu berechnen, wie unten beschrieben ist.

Wiederum bezugnehmend auf Fig. 4, schließt die akustische Quantifizierungseinheit 30 eine Mikroprozessoreinheit 90 ein, die einen Mikroprozessor und einen örtlichen Speicher umfassen kann. Die Mikroprozessoreinheit 90 empfängt die Pa rameter für das interessierende Gebiet, die oben beschrieben wurden, von der Systemsteuerung 22 (Fig. 1). Die Parameter für das interessierende Gebiet definieren das interessieren de Gebiet 40. Die Mikroprozessoreinheit 90 definiert die Segmente 40 ₁, 40 ₂, . . . 40 _n des interessierenden Gebiets 40, wie in Fig. 6A und 7A gezeigt. Dann berechnet der Mikropro zessor eine Start-Tiefe, eine Stopp-Tiefe und eine Segment zahl für jedes Segment entlang jeder Abtastzeile in dem Ultraschallbild, wie unten beschrieben.

Die Start-Tiefe und die Stopp-Tiefe für jedes Segment des interessierenden Gebietes sind mit Bezug auf Fig. 6B dar gestellt. Das Segment 40 ₆ des interessierenden Gebiets 40 enthält einen Abschnitt 43 des Bildes des linken Ventrikels 38. Mehrere Abtastzeilen 120, 122, 124, etc. führen während des Abtastens eines Ultraschallbildes durch das Segment 40 ₆. Eine Start-Tiefe 126 entlang der Abtastzeile 122 zeigt die Tiefe an, bei der die Ultraschallenergie das Segment 40 ₆ für diese Abtastzeile betritt. Eine Stopp-Tiefe 128 entlang der Abtastzeile 122 zeigt die Tiefe an, bei der die Ultraschall energie das Segment 40 ₆ verläßt und in das Segment 40 ₇ ein tritt. Folglich haben Abtastwerte zwischen der Start-Tiefe 126 und der Stopp-Tiefe 128 ihren Ursprung im Segment 40 ₆. Eine Start-Tiefe und eine Stopp-Tiefe werden für jede Ab tastzeile, die durch das Segment 40 ₆ führt, festgestellt. Auf dieselbe Art werden die Start-Tiefen und Stopp-Tiefen für alle anderen Segmente des interessierenden Gebiets fest gelegt. In dem Beispiel aus Fig. 6B ist die Stopp-Tiefe eines Segments, wie z. B. des Segments 40 ₅, die gleiche wie die Start-Tiefe des nächsten Segments, wie z. B. Segment 40 ₆. Beide Parameter sind jedoch- erforderlich, weil die Abtast zeile im allgemeinen Fall außerhalb des interessierenden Ge biets durchführen kann, wenn sie ein Segment verliert, und dann nicht in das nächste Segment eintritt. Folglich werden für jede Abtastzeile die Start-Tiefe, die Stopp-Tiefe und die Segment-Nummer für jedes Segment, das die Abtastzeile schneidet, bestimmt.

Wiederum bezugnehmend auf Fig. 4 werden die Start-Tiefe-, die Stopp-Tiefe- und die Segment-Nummer-Informationen an eine Erzeugungseinheit für das interessierende Gebiet 92 ab gegeben. Wie unten beschrieben wird, gibt die Erzeugungsein heit für das interessierende Gebiet 92 eine Serie von Seg ment-Nummern aus, wenn jede Abtastzeile in dem Ultraschall bild empfangen ist. Die Segment-Nummer ist zu jedem Zeit punkt synchronisiert, um das Segment des interessierenden Gebiets 40 anzuzeigen, aus dem das entsprechende Scanner signal empfangen wird. Folglich kann, mit Bezug auf Fig. 6A, die Erzeugungseinheit für das interessierende Gebiet aufein anderfolgend die Segmente 40 ₁ bis 40₂₀ entlang der Abtast zeile 112 ausgeben. Wenn das Abtastsignal von einem Ab schnitt des Körpers des Patientens außerhalb des interes sierenden Gebiets 40 empfangen wird, zeigt die Erzeugungs einheit für das interessierende Gebiet 92 an, daß keines der Segmente abgetastet wird.

