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Die
Erfindung betrifft allgemein die Bildgebung sich bewegender Ultraschallstreustellen.
Insbesondere betrifft die Erfindung Verfahren zum Positionieren
des (im Folgenden mit "Abtastfenster" bezeichneten) Fenster-
oder Abtastvolumens in medizindiagnostischer Ultraschallbildgebung.
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Hochwertige
medizindiagnostische Ultraschall-Bildgebungssysteme setzen einen
umfassenden Satz von Bildgebungsmodi voraus. Zu diesen gehören die
in der klinischen Diagnose verwendeten hauptsächlichen Bildgebungsmodi, z.B.
Zeitachsen-Doppler-, Doppler-Mode, Color-Flow-Doppler, B-Mode und M-Mode.
Im B-Mode erzeugen solche Ultraschall-Bildgebungssysteme zweidimensionale
Bilder eines Gewebes, wobei die Helligkeit eines Pixels auf der
Intensität
des Echos begründet
wird. Alternativ kann in einem Color-Flow-Bildgebungsmodus die Bewegung eines
Fluids (z.B. von Blut) oder eines Gewebes abgebildet werden. Das
Messen des Blutstroms im Herz und in den Blutgefäßen mittels des Dopplereffekts
ist hinlänglich
bekannt. Die Phasenverschiebung rückgestreuter Ultraschallwellen
kann dafür
eingesetzt werden, um die Geschwindigkeit der Rückstreustellen von Gewebe oder
Blut zu messen. Die Dopplerverschiebung kann unter Verwendung unterschiedlicher
Farben angezeigt werden, um die Geschwindigkeit und Richtung einer
Strömung
darzustellen. Im Spektral-Doppler-Bildgebungsmodus wird das Leistungsspektrum
dieser Dopplerfrequenzverschiebungen für eine visuelle Wiedergabe
in Form von Geschwindigkeits-Zeit-Kurvendiagrammen berechnet.
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Einer
der Hauptvorteile des Doppler-Ultraschallverfahrens besteht darin,
dass sich mit diesem nichtinvasive und quantitative Messwerte des
Blutstroms in Blutgefäßen gewinnen
lassen. Mit dem gegebenen (nachstehend als "Doppler-Winkel" bezeichneten) Winkel θ zwischen
dem Schallstrahl und der Strömungsachse
lässt sich
der Betrag des Geschwindigkeitsvektors anhand der Standard-Dopplergleichung
ermitteln: ν = cfd/(2f0cosθ) (1)mit c gleich
der Schallgeschwindigkeit in Blut, f0 gleich
der Sendefrequenz und fd gleich der bewegungsinduzierten
Dopplerfrequenzverschiebung in dem rückgestreuten Ultraschallsignal.
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In
herkömmlicher
spektraler Doppler-Ultraschallbildgebung muss der Bediener das Abtastfenster
in einem zweidimensionalen Bild, das Farb-Strömungsdaten aufweist oder auch
nicht, manuell zu der Messposition bewegen. Der Bediener muss außerdem die
Größe des Abtastfensters
bezüglich
des Durchmessers des zu untersuchenden Gefäßes manuell justieren. Anhand
der über
viele Sendevorgänge
akquirierten Ultraschalldaten werden mittels standardmäßiger Spektralanalyse
unter Verwendung Schneller Fouriertransformationen (FFT) Doppler-Frequenz-Spektraldaten
gewonnen.
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Ein
zweidimensionales B-Mode- oder Farb-(Geschwindigkeits- oder Leistungs-)Strömungsbild
kann genutzt werden, um das Positionieren des gepulsten Doppler-Abtastfensters
(Volumen) für
eine Blutstrom-Spektralanalyse zu führen. Da Color-Flow (Farb-Strömung) ein
empfindliches Erfassen schwacher Strömungssignale ermöglicht,
wird es gewöhnlich
zum Abbilden verhältnismäßig kleiner
Gefäße verwendet.
Un abhängig
davon, ob B-Mode oder Farb-Strömungsbilddaten
eingesetzt werden, ist es erwünscht,
in der Lage zu sein, das Doppler-Abtastfenster beispielsweise für 10 Sekunden
an der ausgewählten
Gefäßposition
festzuhalten, um zuverlässige
Berechnungen der Diagnosekurvekennzahl (z.B. des Verhältnisses
von Systole zu Diastole) zu ermöglichen.
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In
der Praxis ist es allerdings aufgrund einer Bewegung der Sonde und/oder
des Patienten, z.B. durch Herzschlag und Atmung, häufig schwierig,
das Abtastfenster auf dem interessierenden Gefäß zu halten. Um die damit verbundenen
Artefakte oder Datenausfälle
zu minimieren, wird von dem Patienten häufig abverlangt, den Atem einige
Sekunden anzuhalten, was manchen älteren oder schwerkranken Patienten
möglicherweise Schwierigkeiten
bereitet. Die Sonographiefachkraft kann auch versuchen, der Bewegung
des Gefäßes durch Bewegen
der Sonde manuell zu folgen. Dabei ist zu beachten, dass der Benutzer,
falls Farb-Strömungsbildgebung
aktiviert ist, gewöhnlich
bestrebt ist, der Bewegung des farbig markierten Gefäßes zu folgen,
und nicht derjenigen der B-Mode-Bildanatomie im Hintergrund. In
der Praxis kann es wegen der Bewegung der Sonde oder des Patienten
dennoch schwierig sein, eine brauchbare gepulste Doppler-Abtastung
der farbig markierten Blutgefäße in Organen
wie der Niere zu erhalten.
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In
Spektral-Doppler-Techniken wird der Winkel zwischen dem Doppler-Strahl-Cursor
(Strahlmittellinie) und dem Blutgefäßausrichtungs-(d.h. Steigungs-)-Cursor
(nämlich
der Doppler-Winkel) verwendet, um gemäß Gl. (1) die Dopplerfrequenzverschiebung
in Geschwindigkeitseinheiten umzuwandeln. Falls der Doppler-Winkel
sich aufgrund von Gefäßbewegungen ändert, ist
es erforderlich diesen zu aktualisieren, um eine fehlerfreie Geschwindigkeitsberechnung
zu erhalten.
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Die
US-Patentschrift 5 365 929 beschreibt die Verwendung von Mehrbereichsfenstern
und Mehrfach-Doppler-Strahlen zum Scannen eines interessierenden
Bereichs. Anhand eines Vergleichs eines Teils der Signalcharakteristik,
z.B. der Gesamtleistung oder der maximalen Geschwindigkeit, der
mehrfachen Abtastvolumina wählt
der Scanner das für
eine Gesamtspektralanalyse und Wiedergabe am besten geeignete Abtastfenster
automatisch aus. Der Benutzer wird erkennen, dass der Scanner das
Abtastfenster automatisch an einer Stelle positioniert hat, an der
das Dopplersignal in gewisser Hinsicht optimal ist. Das Hauptproblem
im Zusammenhang mit diesem Ansatz liegt jedoch in der Definition
der Signalcharakteristik, die zum Einordnen des Rangs mehrfacher
Abtastvolumina dienen soll. Offensichtlich bieten sich die Signalstärke oder
die Geschwindigkeit als Kriterien an, jedoch ist es ohne weiteres
möglich,
dass der Anwender beispielsweise einen erkrankten Abschnitt des
Gefäßes zu untersuchen
wünscht,
der weder das stärkste
noch das die höchste
Geschwindigkeit kennzeichnende Signal erzeugt. Außerdem stehen
in Duplex-Doppler-Untersuchungen Farbdaten nicht zur Verfügung.
