DE69729400T2

DE69729400T2 - Dreidimensionale Ultraschallabtastung von bewegtem Gewebe

Info

Publication number: DE69729400T2
Application number: DE69729400T
Authority: DE
Inventors: Patrick Rene Pesque; Jens Ulrich Quistgaard; Gary Allen Schwartz
Original assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Current assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Priority date: 1996-03-13
Filing date: 1997-03-12
Publication date: 2005-06-16
Anticipated expiration: 2017-03-13
Also published as: DE69729400D1; NO971106L; US5669385A; EP0795296A1; ATE268570T1; EP0795296B1; NO971106D0; JPH105225A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Verbesserungen bei Ultraschallverfahren, die bei der diagnostischen Bildgebung eingesetzt werden, und insbesondere auf die dreidimensionale Ultraschallabtastung von bewegtem Gewebe.
Ultraschallbildgebungssysteme können vorteilhaft Bewegungsmerkmale von Substanzen innerhalb des Körpers durch das Doppler-Phänomen von Schallwellen darstellen. Es wurde die Color-Flow-Bildgebung entwickelt, die sich auf die Phasen- oder Frequenzverschiebungen von empfangenen Ultraschallechos stützt, um die Richtung und Geschwindigkeit von fließendem Blut oder anderer Flüssigkeiten im Körper zu berechnen. Die Schätzungen dieser vektoriellen Merkmale der Strömung von Flüssigkeiten werden mit speziellen Farben oder Farbtönen innerhalb einer Farbpalette korreliert oder abgebildet, und dann räumlich in einem zweidimensionalen Bild zusammen mit einer Darstellung der Struktur der Organe oder Gefäße, in denen die Strömung auftritt, dargestellt, wobei die Farben oder Farbtöne die Richtung und die Geschwindigkeit der Strömung in den Gefäßen oder Organen angeben.
Es ist wohlbekannt, dass Dopplersignalechos von jeder Substanz im Körper zurückgesendet werden, die sich in Bezug auf den Ultraschallsender bewegt, unabhängig davon, ob es sich bei der Substanz um eine Flüssigkeit oder um Gewebe handelt. Wird das Color-Flow-Ultraschallsystem so ausgelegt, dass es Strömungsgeschwindigkeiten von Flüssigkeiten darstellt, werden die von Gewebe zurückgesendeten Echoinformationen im Allgemeinen durch einen frequenz- oder amplitudenempfindlichen Filter, bekannt als Wandfilter, unterdrückt, und es bleiben vorwiegend Informationen über die Flüssigkeitsströmung für die Verarbeitung und Anzeige übrig. Ein Ultraschallsystem mit einer derartigen Konfiguration ist beispielsweise in der US-amerikanischen Patentschrift 5.197.477 beschrieben. Ein weiteres Ultraschallsystem mit einer derartigen Konfiguration ist in der US-amerikanischen Patentschrift 5.485.842 dargelegt. Das letztere Patent umfasst auch Mittel zum Bilden von 3D-Bildern aus 2D-Bildern, die eine Doppler-Geschwindigkeitsdarstellung der Blutströmung oder eine Doppleramplituden- (Leistungs-) Darstellung der Blutströmung zeigen, die B-Mode-Bildern überlagert ist.
Als Alternative kann ein Color-Flow-Ultraschallsystem so ausgelegt sein, dass es die Geschwindigkeit von bewegtem Gewebe darstellt, indem es die Echoinformationen, für die der Wandfilter empfindlich ist, verarbeitet und anzeigt und dabei Dopplerechoinformationsmerkmale von Flüssigkeitsströmung ausschließt. Ein Ultraschallsystem mit dieser Konfiguration ist beispielsweise in der US-amerikanischen Patentschrift 5.285.788 beschrieben.
Nach der Entwicklung der Color-Flow-Doppler-Bildgebung wurde damit begonnen, ein zweites Verfahren zur Nutzung von Ultraschall-Dopplerinformationen zu erforschen, das als Power-Doppler-Bildgebung bekannt ist. Bei der Power-Doppler-Bildgebung wird nicht versucht, die Geschwindigkeit oder Richtung von bewegten Flüssigkeiten oder Gewebe zu schätzen. Stattdessen wird bei der Power-Doppler-Bildgebung die Existenz von Bewegungen durch die Intensität oder Leistung von Dopplersignalinformationen dargestellt. Die Leistung der Dopplersignalinformationen können zur Anzeige auf eine Reihe von Farben oder Farbtönen abgebildet werden, wobei die Anzeige nicht die Geschwindigkeit oder Richtung der Bewegung, sondern die Größe der Dopplerkennlinie der Bewegung durch die Farbe oder den Farbton in der Anzeige darstellt. Da, wie oben erwähnt, Dopplerechosignale sowohl von bewegten Flüssigkeiten als auch von bewegtem Gewebe ausgehen können, kann ein Power-Doppler-Bild erzeugt werden, das die Dopplerleistung von sowohl der Flüssigkeitsströmung als auch der Gewebebewegung darstellt.