Ein Blockdiagramm des Generators des interessierenden Ge biets 92 ist in Fig. 5 gezeigt. Ein Tiefenzähler 150 wird durch ein Taktsignal der Systemsteuerung 22 erhöht. Das Taktsignal ist mit dem Scannersignal des Scanners 10 syn chronisiert. Der Tiefenzähler 150 wird vor jeder Abtastzeile des Ultraschallbildes zurückgesetzt. Das Taktsignal taktet sowohl den Analog-/Digital-Wandler in dem Signalformer und ADW-Block 80 (Fig. 4) sondern erhöht auch den Tiefenzähler 150. Folglich schafft der Signalformer und der ADW 80 ein Abtastsignal für jeden Taktimpuls, das jedem Pixel entlang der Abtastzeile entspricht, und der Tiefenzähler 150 wird durch jeden Taktimpuls erhöht. Der Wert im Tiefenzähler 150 stellt die Tiefe entlang einer gegebenen Abtastzeile dar, von der der entsprechende. Abtastwert empfangen wird. Das Ausgangssignal des Tiefenzählers 150 wird an einen Verglei cher 152 abgegeben.

Die Erzeugungseinheit für das interessierende Gebiet 92 schließt ferner ein Segment-RAM 154 ein, das die Start- Tiefe, die Stopp-Tiefe und die Segment-Nummer-Informationen für jede Abtastzeile, wie oben beschrieben, speichert. Vor der Volumenmessung werden die Start-Tiefe-, Stopp-Tiefe- und Segment-Nummer-Informationen für jedes Segment entlang jeder Abtastzeile in dem Segment-RAM 154 gespeichert. Das Seg ment-RAN 154 gibt einen digitalen Wert an den Vergleicher 152, der der Tiefe des nächsten Starts oder Stopps entlang der derzeitigen Abtastzeile entspricht. Das Segment-RAM 154 gibt ebenfalls die derzeitige Segment-Nummer an einen Sig nalspeicher 156. Das Segment-RAM 154 ist durch ein Abtast zeilensignal, das die derzeitige Abtastzeile identifiziert und durch einen Segment-RAM-Adreßzähler 158 adressiert. Der Segment-RAM-Adreßzähler 158 wird bei jedem Übergang zwischen Segmenten oder bei Übergängen in oder aus dem interessieren den Gebiet erhöht. Folglich stellt die Adresse, die an das Segment-RAM 154 abgegeben wird, die derzeitige Abtastzeile und das Segment des interessierenden Gebiets, das abgetastet wird, dar.

Der Komperator 152 vergleicht die Tiefe entlang der der zeitigen Abtastlinie, wie sie durch den Tiefenzähler 150 ausgegeben wird, mit der Tiefe des nächsten Starts oder Stopps, der durch das Segment-RAM 154 ausgegeben wird. Wenn eine Übereinstimmung erfaßt wird, wird ein Übergang zwischen Segmenten oder ein Übergang in oder aus dem interessierenden Gebiet angezeigt. Das Übereinstimmungssignal veranlaßt die Segment-Nummer des nächsten Segments, das durch das Seg ment-RAM 154 ausgegeben wird, in den Signalspeicher zu laden. Das Ausgangssignal des Signalspeichers 156 ist eine Segment-Nummer, die das Segment des interessierenden Gebiets darstellt, das derzeitig abgetastet wird. Die Segment-Nummer aktiviert einen der Blutakkumulatoren zur Akkumulierung der Blutflächeninformationen, wie unten beschrieben. Wenn eine Fläche außerhalb des interessierenden Gebiets 40 abgetastet wird, gibt der Signalspeicher 156 einen Segment-Nummern-Code ab, der keinen der Blutakkumulatoren aktiviert. Folglich wird die Blutflächenmessung lediglich innerhalb des interes sierenden Gebiets auf einer Segment-Auf-Segment-Grundlage durchgeführt, und wird außerhalb des interessierenden Ge biets unterdrückt.