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Die
Europäische
Patentanmeldung Nr. 0 842 638 A2 beschreibt ein Verfahren zum Verfolgen
von Gefäßwänden in
dem B-Mode-Bild und zum anschließenden automatischen Einstellen
der Abtastvolumengröße, um zu
gewährleisten,
dass für
die Volumenflussabschätzung
in jedem Fall der gesamte Gefäßdurchmesser abgedeckt
ist. Die Gefäßwandverfolgung
basiert auf Randerfassungsalgorithmen, die möglicherweise gute Dienste leisten,
vorausgesetzt, das Gefäß ist verhältnismä ßig groß und weist
deutlich definierte Wände
auf, und das Zentrum des Abtastvolumens bleibt von Frame zu Frame
innerhalb der beiden Wände.
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Die
Europäische
Patentanmeldung Nr. 0 985 380 A1 beschreibt ein Verfahren zum automatischen
Positionieren des Doppler-Abtastfensters auf der Grundlage von Blutstrom-
oder Farbflussdaten. Wie vielfältige andere
spezielle Anwendungen kann dieses Verfahren verwendet werden, um
den Abtastfenstercursor automatisch an eine optimale Position zu
setzen, wenn das Abtastfenster zum ersten Mal in dem Bild angezeigt wird,
oder wenn es bewegt wird. Die optimale Position kann durch ein Farbflusspixel
definiert sein, das die höchste
Geschwindigkeit oder den Mittelpunkt des größten Strömungssegments oder den Mittelpunkt
des nächsten
besten Strömungssegments,
usw., anzeigt. D.h., diese Erfindung betrifft die Wahl einer optimalen Doppler-Abtastposition
in einem vorgegebenen Farb-Strömungsbild
und nicht das Verfolgen irgendeines vorgegebenen Gefäßes von
Frame zu Frame.
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Wilson,
et al. offenbaren in "Automatic
vessel tracking and measurement for Doppler studies", Ultrasound in Medicine
and Biology, Bd. 16, Nr. 7, 1990, Seite 645 bis 652, eine Technik
zum Verfolgen bestimmter Blutgefäße. Qin-Shen Chen, et al.
offenbaren in "Symmetric
phase-only matched filtering of Fourier-Mellin transforms for image
registration and recognition",
IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence,
IEEE Inc. New York, US, Bd. 16, Nr. 12, vom 1. Dezember 1994, Seite
1156 bis 1168, gewisse Fouriertransformationsverfahren für den Einsatz
im Zusammenhang mit MR-Bildern.
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Ein
automatisches Verfahren zum Einrasten des gepulsten Doppler-Abtastfensters
auf ein sich bewegendes Gefäß und, falls
erforderlich, ein Aktualisieren des Doppler-Winkels würden Doppler-Blutstrom-Untersuchungen
sicher erleichtern und/oder die Geschwindigkeit von Untersuchungen
steigern.
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Gemäß einem
ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zum Einrasten
eines Abtastfensters auf einem Gefäßsegment in einer Testperson
geschaffen, gekennzeichnet durch:
- (a) Erfassen
eines ersten und eines zweiten Bildframes von Bildpixelwerten aus
der Testperson, wobei jeder von dem ersten und zweiten Bildframes
Bildpixelwerte enthält,
die entsprechende Bilder des Gefäßsegmentes
in der Testperson repräsentieren;
- (b) Verarbeiten des ersten und zweiten Bildframes von Bildpixelwerten,
um die relative Translation und relative Rotation des Gefäßsegments
zwischen dem ersten und zweiten Bildframe zu ermitteln;
- (c) Abschätzen
einer neuen Position des Gefäßsegments
als eine Funktion der relativen Translation und der relativen Rotation;
und
- (d) Verschieben eines Spektral-Doppler-Abtastfensters an eine
Position mit einer vorbestimmten Positionsbeziehung zu einem vorbestimmten
Punkt des Gefäßsegments
an der abgeschätzten
neuen Position.
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In
einem weiteren Aspekt schafft die Erfindung ein Ultraschall-Bildgebungssystem
mit einem Computer, der zur Ausführung
der nachstehenden Schritte programmiert ist:
Erfassen eines
ersten und eines zweite Bildframes von Bildpixelwerten, die Bildpixelwerte
enthalten, die ein Gefäßsegment
in einer Testperson repräsentieren;
Vergleichen
der ersten und zweiten Bildframes;
Ermitteln von Translations-
und Rotationsverschiebungen des zweiten Bildframes in Bezug auf
den ersten Bildframe;
Abschätzen
der Position des Gefäßsegments
zu dem Zeitpunkt, an dem der zweite Bildframe erfasst wurde, auf
der Basis der Verschiebungen; und
Erfassen von Spektral-Doppler-Abbildungsdaten
bei einem Abtastfenster, das in Abhängigkeit von der abgeschätzten Position
des Gefäßsegments
positioniert ist.
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung,
die das Doppler-Abtastfenster während
einer Bewegung des Gewebes oder der Sonde automatisch an einer vorher
ausgewählten
Gefäßposition
in B-Mode- oder Farb-Strömungsbildern
hält. Ziel
ist, das Abtastfenster automatisch auf dem ausgewählten Gefäß einzurasten,
wenn sich die Gefäßposition
verändert
hat. Optional wird der Gefäßsteigungscursor automatisch
aktualisiert, wenn sich die Gefäßposition
verändert
hat. Das Verfahren verwendet Musterabgleich von Bildern aus aufeinanderfolgenden
Frames, um den Wert zu ermitteln, um den ein Gefäß von einem Frame zum nächsten in
dem Bildframe translatorisch und in Drehrichtung bewegt wurde.
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Gemäß einem
bevorzugten Ausführungsbeispiel
der Erfindung wird ein auf die Bildgebungsdaten in der räumlichen
Domäne
angewandtes Kreuzkorrelationsverfahren verwendet, um die relative
Translation und/oder Rotation eines Objekts zwischen Bildframes
zu ermitteln. Gemäß einem
weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel
wird auf die Bildgebungsdaten in der Frequenz- (d.h. Fourier-)-Domäne ein Matched-Filter-Verfahren angewandt,
um die relative Translation und/oder Rotation eines Objekts zwischen
Bildframes zu ermitteln. Gemäß einem
weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel
wird die Bildregistrierung durch Kombinieren der räumlichen
und Frequenzdomänenverfahren
durchgeführt,
z.B. indem zuerst unter Verwendung des einen Verfahrens die "Registrierung" der Skalierung und
der Rotationsausrichtung durchgeführt wird, und anschließend mittels
des anderen Verfahrens die xy-Translationsverschiebungen ermittelt
werden.