Wie in Fig. 4 gezeigt ist, werden das Blutsignal der Mehr heitsentscheidungsschaltung 88 und die Segment-Nummer der Erzeugungseinheit für das interessierende Gebiet 92 in die Blutakkumulatoren 94 ₁, 94 ₂, . . . 94 _n eingegeben. Die Blutak kumulatoren akkumulieren das Blutgebiet innerhalb jedes je weiligen Segments des interessierenden Gebiets. Folglich ak kumuliert der Blutakkumulator 94 ₁ z. B. die Blutfläche inner halb des Segments 40 ₁ (Fig. 6A), während nacheinander folgen der Abtastzeilen eines einzelnen Ultraschallbildes. Auf ähn liche Weise akkumuliert der Blutakkumulator 94 ₂ die Blut fläche innerhalb des Segments 40 ₂ während der Abtastzeilen eines einzelnen Ultraschallbildes. Der geeignete Blutakkum ulator wird durch die Segment-Nummer, die durch die Erzeu gungseinheit für das interessierende Gebiet 92 ausgegeben wird, aktiviert. Wie oben beschrieben ist, stellt jeder Ab tastwert des empfangenen Ultraschallsignals einen Pixel (wie oben definiert) in dem Abtastsektor des Ultraschallbildes dar. Die Werte werden in den Blutakkumulatoren 94 ₁, 94 ₂, . . . 94 _n lediglich akkumuliert, wenn der empfangene Abtastwert repräsentativ für Blut ist und wenn das jeweilige Segment des interessierenden Gebiets abgetastet wird. Folglich stellen die Werte in jedem der Blutakkumulatoren die Blut fläche innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets 40 dar. Nachdem die Flächen der Pixel in dem Abtastsektor des Ultraschallbildes linear mit der Tiefe zunehmen, nehmen die Flächen, die in den Akkumulatoren gespeichert sind, für jedes Pixel linear mit der Tiefe zu.

Der Betrieb des Blutakkumulators kann mit Bezug auf Fig. 6B verstanden werden. Die Abtastzeile 120 führt durch das Seg ment 40 ₆, ist aber außerhalb des Abschnitts 43 des linken Ventrikels 38 innerhalb des Segments 40 ₆. Folglich gibt die Mehrheitsentscheidungsschaltung 88 während des Abtastens des Segments 40 ₆ entlang der Abtastzeile 120 ein Signal aus, das Gewebe darstellt, die Erzeugungseinheit für das interes sierende Gebiet 92 gibt die Segment-Nummer 40 ₆ aus und keine Blutfläche wird in dem Akkumulator 94 ₆ gespeichert. Während des Abtastens entlang der Abtastzeile 122 gibt die Mehr heitsentscheidungsschaltung 88 ein Signal für die ersten drei Pixel aus, das Blut anzeigt, und ein Signal für den vierten Pixel, das Gewebe anzeigt. Die Gebiete der ersten drei Pixel des Segments 40 ₆ werden in dem Blutakkumulator 94 ₆ gespeichert. Während des Abtastens entlang der Abtast zeile 124 zeigt die Mehrheitsentscheidungsschaltung 88 Blut in den vier Pixeln des Segments 40 ₆ an und die entsprech enden Flächen werden in dem Blutakkumulator 94 ₆ gespeichert.