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Da
es sich um ein Musterabgleichverfahren handelt, wird sich das Verfahren
für B-Mode-Bilddaten,
die deutliche Gewebestrukturen zeigen, für B-Mode-Strömungsbilder
und für
Farb-Strömungsbilder
gut eignen. Die Verwendung von Farb-Strömung
ist für
relativ kleine Gefäße (z.B.
im Abdomen) bevorzugt, die in dem B-Mode-Bild nicht deutlich aufscheinen.
Ein weiterer Vorteil des Einsatzes von Farb-Strömung besteht darin, dass diese
unmittelbar für
eine Gefäßsegmentierung
verwendet werden kann, um ein binäres (Strömung vorhanden oder nicht vorhanden
anzeigendes) Bild für
Musterabgleichoperationen zu erzeugen.
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Im
Folgenden werden anhand der beigefügten Zeichnungen Ausführungsbeispiele
der Erfindung exemplarisch beschrieben:
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1 zeigt
in einer schematischen Darstellung ein Blockschaltbild eines typischen
Ultraschall-Bildgebungssystems, das mit Software programmiert sein
kann, gemäß dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung.
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2 veranschaulicht
schematisch ein Ultraschallbild eines Abschnitts eines Blutgefäßes, wobei
dem Bild eine Abtastfenstergrafik, ein Doppler-Strahl-Cursor und
ein Gefäß steigungscursor überlagert
sind.
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3 zeigt
anhand eines Flussdiagramms die Schritte eines Algorithmus für automatisches
Einrasten eines gepulsten Doppler-Abtastfensters auf ein sich bewegendes
Blutgefäß, gemäß den bevorzugten
Ausführungsbeispielen
der Erfindung.
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4 zeigt
anhand eines Flussdiagramms die Schritte eines Bildregistrierungsalgorithmus,
der ein Phase-Only-Matched-Filterverfahren
verwendet.
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In 1 ist
im Allgemeinen ein Ultraschall-Bildgebungssystem
dargestellt, das mit Software gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung programmiert ist. Der Hauptdatenpfad
beginnt mit der Eingabe der von dem Wandler 2 stammenden
analogen HF-Signale an den Eingang der Strahlformerplatine 4.
Die Strahlformerplatine 4 dient der Strahlformung des Sende-
und Empfangsstrahls. Die Signaleingaben an den Strahlformer sind
die von den Wandlerelementen stammenden analogen Niederspannungs-HF-Signale.
Die Strahlformerplatine 4, die einen Strahlformer, einen
Demodulator und ein oder mehrere Filter aufweist, gibt zwei aufsummierte
digitale Basisband I- und Q-Empfangsstrahlen aus, die anhand von
akquirierten Datenabtastwerten gebildet werden. Diese Datenabtastwerte
werden aus dem Ultraschall abgeleitet, der aus entsprechenden Fokuszonen
der gesendeten Strahlen reflektiert wird. Die I- und Q-Daten werden an FIR-Filter übertragen,
die mit Filterkoeffizienten programmiert sind, um ein Band von Frequenzen
durchzulassen, dass um die Grundfrequenz f0 der Übertragungswellenform
oder um eine (sub-) harmonische Frequenz davon zentriert ist.
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Die
von den Filtern ausgegebenen Bilddaten werden an das Mittenprozessor-Subsystem übergeben, wo
sie entsprechend dem Akquisitionsmodus verarbeitet werden und als
verarbeitete Vektordaten ausgegeben werden. Typischerweise enthält das Mittenprozessorsubsystem
einen Farb-Strömungsprozessor 6,
einen B-Mode-Prozessor 8 und einen Spektral-Doppler-Prozessor 10.
In einer Abwandlung kann ein digitaler Signalverarbeitungsprozessor
oder ein Array derartiger Prozessoren geeignet programmiert sein,
um Signale für sämtliche
der drei Modi zu verarbeiten.
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Der
B-Mode-Prozessor 8 wandelt die von der Strahlformerplatine 4 stammenden
Basisband-I- und Q-Daten in eine logarithmisch komprimierte Version
der Signalhüllkurve
um. Die B-Mode-Funktion bildet die zeitlich veränderliche Amplitude der Hüllkurve
des Signals als eine Grauskala ab. Die Hüllkurve eines Basisbandsignals
ist der Betrag des Vektors, den I und Q repräsentieren. Der I,Q-Phasenwinkel
wird in der B-Mode-Anzeige nicht verwendet. Der Betrag des Signals
ist die Quadratwurzel der Quadratsumme der senkrechten Komponenten,
d.h. (I2 + Q2)1/2. Die B-Mode-Intensitätsdaten werden an einen in
dem Scan-Wandler 12 vorhandenen (nicht gezeigten) B-Mode-Schallzeilenspeicher
ausgegeben.
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Der
Scan-Wandler 12 nimmt die verarbeiteten B-Mode-Vektordaten entgegen,
interpoliert diese, falls erforderlich, und wandelt die Daten in
ein X-Y-Format um, um sie auf einem Videodisplay wiederzugeben.
Die scankonvertierten Frames werden an einen Videoprozessor 14 übermittelt,
der die Videodaten für
die Videowiedergabe auf eine Grauskalenabbildung abbildet. Ein herkömmliches
Ultraschall-Bildgebungssystem verwendet gewöhnlich unterschiedliche Grauskalenabbildungen,
die einfache Übertragungsfunktionen
der unverarbeiteten Bilddaten sind, um Graustufen wiederzugeben.
Die Grauwertbildframes werden anschließend der Anzeigevorrichtung 16 zur
Wiedergabe übermittelt.
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Die
auf der Anzeigevorrichtung 16 wiedergegebenen B-Mode-Bilder werden
anhand eines auf Daten basierenden Bildframes erzeugt, wobei jedes
Datenelement die Intensität
oder Helligkeit eines entsprechenden Pixels in dem Display angibt.
Ein Bildframe kann z.B. auf einer 400×500-Datenmatrix basieren,
in der jedes Intensitätsdatenelement
eine binäre
8-Bit-Binärzahl
ist, die die Pixelhelligkeit kennzeichnet. Jedes Pixel weist einen
Intensitätswert
auf, der eine Funktion des Rückstreuungsquerschnitts
eines entsprechenden Abtastvolumens in Reaktion auf ein Abfragen
von Ultraschallpulsen und der verwendeten Grauskalenabbildung ist.
Das wiedergegebene Bild stellt das Gewebe und/oder den Blutstrom
in einer Ebene dar, die durch den abzubildenden Körper verläuft.
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Der
Color-Flow-Prozessor 6 dient dazu, um in Echtzeit ein zweidimensionales
Bild der Blutstromgeschwindigkeit in der Bildgebungsebene zu ermöglichen.