Die Schritte, die bei der Definition der Segmente des inte ressierenden Gebiets und bei der Bestimmung der Start-Tiefe und der Stopp-Tiefe für jedes Segment entlang jeder Abtast zeile eingeschlossen sind, sind mit Bezug auf Fig. 7A und 7B beschrieben. Die Parameter, die den Segmenten des interes sierenden Gebiets zugeordnet sind und die Start- und Stopp- Tiefe sind in Fig. 7B dargestellt. Die Mikroprozessoreinheit 90 (Fig. 4) empfängt die Polarkoordinaten des interessieren den Gebiets 40 entlang jeder Abtastzeile, wodurch eine Start-Tiefe und Stopp-Tiefe für jede Abtastzeile definiert wird. Die Mikroprozessoreinheit 90 empfängt ebenfalls den oberen Gebietspunkt R₀, β₀, der den Schnittpunkt mit der Längsachse 46 mit der Oberfläche des ersten Segments des interessierenden Gebietes 40 definiert. Die Mikroprozessor einheit 90 empfängt ebenfalls die Neigung k₀ der Normalen bezüglich der Längsachse 46 des interessierenden Gebiets. Abschließend empfängt die Mikroprozessoreinheit 90 die Ge samtlänge des interessierenden Gebiets. Die Parameter für das interessierende Gebiet werden auf die Spitze des Abtast sektors bezogen, der durch den Punkt R_c, β_c in Schritt 70 definiert ist. Der obere Gebietspunkt R₀, β₀ und die Neigung k₀ der Normalen definieren eine Segmentzeile 72, die ein erstes Segment des interessierenden Gebiets herstellt. In dem Fall, in dem das interessierende Gebiet in 20 Segmente unterteilt ist, ist die Gesamtlänge des interessierenden Gebiets durch 20 geteilt, wodurch die Beabstandung zwischen den Segmentzeilen 172, 174, 176, etc. definiert ist. Folg lich ist das interessierende Gebiet 40 in 20 Segmente durch gleichmäßig beabstandete Segmentzeilen 172, 174, 176 etc., die am oberen Gebietspunkt R₀, β₀ beginnen und eine Neigung k₀ haben (Schritt 178) unterteilt.

Als nächstes werden die Start- und die Stopp-Tiefe für jedes Segment entlang einer bestimmten Abtastzeile bestimmt. Die Gesamtstart-Tiefe und Stopp-Tiefe des interessierenden Ge biets 40 sind durch die Koordinaten des interessierenden Ge biets entlang der Abtastzeile gegeben. Eine Entfernung D_α ist als die Entfernung senkrecht zur Segmentzeile 172 zwi schen der Zeile 172 und einem Punkt R_α, β_α auf einer Abtast zeile 179 definiert. Die Entfernung D_α wird verwendet, um die Segment-Nummer der gesamten Start-Tiefe und Stopp-Tiefe zu bestimmen. Der Wert von D_α wird für die Start-Tiefe des interessierenden Gebiets 40 und die Stopp-Tiefe des inte ressierenden Gebiets entlang der Abtastzeile 179 im Schritt 180 bestimmt.

Ausgehend vom Wert von D_α wird die Segment-Nummer für die Start-Tiefe und die Stopp-Tiefe bestimmt. Es sei z. B. ange nommen, daß das interessierende Gebiet 40 eine Gesamtlänge von 20 Einheiten hat. Wenn der Wert von D_α für die Start- Tiefe 2,5 beträgt, dann wird bestimmt, daß die Start-Tiefe im Segment 3 liegt, nachdem das Segment 3 Werte von D_α zwischen 2 und 3 hat. Auf diese Art werden die Segment-Num mern der Start-Tiefe und der Stopp-Tiefe des interessieren den Gebiets 40 im Schritt 182 bestimmt.

Als nächstes wird in Schritt 184 bestimmt, ob die Segment- Nummer der Start-Tiefe dieselbe ist, wie die Segment-Nummer der Stopp-Tiefe. Dies entspricht der Abtastzeile 179, die lediglich durch ein Segment des interessierenden Gebiets 40 durchführt. In diesem Fall ist keine weitere Berechnung er forderlich. Wenn die Segment-Nummer der Start-Tiefe und die Segment-Nummer der Stopp-Tiefe nicht gleich ist, ist es not wendig, einen Schnittpunkt der Abtastzeile 179 mit allen dazwischenliegenden Segmenten im Schritt 186 zu bestimmen. Die Schnittpunkte der Abtastzeile mit dazwischenliegenden Segmenten werden in Übereinstimmung mit der folgenden Glei chung bestimmt:

D_α = R_α sin (γ₀ + β_α) - R₀ sin (γ₀ + β₀) (1)

wobei R_α die Entfernung zwischen der Spitze R_c, β_c und dem Schnittpunkt ist, β_α der Winkel der Abtastzeile ist, R₀ und β₀ die Polarkoordinaten sind, die dem Punkt x₀, y₀ ent sprechen, und γ₀ durch k₀ = tan γ₀ definiert ist. Der Wert von R_α ist die erwünschte Start- oder Stopp-Tiefe. Der Wert von R_α wird für den Schnittpunkt der Abtastzeile 179 mit je dem dazwischenliegenden Segment im interessierenden Gebiet 40 im Schritt 186 bestimmt. Dies wird durch Lösen der Glei chung (1) für R_α und durch Einsetzen der nachfolgenden Werte von D_α durchgeführt. Nachdem alle Größen in Gleichung (1) bekannt sind, können die Werte von R_α berechnet werden. Es sei z. B. Start bei D_α = 3,5 im Gebiet 4 und Stopp bei D_α = 6,7 im Gebiet 7. Dann finde R_α für D_α = 4, D_α = 5 und D_α = 6.

Als nächstes wird im Schritt 190 bestimmt, ob die Start- oder Stopp-Tiefe für alle Abtastzeilen vollständig waren. Wenn noch nicht alle Abtastzeilen beendet wurden, erhöht die Mikroprozessoreinheit 90 auf die nächste Abtastzeile im Schritt 192 und das Verfahren des Bestimmens der Start- und Stopp-Tiefe für jedes Segment wird wiederholt. Dieses Ver fahren wird fortgesetzt, bis die Start- und Stopp-Tiefe für alle Abtastzeilen in dem Ultraschallbild bestimmt sind.

Die Schritte, die bei der Bestimmung des Volumens des linken Ventrikels 38 eingeschlossen sind, sind in Fig. 8 gezeigt. Nach der Vollendung des Ultraschallbildes, enthalten die Blutakkumulatoren 94 ₁, 94 ₂, . . . 94 _n Werte, die die Blutflächen A₁, A₂ . . . A_n innerhalb der jeweiligen Segmente des interes sierenden Gebiets 40 entsprechen (Schritt 200). Die Blut flächen entsprechen den Querschnittsflächen des Abschnitts des linken Ventrikels 38 innerhalb jedes Segments.

Die Blutflächen A₁, A₂ . . . A_n innerhalb jedes der Segmente des interessierenden Gebiets 40, die in den jeweiligen Blutak kumulatoren 94 ₁, 94 ₂, . . . 94 _n gespeichert sind, werden verwen det, um das Volumen des linken Ventrikels 38 wie folgt zu berechnen. Wie in Fig. 6B gezeigt, hat jedes Segment des in teressierenden Gebiets 40 eine Höhe h entlang der Achse 46. Der Abschnitt 43 des linken Ventrikels 38 innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets hat eine unregelmäßige Form, wie in Fig. 6B gezeigt. Das Volumen des linken Ven trikels 38 innerhalb jedes Segments kann jedoch durch eine Scheibe angenähert werden, basierend auf der gemessenen Blutfläche A für jedes Segment. Wie in Fig. 6C gezeigt ist, kann das Volumen des linken Ventrikels 38 innerhalb des Seg ments 40 ₆ durch eine Scheibe 130 mit einer Höhe h, die gleich der Höhe des Segments 40 ₆ ist und einem Durchmesser, der gleich der gemessenen Blutfläche A innerhalb des Seg ments 40 ₆ geteilt durch die Höhe h ist, angenähert werden (Schritt 202). Das Volumen der Scheibe 130 wird gemäß der Formel V = πA²/4h berechnet (Schritt 204). Das Gesamtvolumen des linken Ventrikels 38 wird durch Summieren der Volumen der Scheiben innerhalb der Segmente der interessierenden Ge biete (Schritt 206) berechnet.

Die Berechnung des Volumens des linken Ventrikels wird durch die Mikroprozessoreinheit 90 (Fig. 4) durchgeführt. Die ge messenen Blutflächen A₁, A₂, . . . A_n in den jeweiligen Segmen ten werden auf einem Datenbus 96 von den Blutakkumulatoren 94 ₁, 94 ₂, . . . 94 _n an die Mikroprozessoreinheit 90 bereitge stellt. Die Mikroprozessoreinheit 90 berechnet dann das linke Ventrikelvolumen wie oben beschrieben und wie in Fig. 8 dargestellt.