Die Frequenz von Schallwellen, die aus dem Inneren von Blutgefäßen, Herzkammern,
usw. reflektiert werden, ist proportional zu der Geschwindigkeit
der Blutzellen verschoben, und zwar positiv für Zellen, die sich auf den
Wandler zu bewegen und negativ für
jene, die sich weg bewegen. Die Blutstromgeschwindigkeit wird ermittelt,
indem die Phasenverschiebung von Pulsabgabe zu Pulsabgabe bei einem
speziellen Bereichsgatter gemessen wird. Anstelle des Messens des
Dopplerfrequenzspektrums bei einem Bereichsgatter in dem Bild, wird
die mittlere Blutstromgeschwindigkeit anhand mehrerer Vektorpositionen
und mehrerer Bereichsfenster entlang jedem Vektor berechnet, und
es wird basierend auf diesen Daten ein zweidimensionales Bild erzeugt.
Der Color-Flow-Prozessor 6 empfängt die aufsummierten linken
und rechten komplexen I/Q-Daten
von der Strahlformerplatine 4 und verarbeitet diese, um
die mittlere Blutstromgeschwindigkeit, die (Blutturbulenz kennzeichnende)
Varianz und die gesamte Vornormalisierungsleistung für sämtliche
Abtastvolumina innerhalb einer benutzerdefinierten Region zu berechnen.
Diese drei Ausgangssignalwerte werden anschließend zu zwei endgültigen Ausgangssignalen,
nämlich
einem primären
und einem sekundären,
zusammengeführt.
Das primäre
Ausgangssignal wird entweder die Geschwindigkeit oder die Leistung
kennzeichnen. Das sekundäre
Ausgangssignal kann entweder die Varianz oder die Leistung kennzeichnen.
Welche zwei Werte angezeigt werden, hängt von dem durch den Bediener
ausgewählten Anzeigemodus
ab. Beide Werte werden an einen in dem Scan-Wandler 12 vorhandenen
(nicht gezeigten) Farb-Schallzeilenspeicher übermittelt. Die Änderung
oder Verschiebung der rückgestreuten
Frequenz wächst, wenn
Blut in Richtung auf den Wandler zu strömt und nimmt ab, wenn Blut
von dem Wandler weg strömt.
Typischerweise gibt ein Farb-Strömungsmodus hunderte
von benachbarten Abtastvolumina gleichzeitig wieder, die sämtliche
einem B-Mode-Bild überlagert
und farbkodiert werden, um die Geschwindigkeit jedes Abtastvolumens
darzustellen.
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In
dem Farb-Strömungsmodus
des herkömmlichen
Ultraschall-Bildgebungssystems wird ein Ultraschallwandlerarray
dazu angeregt, eine Serie von mehrere (gewöhnlich 4-8) Zyklen verwendenden
Schallimpulse zu senden, die mit einer übereinstimmenden Sendecharakteristik
auf dieselbe Sendefokusposition fokussiert sind. Diese Schallimpulse
werden mit einer Pulswiederholfrequenz (PRF = Pulse Repetition Frequency)
abgegeben. Die PRF liegt gewöhnlich
im kHz-Bereich. Eine Serie von auf dieselbe Sendefokusposition fokussierten
Sendevorgängen
wird als ein "Paket" bezeichnet. Jeder
Sendestrahl breitet sich durch das zu scannende Objekt aus und wird
von Ultraschallstreustellen, beispielsweise Blutzellen, reflektiert.
Die reflektierten Signale werden durch die Elemente des Wandlerarrays
erfasst und anschließend
durch einen Strahlformer zu einem Empfangsstrahl geformt.
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Beispielsweise
ist die herkömmliche
Farb-Sendefolge eine Serie von Sendevorgängen (z.B. Tonimpulse) längs derselben
Position, wobei die Sendevorgänge
die entsprechenden Empfangssignale hervorbringen: F1 F2 F3 F4 ... FM,mit
Fi gleich dem Empfangssignal für den i-ten
Sendevorgang, und M gleich der Anzahl von Sendevorgängen in
einem Paket. Diese Empfangssignale werden in einen Eckenwendespeicher
geladen und ein Hochpassfilter (Wandfilter) wird über die
Sendevorgänge
hinweg auf jede nachrangige Position, d.h. in "Zeitlupe" angewandt. Im einfachsten Fall eines (1, –1)-Wandfilters
wird jeder Bereichspunkt gefiltert, um die entsprechenden Differenzsignale (F1 – F2)
(F2 – F3) (F3 – F4) ... (FM-1 – FM)hervorzubringen, und diese Differenzen
werden einer Farb-Strömungsgeschwindigkeits-Schätzfunktion
eingegeben. Typischerweise sind der Eckenwendespeicher, das Wandfilter
und die Parameter-(beispielsweise Geschwindigkeits-)-Schätzfunktionen
in den Farb-Strömungsprozessor 6 integriert.
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Die
Farb- und B-Mode-Schallzeilenspeicher in dem Scan-Wandler 12 nehmen
verarbeitete digitale Daten von den Farb-Strömungs-
bzw. B-Mode-Prozessoren entgegen. Diese Komponenten des Scan-Wandlers führen außerdem die
Koordinatentransformation der Farb-Strömung und der B-Mode-Daten von
dem (R-θ)-Polarkoordinatensektorformat
oder dem Format eines linearen kartesischen Koordinatensystems in
geeignet skalierte kartesische Koordinaten verwendende Display-Pixeldaten durch,
die in einem in dem Scan-Wandler vorhandenen (nicht gezeigten) X-Y-Displayspeicher
gespeichert werden. Farb-Strömungsbilder werden
erzeugt, indem ein Farbbild der Geschwindigkeit von sich bewegendem
Material, z.B. Blut, einem schwarzweißen anatomischen B-Mode-Bild überlagert
wird.
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Falls
das wiederzugebende Bild eine Kombination eines B-Mode-Frames und
eines Color-Flow-Frames ist, werden beide Frames an den Videoprozessor 14 übermittelt,
der zur Videowiedergabe die B-Mode-Daten in eine Grauskalenabbildung
transformiert und die Color-Flow-Daten in eine Farbabbildung transformiert.
In dem endgültigen
wiedergegebenen Bild werden die Farbpixeldaten den Grauskalenpixeldaten überla gert.
Aufeinanderfolgende Frames von Color-Flow- und/oder B-Mode-Daten
werden auf der Grundlage des FIFO-Prinzips (zuerst Abgelegtes wird
als erstes bearbeitet) in einem Cine-Schleifendspeicher 24 gespeichert. Die
Speicherung kann kontinuierlich oder anlässlich eines externen Triggerereignisses
erfolgen. Der Cine-Schleifendspeicher 24 ist mit einem
zirkulären
Bildpuffer vergleichbar, der im Hintergrund arbeitet, indem er Bilddaten
aufnimmt, die dem Benutzer in Echtzeit angezeigt werden. Wenn der
Benutzer (durch Betätigung einer
auf der Anwenderschnittstelle 22 vorhandenen geeigneten
Vorrichtung) eine Standbildfunktion des Systems aufruft, ist er
in der Lage, Bilddaten anzusehen, die zuvor in dem Cine-Schleifendspeicher
aufgenommen wurden.
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In
der spektralen Doppler-Bildgebung werden die I/Q-Komponenten über ein spezielles Zeitintervall
integriert (aufsummiert) und anschließend durch den Spektral-Doppler-Prozessor 10 abgetastet.
Das Summierungsintervall und die Sendepulslänge definieren gemeinsam die
Länge des
Abtastvolumens (d.h. des Abtastfensters), wie es durch den Benutzer
spezifiziert ist. Ein "Summierungs-
und Ablage"-Schritt
liefert effektiv das von dem Abtastvolumen rückgestreute Dopplersignal.
Auf das Doppler-Signal wird ein Wandfilter angewandt, der jede in
dem Signal vorhandene Clutter-Störung
aussiebt, die stationärem
oder sich sehr langsam bewegenden Gewebe entspricht. Das gefilterte
Ausgangssignal wird sodann in eine Spektralanalyseeinrichtung eingespeist,
die gewöhnlich über ein
sich bewegendes Zeitfenster von 32 bis 128 Abtastwerten hinweg Schnelle Fouriertransformationen
(FFTs = Fast Fourier Transforms) durchführt. Jedes FFT-Leistungsspektrum
wird komprimiert und anschließend
von dem Spektral-Doppler-Prozessor 10 an einen Grafik/Zeitachsen-Displayspeicher 18 ausgegeben.
Der Videoprozessor 14 trans formiert die komprimierten Spektral-Dopplerdaten
in eine Grauskala, um sie auf dem Monitor 16 in dem Doppler-Spektrogramm
der Geschwindigkeit gegenüber der
Zeit als eine zu einem speziellen Zeitpunkt vorliegende einzelne
Spektrallinie wiederzugeben.
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Die
Systemsteuerung ist zentral in einem Hostrechner (d.h. Mastercontroller) 20 untergebracht,
der über
eine Anwenderschnittstelle 22 (z.B. ein Bedienfeld) Bedienereingaben
entgegen nimmt und seinerseits die vielfältigen Subsysteme steuert.
Der Hostrechner 20 führt
Funktionen auf der Systemebene durch. Er nimmt über die Anwenderschnittstelle 22 Eingaben
von der Bedienperson sowie Systemstatusänderungen (z.B. Moduswechsel)
entgegen und nimmt entsprechende Änderungen an dem System vor.
Ein (nicht gezeigter) Systemsteuerbus bildet die Schnittstelle zwischen
dem Hostrechner und den Subsystemen. Ein (nicht gezeigter) Scan-Controller gibt an
die vielfältigen
Subsysteme in Echtzeit (Schallvektorraten-) Steuereingaben aus.
Der Scan-Controller
wird durch den Hostrechner mit den Vektorfolgen und Synchronisationsoptionen
für Schall-Frame-Akquisitionen
programmiert. Der Scan-Controller steuert somit die Verteilung und
Dichte des Strahls. Der Scan-Controller übermittelt die von dem Hostrechner
erzeugten Strahlparameter über
einen (nicht gezeigten) Scansteuerbus an die Subsysteme.
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Das
herkömmliche
System ist in der Lage, jedem Ultraschallbild graphische Symbole
zu überlagern. Die Überlagerung
von Grafik über
den Bildframe wird in dem Videoprozessor 14 verwirklicht,
der von dem in dem Scan-Wandler 12 vorhandenen X-Y-Displayspeicher
den Ultraschallbildframe und von einem Grafik/Zeitachsen-Displayspeicher 18 die
Grafikdaten entgegennimmt. Die Grafikdaten werden verarbeitet und
durch den Host-Computer 20, oder in einer Abwandlung durch
einen eigenen Grafikprozessor, in den Grafik/Zeitachsen-Displayspeicher 18 eingegeben,
der mit den anderen Subsystemen durch den Host-Computer synchronisiert
wird. Der Host-Computer ist dafür
programmiert, die Position eines Trackballs zu überwachen, der von dem Systemanwender
auf der Bedienerschnittstelle betätigt wird, Spektral-Doppler-Abbildungsdaten
aus einem durch die Trackballposition bestimmten Abtastvolumen zu
akquirieren und einen Abtastfenstercursor auf dem wiedergegebene
Bildframe an einer Stelle zu überlagern,
die der Trackballposition entspricht. In ähnlicher Weise ist der Host-Computer
dafür programmiert,
den Zustand eines Kippschalters auf der Bedienerschnittstelle zu überwachen
und die Abmessungen des Abtastvolumens (und des Abtastfenstercursors)
in Abhängigkeit
von dem Zustand des Kippschalters beizubehalten.
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2 repräsentiert
einen Bildframe 32, der durch das in 1 gezeigte
System erzeugt ist. Das in Frame 32 gezeigte exemplarische
Bild enthält
eine visuelle Darstellung eines Blutgefäßes 30, wobei diesem eine
herkömmliche
Grafik überlagert
ist. Die angezeigte Grafik beinhaltet: einen Doppler-Strahl-Cursor
(Strahlmittellinie) 26; einen Gefäßsteigungscursor 28;
und ein Doppler-Abtastfenster-(Abtastvolumen-)-Cursor, der auf einer
oberen Abtastfenstergrafik 36 und einer unteren Abtastfenstergrafik 34 basiert.
Im Falle des zuletzt erwähnten
Typs eines Abtastfenstercursors ist die Größe des Abtastfensters durch
den Abstand repräsentiert, der
die untere Grafik 34 von der oberen Grafik 36 in 2 trennt.
Allerdings erkennt der Fachmann ohne weiteres, dass der Abtastfenstercursor
eine andere Geometrie aufweisen kann, wobei in diesem Falle die
Größe des Abtastfensters
einer Dimension einer derartige Grafik entsprechen würde, z.B.
dem Durchmesser, falls der Cursor ein Kreis ist. Der geschätzte Wert
des Doppler-Winkels zwischen dem Doppler-Strahl-Cursor 26 und dem
Gefäßsteigungscursor 28 an
dem Gefäß 30 in
dem Bild 32 wird verwendet, um Dopplerfrequenzverschiebungen
nach Gl. (1) in Geschwindigkeitseinheiten zu konvertieren. Der Wert
des Doppler-Winkels wird gewöhnlich
gemeinsam mit der Grafik angezeigt.
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Gemäß dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel
der Erfindung wird die Position des Abtastfensters unter Verwendung
eines Kreuzkorrelationsverfahrens in der räumlichen Domäne und/oder
eines angepassten Filterverfahrens in der Frequenzdomäne automatisch
auf ein Zentrum eines sich bewegenden Blutgefäßes eingerastet. Unter Bezugnahme
auf 3 werden die grundlegenden Schritte dieses Gefäß-Algorithmus
für die
Verfolgung wie folgt im Einzelnen erläutert:
Als Erstes wird
der Abtastfenstercursor (z.B. mittels Trackballsteuerung) an der
in einem Gefäß in einem
B-Mode- oder Farb-Strömungsbild
interessierenden Stelle angeordnet (Schritt 38). Anschließend wird
der aktuelle Bildframe aus dem Bildarbeitsspeicher abgetastet (Schritt 40).