Das Verfahren, das oben beschrieben ist, bestimmt das Vo lumen des linken Ventrikels 38, wie es auf einem einzelnen Ultraschallbild der Ultraschallanzeige angezeigt ist. Wie oben beschrieben, bleiben das interessierende Gebiet 40 und die Segmente des interessierenden Gebiets fest, nachdem sie durch den Anwender für eine bestimmte Volumenmessung einge stellt sind. Folglich bleiben die Start-Tiefe, die Stopp- Tiefe und die Segment-Nummer, die durch die Erzeugungsein heit für das interessierende Gebiet 92 verwendet werden, fest. Entsprechend wird das Verfahren, das oben zur Bestim mung des Volumens des linken Ventrikels 38 beschrieben ist, für aufeinanderfolgende Bilder der Ultraschallanzeige wie derholt, um eine Echtzeitmessung des linken Ventrikelvo lumens zu erhalten. D.h., während jedes Rahmens, oder Bildes, der Ultraschallanzeige akkumulieren die Blutakkumu latoren 94 ₁, 94 ₂, . . . 94 _n Blutflächen A₁, A₂, . . . A_n für die je weiligen Segmente und die Mikroprozessoreinheit 90 berechnet das Gesamtvolumen des linken Ventrikels aus diesen Werten. Obwohl die Rahmenrate der Ultraschallanzeige abhängig von der Tiefe ist, die abgebildet wird, liegen typische Rahmen raten in der Größenordnung von 20 bis 35 Rahmen pro Sekunde. Folglich wird das Volumen des linken Ventrikels auf einer Echtzeitbasis mit einer Abtastrate, die gleich der Rahmen rate der Ultraschallanzeige ist, gemessen. Das berechnete Volumen kann an die Anzeige für physiologische Daten 20 (Fig. 1) abgegeben werden, um eine numerische Anzeige des linken Ventrikelvolumens als Funktion der Zeit oder einen Signalverlauf, der das Volumen des linken Ventrikels als Funktion der Zeit darstellt, zu erhalten. Weiterhin können die berechneten Volumen gespeichert werden und für eine Vielzahl von Berechnungen verwendet werden, die für den Kardiologen von Interesse sein können. Beispiele schließen die Änderungsrate des Volumens (dV/dt), das maximale Vo lumen, das minimale Volumen, die Unterschiede zwischen dem maximalen und dem minimalen Volumen (Schlagvolumen), und des Auswurfsbruchteils, der - das normalisierte Schlagvolumen (maximales Volumen minus minimales Volumen geteilt durch maximales Volumen) ist, Parameter, die auf der Rate der Än derung des Volumens, dV/dt, basieren, schließen die Spitzen füllrate (PFR = Peak Filling Rate), die Spitzenausschei dungsrate (PER = Peak Ejection Rate) und die Zeit zur Spitzenfüllungsrate (TPFR = Time to Peak Filling Rate) ein, können ebenfalls berechnet werden.

Die Technik zum Bestimmen des Volumens in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung wurde gezeigt und oben in Verbindung mit der Bestimmung des Volumens eines linken Ven trikels beschrieben. Es wird darauf hingewiesen, daß die Technik auf jeglichen Hohlraum oder andere Gebiete im men schlichen Körper, die einen ausreichenden Kontrast zwischen den Gebieten und dem umgebenden Gewebe auf einer Ultra schallanzeige schaffen, angewendet werden kann. Weiterhin ist die Technik nicht auf eine Abtastsektoranzeige be schränkt, sondern kann mit einem parallelen Abtastultra schallabbildungssystem verwendet werden. Folglich kann die Technik mit linearen Scannern und gekrümmten linearen Scannern verwendet werden. Wie oben beschrieben ist, ist die Erfindung nicht auf Phasen-Array-Scanner beschränkt.