Der aktuelle Bildframe kann aus dem in dem Scan-Wandler (12 in 1)
vorhandenen X-Y-Displayspeicher oder aus dem Cine-Schleifenspeicher
(24 in 1) ausgelesen werden. Falls
der aktuelle Bildframe ein Farb-Strömungs- (Geschwindigkeits- oder
Leistungs-)-Bild ist, können
RGB- oder sonstige Farbpixelformate dafür eingesetzt werden. Ein Kern
von Pixeldaten, der kleiner als der Bildframe ist und um die Abtastfensterposition
zentriert ist, wird aus dem Bildframe zur Analyse extrahiert (Schritt 42).
Die Kerngröße wird
basierend auf einem Näherungswert
der von Frame zu Frame auftretenden maximalen Gefäßverschiebung
geeignet vordefi niert, so dass die vordefinierte Kerngröße in Abhängigkeit
von der Bildtiefe und/oder der Strömungsframerate variieren kann.
-
Falls
das Bild Farb-Strömungsdaten
enthält
(Schritt 44), wird der Referenzkern von Farbpixeldaten
zunächst
in ein binäres
Bild umgewandelt (Schritt 46), d.h. jedem Pixel wird der
Wert 1 zugeordnet falls Strömung (Farbe)
vorliegt und 0 falls keine Strömung
(Farbe) vorliegt.
-
Optional
wird der digitalisierte Kern einem oder mehreren Durchläufen durch
morphologische Filter unterworfen (Schritt 48), die den
größten Teil
des möglicherweise
vorhandenen Farbrauschens kleiner Struktur eliminieren sollte. Im
Allgemeinen kann das digitalisierte Bild, nach einer adaptiven Schwellwertoperation
stark "verrauscht" sein, wobei es aus
vielen kleinen, isolierten Strukturen besteht. Diese winzigen Strukturen
(zum größten Teil
Granulationsrauschen) lassen sich mittels morphologischer Filter
eliminieren, die nicht lineare Bildtransformationsverfahren repräsentieren,
wie sie in vielen Lehrbüchern
digitaler Bildverarbeitung erläutert werden
(siehe, z.B. William K. Pratt, Digital Image Processing, 2. Ausgabe,
Wiley, New York). Grundlegende morphologische Schritte können durch
Transformationen, die ("auf
das Geratewohl")
unmittelbaren Muster-Abgleich verwenden, oder durch den Einsatz
eines effizienteren Pixelstapler- und Referenztabellenverfahrens
verwirklicht werden. Erosion und Dilatation repräsentieren zwei grundlegende
morphologische Operationen, die, in Reihe eingesetzt, in der Lage
sind, die Strukturen von Granulationsrauschen höchst wirkungsvoll zu eliminieren.
Grundsätzlich
eliminiert jeder Durchgang durch ein Erosionsfilter die äußerste Pixelschicht
eines kontinuierlichen hellen ("1-") Bereichs. Dies
führt dazu,
dass relativ kleine Fremdstrukturen, beispielsweise Granulationsrauschen,
eliminiert werden. Der Erosionsschritt wird außerdem die äußerste Schicht jedes Blutströmungsbereichs
abtragen. Um diesem unerwünschten
Effekt entgegenzuwirken, kann nach jedem Durchgang durch ein Erosionsfilter
ein als Dilatation bezeichneter entgegengesetzter Schritt durchgeführt werden. Die
Wirkung eines Dilatationsfilters basiert darauf, dass vorhandenen
hellen Objekten eine Schicht von Pixeln wieder angefügt wird.
Granulationsmusterlücken,
die durch die Erosionsfilterung vollständig eliminiert wurden (d.h.
nicht mehr vorhanden sind) werden durch das Dilatationsfilter nicht
regeneriert. In der Praxis kann ein Durchlauf durch den Erosionsfilter
gefolgt von der Anwendung eines Dilatationsfilters den Hauptteil
von Strukturen des Granulationsrauschens eliminieren. Jedoch können, falls
erforderlich, zusätzliche
Erosions- und Dilatationsdurchläufe
ausgeführt
werden.
-
Nachdem
der Farb-Strömungskern
digitalisiert ist, wird der nächste
Farb-Strömungsbildframe
aus dem Arbeitsspeicher abgerufen (Schritt 50). Falls Farb-Strömungsbilder
verwendet werden (Schritt 52), wird ein vordefinierter
Suchbereich in dem neuen Bildframe digitalisiert (Schritt 54)
und mittels der zuvor beschriebenen Technik morphologisch gefiltert
(Schritt 56). Anschließend
wird eine räumliche
Kreuzkorrelation (oder angepasste Filterung oder eine Kombination
von beidem) durchgeführt
(58), um den Referenzkern des ersten Frames in dem Suchbereich
des zweiten (neuen) Frames in Deckung zu bringen (Registrierung).
Falls ein in Deckung gebrachter Kern in dem Suchbereich des zweiten
Frames gefunden wird (Schritt 60), werden die anhand der
Verschiebungen gewonnenen Translations- und Rotationsverschie bungen
eingesetzt, um die neue Gefäßposition,
z.B. die neue Position der Gefäßmitte,
zu berechnen oder abzuschätzen,
und das Abtastfenster wird automatisch zu einer neuen Position bewegt,
die eine vorbestimmte Beziehung zu einem vorbestimmten Punkt auf
dem Gefäß an der
neuen Gefäßposition
aufweist (Schritt 62), d.h. das Abtastfenster kann beispielsweise
an der neuen Gefäßposition
in der Mitte des Gefäßes angeordnet
werden. Der Abtastfenstercursor auf dem Displaybildschirm wird zu
einer entsprechenden neuen Position auf dem wiedergegebenen Bildframe
bewegt. Optional wird die Gefäßsteigung
und der Doppler-Winkel in Abhängigkeit
von der neuen Gefäßposition erneut
berechnet, und es wird ein aktualisierter Gefäßsteigungscursor angezeigt
(Schritt 64). Falls sich das interessierende Gefäß aus der
Bildebene bewegt hat, so dass keine passende Struktur zu finden
ist, kehrt der Computer zu Schritt 50 zurück und setzt
den Algorithmus aus jenem Schritt fort. (In dieser Situation kann
die Sonographiefachkraft die Sonde manövrieren, um das Gefäß in die
Bildebene zurück
zu bringen, oder das Gefäß taucht
möglicherweise
zu einem späteren
Zeitpunkt in dem Herzzyklus von selbst wieder auf). Nachdem die
Abtastfensterposition aktualisiert ist, kann der ursprüngliche
Kern als Referenzkern erhalten bleiben, oder der Kern um die neue
Gefäßposition
herum wird der neue Referenzkern (Schritt 66). Der Computer
kehrt anschließend
zu Schritt 50 zurück.