Claims

1. Verfahren zur Echtzeitbestimmung des Volumens eines Flüssigkeits-gefüllten Hohlraums in dem Körper eines Patienten, gekennzeichnet durch folgende Schritte:

a) Erhalten (70) einer zweidimensionalen Echtzeit-Ultra schallanzeige eines Fluid-gefüllten Hohlraums (38) und des umgebenden Gewebes (39), wobei die Ultra schallanzeige eine Folge von Ultraschallbildern umfaßt;
b) Bestimmen (70-76) der Parameter für ein festes, An wender-definiertes interessierendes Gebiet (40), das die Ultraschallanzeige des Hohlraums (38), für den die Volumenbestimmung durchgeführt werden soll, bei dessen größtem Volumen umgibt;
c) Unterteilen (170, 178, 180, 182, 184, 186, 190, 192) des interessierenden Gebiets (40) in eine vorbestim mte Anzahl von Segmenten (40 ₁, 40 ₂, 40 ₃, . . . 40 ₂₀);
d) Klassifizieren (86, 88) jedes Pixels, mindestens in nerhalb des interessierenden Gebiets, eines Ultra schallbildes in der Folge der Ultraschallbilder als ein Fluidpixel, das ein Fluid darstellt, oder als ein Gewebepixel, das ein Gewebe darstellt;
e) Bestimmen (200) einer Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets;
f) Berechnen (202, 204, 206) des Volumens des Hohlraums aus der Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets; und
g) Wiederholen der Schritte d) bis f) für jedes Ultra schallbild der Folge der Ultraschallbilder, um das Volumen des Hohlraumes (38) jedesmal, wenn die Ultra schallbilder erhalten werden, zu erhalten.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Schritt des Berechnens des Volumens des Hohl raums folgende Schritte aufweist:
Approximieren (202) eines Volumens des Hohlraums inner halb jedes Segments durch eine Scheibe mit einer Höhe, die gleich der Höhe des Segments ist, und mit einem Durchmesser, der gleich der Gesamtfläche der Fluidpixel geteilt durch die Höhe ist,
Berechnen (204) des Volumens der Scheibe in jedem Seg ment des interessierenden Gebiets, und
Summieren (206) der Volumen der Scheiben in den Seg menten des interessierenden Gebiets, um das Volumen des Hohlraums zu erhalten.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Bestimmens der Parameter für das in teressierende Gebiet folgende Schritte einschließt:
Bestimmen (72) der Koordinaten einer Grenze des interes sierenden Gebiets,
Bestimmen (73) einer Längsachse des interessierenden Ge biets, und
Bestimmen (74) eines Winkels zwischen einer normalen Achse zu der Längsachse und der Horizontalen, und
daß der Schritt des Unterteilens des interessierenden Gebiets die Unterteilung des interessierenden Gebiets durch beabstandete Zeilen, die normal zu der Längsachse sind, einschließt.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Schritt des Erhaltens einer Ultraschallanzeige (70) das Senden und das Empfangen von Ultraschallenergie entlang einer Mehrzahl von Abtastzeilen einschließt, und
daß der Schritt des Bestimmens der Gesamtfläche der Flüssigkeitspixel das Akkumulieren von Flächen der Fluidpixel innerhalb jedes Segments entlang jeder Ab tastzeile einschließt, um die Gesamtfläche der Flüssig keitspixel innerhalb jedes Segments zu erhalten.

5. Verfahren gemäß Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß der Schritt des Bestimmens der Fläche der Flüssig keitspixel (200) in jedem Segment des interessierenden Gebiets ferner folgende Schritte aufweist:
Speichern einer Start-Tiefe, einer Stopp-Tiefe und einer Segment-Nummer für jedes Segment entlang jeder Abtast zeile, und
Speichern der Fläche des Fluidpixels innerhalb jedes Segments in einem Akkumulator, der der Segment-Nummer entspricht, wenn eine Tiefe entlang jeder Abtastzeile zwischen der Start-Tiefe und der Stopp-Tiefe abgetastet wird.