-
Falls
der Computer andererseits in Schritt 44 ermittelte, dass
in dem ersten abgetasteten Bildframe keine Farb-Strömungsdaten
vorhanden sind, wird in Schritt 50 der nächste B-Mode-Bildframe
abgetastet. Die abgerufenen B-Mode-Bildframes
werden anschließend
einem Bildregistrierungsverfahren unterworfen (Schritt 52),
das Kreuzkorrela tion oder angepasste Filterung oder eine Kombination
von beidem verwendet. Die Bildregistrierung wird gegenüber dem
Referenzkern von Pixeldaten aus dem ersten Frame und dem Suchbereich von
Pixeldaten aus dem zweiten Frame durchgeführt. Falls ein zur Deckung
gebrachter Kern in dem Suchbereich des zweiten Frames gefunden wird
(Schritt 60), werden die anhand der Verschiebungen gewonnenen Translations-
und Rotationsverschiebungen eingesetzt, um die neue Gefäßposition,
z.B. die neue Position der Gefäßmitte,
zu berechnen oder abzuschätzen,
und das Abtastfenster wird automatisch zu der neuen Gefäßposition
bewegt (Schritt 62). Der Abtastfenstercursor auf dem Displaybildschirm
wird zu einer entsprechenden neuen Position auf dem wiedergegebenen
Bildframe bewegt. Optional werden die Gefäßsteigung und der Doppler-Winkel
in Abhängigkeit
von der neuen Gefäßposition
erneut berechnet, und es wird ein aktualisierter Gefäßsteigungscursor
angezeigt (Schritt 64).
-
Mit
Blick auf Schritt 42 können
auch andere Verfahren zum Definieren des Referenzkerns verwendet werden.
Auch wenn keine translationale Bewegung vorhanden ist, kann der
Durchmesser eines Gefäßes über den
Herzzyklus hinweg um 5 oder mehr differieren. Um die Rechenzeit
zu minimieren und die Korrelation oder den Grad der Übereinstimmung
für eine
ausgewählte
Struktur zu optimieren, sollte die Kerngröße so gewählt werden, dass die Gefäßstruktur
gerade abgedeckt ist, wenn deren Durchmesser am größten ist.
Die Gefäßdimension
(z.B. der Durchmesser) kann unter Verwendung standardmäßiger Randdetektionsverfahren
für Ultraschallbilder
abgeschätzt
werden. Die Kerngröße kann
auch unter den unterschiedliche Rauschbedingungen und Gefäßstrukturen
adaptiv abgewandelt werden. Im Allgemeinen sollte der Kern um so
größer sein,
je mehr Rauschen in dem Bild vorhanden ist.
-
Der
Nachteil der großen
Kerngröße besteht
in einem höheren
Rechenaufwand und/oder einer reduzierten Empfindlichkeit gegenüber kleineren
Gefäßen.
-
Mit
Blick auf Schritt 58 können
auch andere hinlänglich
bekannte Verfahren der Bildregistrierung verwendet werden. Hinsichtlich
einer Korrelation von Frame zu Frame in einer Raum-Domäne wird
ein als "SAD Sum
of Absolute Differences" (Summe
von Differenzbeträgen)
bezeichneter, rechnerisch effizienter Algorithmus von Trahey et
al. in "Angle independent
ultrasonic detection of blood flow", IEEE Trans. Biomedical Engineering,
Bd. BME-34, ff. 965-967 (1987) gelehrt. Ein weiteres wirkungsvolles
Verfahren ist das nur die Phase verwendende angepasste Filterverfahren
(Phase-Only-Matched-Filterverfahren) in der Frequenz-(Fourier)-Domäne, wie
es weiter unten im Einzelnen erörtert
ist. Dies ist besonders effizient in Fällen, wo nicht starre Transformationen
einbezogen sind.
-
Es
ist möglich,
die Bildregistrierung durch Kombinieren der räumlichen und Frequenzdomänenverfahren
durchzuführen.
Das SAD-Verfahren kann im Falle des Ermittelns der Translationsverschiebungen
rascher arbeiten, ist jedoch weniger effizient, wenn Bildframes
Maßstabsänderungen
aufweisen, z.B. sich der Durchmesser des Gefäßes unter dem Herzzyklus ändert. Andererseits
ist das Phase-Only-Matched-Filter
in Verbindung mit sowohl Skalierungs- als auch Rotationstransformationen
möglicherweise
effektiver. Ein kombiniertes Verfahren könnte aus beiden Verfahren Vorteile
ziehen, indem die Skalierungs- und Rotationsregistrierung zunächst mittels
des Phase-Only-Matched-Filter- Registrierungsverfahrens und anschließend mittels
des SAD- Algorithmus
zum Auffinden der xy-Translationsverschiebungen durchgeführt wird.
-
Unter
Bezugnahme auf
4 weist ein bekannter Bildregistrierungsalgorithmus,
der ein Phase-Only-Matched-Filterverfahren einsetzt, die folgenden
Schritte auf. Der aktuell aus dem Arbeitsspeicher abgerufene Bildframe
wird als das Testbild g(x,y) festgelegt und der vorhergehende Bildframe
wird als das Referenzbild f(x,y) festgelegt, wobei x und y die Pixelkoordinaten
sind. Optional durchlaufen sowohl das Test- als auch das Referenzbild
einen Randdetektionsblock
70. Die Test- und Referenzbilder
(oder deren randerfasste Versionen) werden weitergeleitet, um unter
Verwendung einer zweidimensionalen Schnellen Fouriertransformation
(FFT)
72 transformiert zu werden. Die Ergebnisse sind die
Frequenzdomänendarstellungen
von zwei Bildern: G(υ,ν) und F(υ,ν). Um die
Effizienz der zweidimensionalen FFT
72 zu verbessern, können die
Test- und Referenzbilddaten (in einer "geradzahlige Position – ungeradzahlige
Position" verwendenden
Trennung) kombiniert werden. Es wird nur eine einzige zweidimensionale
FFT benötigt,
um sowohl Test- als auch Referenzbilddaten zu transformieren, da
sämtliche
Daten reell sind. Nach der zweidimensionalen FFT
72, die
komplexe Daten mit Betrag und Phase erzeugt, werden die Test- und Referenzbilddaten
entkoppelt. In Schritt
74 werden die spektralen Beträge (d.h.
Absolutbeträge)
sowohl der Test- als
auch der Referenzbilder in bildliche Darstellungen als g
pl(θ,λ) und f
pl(θ,λ) polarlogarithmisch
transformiert, wobei B der Winkel des polaren Koordinatensystems
in der Frequenzdomäne
und λ =
log(ρ) ist,
wobei ρ der
radiale Abstand des polaren Koordinatensystems in der Frequenzdomäne ist.