6. Vorrichtung zur Echtzeitbestimmung des Volumens eines Fluid-gefüllten Hohlraums in dem Körper eines Patienten, gekennzeichnet durch folgende Merkmale:
eine Einrichtung (10, 12, 14, 22) zum Erhalten einer zweidimensionalen Echtzeit-Ultraschal lanzeige eines Fluid-gefüllten Hohlraums (38) und des umgebenden Gewebes (39), wobei die Ultraschallanzeige eine Folge von Ultraschallbildern umfaßt;
eine Einrichtung (18, 22) zum Bestimmen der Parameter für ein festes, Anwender-definiertes interessierendes Gebiet (40), das die Ultraschallanzeige des Hohlraums (38) bei dem größten Volumen, für das das Volumen be stimmt werden soll, umgibt;
eine Einrichtung (90) zum Unterteilen des interessieren den Gebiets (40) in eine vorbestimmte Anzahl von Seg menten (40 ₁, 40 ₂, 40 ₃ . . . 40 ₂₀); und
eine Einrichtung zum Verarbeiten jedes Ultraschallbildes der Folge der Ultraschallbilder, um das Volumen des Hohlraumes jedesmal, wenn die Ultraschallbilder erhalten werden, zu erhalten,
wobei die Einrichtung zum Verarbeiten folgende Merkmale aufweist:
eine Einrichtung (86, 88) zum Klassifizieren jedes Pixels, zumindest innerhalb des interessierenden Gebiets (40), eines Ultraschallbildes in der Folge von Ultra schallbildern als ein Fluidpixel, das ein Fluid darstellt, oder eines Gewebepixels, das ein Gewebe darstellt;
eine Einrichtung (94 ₁, 94 ₂, . . . 94 _n) zum Bestimmen einer Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets; und
eine Einrichtung (90) zum Berechnen des Volumens des Hohlraums aus der Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet,
daß die Einrichtung (18, 22) zum Bestimmen der Parameter für das feste interessierende Gebiet eine Einrichtung zum Bestimmen der Koordinaten einer Grenze des interes sierenden Gebiets, eine Einrichtung zum Bestimmen einer Längsachse des interessierenden Gebiets und eine Ein richtung zum Bestimmen eines Winkels zwischen einer Normalen zu der Längsachse und einer Horizontalen ein schließt, und
daß die Einrichtung (90) zum Unterteilen des interes sierenden Gebiets eine Einrichtung zum Unterteilen des interessierenden Gebiets durch beabstandete Zeilen nor mal zu der Längsachse einschließt.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Einrichtung zum Erhalten einer Ultraschallanzei ge eine Einrichtung zum Senden und Empfangen von Ultra schallenergie entlang einer Mehrzahl von Abtastzeilen einschließt, und
daß die Einrichtung zum Bestimmen der Fläche der Fluidpixel eine Einrichtung zum Akkumulieren der Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments entlang jeder Abtastzeile einschließt, um die Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments zu erhalten.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zum Bestimmen der Gesamtfläche der Fluidpixel ferner eine Einrichtung zum Speichern einer Start-Tiefe, einer Stopp-Tiefe und einer Segment-Nummer für jedes Segment entlang jeder Abtastzeile, und eine Einrichtung zum Speichern der Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments in einem Akkumulator, der der Segment-Nummer entspricht, wenn eine Tiefe entlang jeder Abtastzeile zwischen der Start-Tiefe und der Stopp-Tiefe abgetastet wird, einschließt.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zum Berechnen des Volumens des Hohl raums folgende Merkmale aufweist:
eine Einrichtung zum Approximieren des Volumens des Hohlraums innerhalb jedes Segments des interessierenden Gebiets durch eine Scheibe mit einer Höhe, die gleich der Höhe des Segments ist, und einem Durchmesser, der gleich der Fläche der Fluidpixel innerhalb jedes Segments geteilt durch die Höhe ist;
eine Einrichtung zum Berechnen des Volumens der Scheibe in jedem Segment des interessierenden Gebiets; und
eine Einrichtung zum Summieren der Volumen der Scheiben in den Segmenten des interessierenden Gebiets, um das Volumen des Hohlraums zu erhalten.