Nach der polarlogarithmischen Transformation in Schritt
74 wird
auf die polarlogarithmischen Darstellungen der Test- und Referenzbilder
g
pl(θ,λ) und f
pl(θ,λ) eine zweidimensionale
FFT angewandt (Schritt
76). Die mit G
pl(ξ,η) und F
pl(ξ,η) bezeichneten
komplexen Ergebnisse von Schritt
76 werden anschließend einem
Fourier-Phasenabgleichfilter
78 unterworfen, das die Phase
aus G
pl(ξ,η) und aus
F
pl(ξ,η) extrahiert, die
Differenz zwischen den extrahierten Phasen ermittelt, eine zweidimensionale
inverse FFT auf die Phasendifferenz anwendet, nach dem Maximum des
Ergebnisses jener zweidimensionalen inversen FFT sucht und die x,y-Koordinaten jenes
Maximums, nämlich
x
max1 und y
max1,
ermittelt. Die Skalierungs- und Rotationsparameter werden anhand
der Koordinaten des erfassten Maximums bestimmt, d.h. der Rotationswinkel α = π(x
max1/N
x) und der
Skalierungsfaktor σ =
e
(ymax1/Ny), wobei N
xN
x und N
yN
y die Gesamtzahlen der wiederholten Abtastungen
längs der
Kreis- bzw. Polarkoordinaten sind. Das Testbild in der Frequenzdomäne, G(υ,ν), wird anschließend um
einen Winkel –α gedreht
und durch einen Skalierungsfaktor ασ entsprechend den berechneten
Rotations- und Skalierungsparametern α und σ skaliert.
Um die Geschwindigkeit des Algorithmus zu steigern, wird das Testbild
nicht in der ursprünglichen
räumlichen
Domäne
sondern in der Frequenzdomäne
wiederholt gedreht und skaliert. Dies eliminiert eine der zweidimensionalen
Berechnungen der FFT, die selbst im Falle eines raschen CPU-Prozessors
oder eines speziell für
die Bildgebung entwickelten Prozessors sehr kostspielig ist. Wenn
der Host-Computer oder eine sonstige Signalverarbeitungseinheit
diese Rotations- und Skalierungsschritte durchführt, tastet er die digitalen
Bilddaten mittels einiger spezieller Interpolationsverfahren, beispielsweise
durch bilineare Interpolation, wiederholt ab. Die Rotation und Skalierung
werden anschließend gemäß der folgenden
Berechnungsmatrix ausgeführt:
mit σ gleich dem Skalierungsfaktor,
und θ gleich
dem Rotationswinkel. Aufgrund der Tatsache, dass die Abtastrate
für Punkte,
die von dem Ursprung der Rotation weit entfernt sind, nicht ausreichend
hoch ist und für Punkte
in der Nähe
des Ursprungs der Rotation wahrscheinlich zu hoch ist, kann die
Rotationstransformation eine Aliasierung (Verfremdung) in dem digitalen
Bild hervorrufen. Ein Weg, um diese Art eine Bildverfremdung zu
verhindern, basiert auf dem Aufspalten der Rotations- und Skalierungsmatrix
T in drei aufeinanderfolgende Operationen:
mit H
x(–θ) gleich
der Schertransformation längs
der x-Achse; S(σ cos θ, σ sec θ) gleich
der Skalierung längs sowohl
der x- als auch der y-Achse; und H
y(θ) gleich
der inversen Schertransformation längs der y-Achse. Folglich kann
eine Rotationstransformation als eine Folge eines Scherens in die
x-Richtung, eines Skalierens sowohl in der x- als auch in der y-Richtung
und eines inversen Scherens in der y-Richtung ausgedrückt werden.
Diese Scher- und Skalierungstransformationen bringen keinerlei Verfremdung
ein. Folglich lässt
sich durch Aufspalten der Transformationsmatrix T in drei grundlegende
Operationen eine Verfremdung vermeiden. Diese Operationen werden
durch den antialiasierenden Rotations- und Skalierungsblock
80 (siehe
4) durchgeführt. Der
Ausgang des antialiasierenden Rotations- und Skalierungsblocks
80 ist
eine rotierte und skalierte Frequenzdomänendarstellung G'(υ,ν) des Testbilds. Auf die Frequenzdomänendarstellungen
F(υ,ν) und G'(υ,ν) wird anschließend ein
Fourier-Phasen-Anpassungsfilter
82 angewendet, der die
Phasen aus F(υ,ν) und G'(υ,ν) extrahiert, die Differenz
zwischen jenen extrahierten Phasen ermittelt, eine zweidimensionale
inverse FFT auf die Phasendifferenz anwendet, das Maximum des Ergebnisses
jener zweidimensionalen inversen FFT sucht und anschließend die
x,y-Koordinaten jenes Maximums, nämlich x
max2 und
y
max2 ermittelt. Die Translationsparameter
werden anhand der Koordinaten des erfassten Maximums bestimmt, d.h.
die x-Achsenverschiebung x
offset = x
max2 und die y-Achsenverschiebung y
offset = Y
max2 In
dem Fall, dass Merkmale in aufeinanderfolgenden Bildframes nur wenig
Gemeinsamkeiten aufweisen (was vorkommen kann, wenn der Bediener die
Sonde zu rasch bewegt, mit der Folge, dass größere anatomische Strukturen,
die in einem Frame vorhanden sind, in dem folgenden Frame völlig fehlen),
wird das obige Verfahren fehlerhafte Rotations-, Skalierungs- und
Translationsparameter ergeben. Um die Richtigkeit der Registrierungsergebnisse
zu bewerten oder zu berechnen, wird die durch Block
82 ermittelte
maximale Phasendifferenz in dem Registrierungsgenauigkeitsschwellwertblock
84 (siehe
4)
mit einem vorgegebenen Schwellwert, z.B. 0,05, verglichen. Falls
der Maximalwert kleiner als der Schwellwert ist, sind die Ergebnisse
möglicherweise
nicht korrekt (angezeigt durch den in
4 mit NO
bezeichneten Ausgang). In diesem Falle sollten die aktuellen Registrierungsparameter nicht
verwendet werden, und das System sollte den aktuellen Frame ignorieren
und den nächsten
Frame verarbeiten. In einer Abwandlung kann das System die Rate
der wiederholten Abtastung in der polarlogarithmi schen Transformation
erhöhen
und den Algorithmus auf den aktuellen Frame wiederholt anwenden,
bis der Maximalwert der Phasendifferenz den vorgegebenen Schwellwert überschreitet.
-
Falls
der Schwellwert überschritten
wird (angezeigt durch den mit JA bezeichneten Ausgang in 4), bewegt
der Host-Computer oder der speziell entwickelte Prozessor den Abtastfenstercursor
gemäß den berechneten
Parametern, um den Abtastfenstercursor auf die neue Gefäßposition
einzurasten. Insbesondere werden anhand der Registrierung gewonnene
Translations- und Rotationsverschiebungen eingesetzt, um die neue
Gefäßposition
zu berechnen. Der Abtastfenstercursor wird anschließend zu
der neuen Gefäßposition
bewegt. Das gesamte in 4 dargestellte Verfahren wird
für jeden
von dem Arbeitsspeicher abgerufenen neuen Bildframe wiederholt,
was ein automatisches Einrasten des Abtastfenstercursors auf ein
sich bewegendes Blutgefäß ermöglicht.