Vor kurzem wurde in der US-amerikanischen Patentschrift 5.474.074 dargelegt, dass Power-Doppler-Informationen vorteilhaft in dreidimensionaler Form angezeigt werden können. Die dreidimensionale Power-Doppler-Bildgebung behebt die Unsicherheit, der sich der Arzt gegenüber sieht, wenn er eine Diagnose über die dreidimensional vorliegende Pathologie ausgehend von einer Folge von eingeschränkten zweidimensionalen Bildern zu stellen versucht. Der Arzt kann sofort die volumetrische Vollständigkeit eines Strömungsnetzes in einer dreidimensionalen Anzeige sehen. Zusätzlich bietet die dreidimensionale Power-Doppler-Bildgebung der Blutströmung einen zweiten Vorteil, nämlich die Segmentierung der dreidimensionalen Strömung von strukturellen Störechos, die durch die Bewegungscharakteristik von Power-Doppler-Informationen geboten wird. Somit kann die Darstellung der Blutströmung in einem Netz von Gefäßen deutlich und vollständig in einem dreidimensionalen Power-Doppler-Bild erfolgen, ohne dass eine Verstärkung mit B-Mode-Bildinformationen erforderlich wäre.
Obwohl die oben genannten Verfahren hervorragende dreidimensionale Ansichten von Blutströmungsnetzen bieten, wäre es auch wünschenswert, spezifische pathologische Zustände von Organen wie dem Herz dreidimensional darzustellen. Insbesondere wäre es wünschenswert, die sich bewegenden Herzklappen und -wände und die Auswirkungen dieser Bewegung der Wände des Organs auf die Kapazität der Herzkammern, beispielsweise der linken Herzkammer, dreidimensional darzustellen. Es wäre ferner wünschenswert, die Ränder des schlagenden Herzens, wie das Endokard, genauer dreidimensional abzugrenzen.
Gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung werden ein Ultraschallbildgebungssystem und Bildgebungsverfahren für die dreidimensionale Bildgebung des schlagenden Herzen und anderer bewegter Gefäße durch die Auswertung und Anzeige des Power-Doppler Signals geschaffen. Ein Volumen des Herzens oder eines anderen Organs, das untersucht wird, wird mit Ultraschallwellen beschallt, und die zurückgesendeten Echoinformationen werden von einem Power-Doppler-Prozessor verarbeitet, um räumlich ausgerichtete Power-Doppler-Informationen zu erzeugen. Ein Gewebebewegungsdetektor unterscheidet von Gewebe zurückgesendete Power-Doppler-Informationen von denjenigen, die von Flüssigkeiten zurückgesendet werden. Die räumlich ausgerichteten, von bewegtem Gewebe zurückgesendeten Power-Doppler-Informationen werden dann verarbeitet und in einer dreidimensionalen Bilddarstellung angezeigt. Die resultierenden Bilder sind störechofreie, hochgradig segmentierte Darstellungen des Herzen und anderer dreidimensionaler bewegter Organe und Gefäße.
Ausführungsbeispiele sind in den Zeichnungen dargestellt und werden im Folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
1 ein Blockschaltbild eines gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung funktionierenden Ultraschallbildgebungssystems;
2 die QRS-Wellenform des Herzschlags eines Patienten, die dazu verwendet wird, die Bilderfassung in dem System aus 1 auszulösen;
3 die Kennlinie des Wandfilters des Systems aus 1;
4 Verfahren für die Differenzierung zwischen Blutströmung und Gewebebewegung gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung;
die 5a und 5b ein Blockschaltbild von zwei Ausführungsbeispielen des Gewebebewegungsdiskriminators aus 1;
6 die Kennlinien des Dynamikbereichentscheidungsprozessors aus 5;
7 die Kennlinien des Geschwindigkeitsentscheidungsprozessors aus 5;
8 die Erfassung von Bildebenen des Herzens zur dreidimensionalen Anzeige gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung;
9 einen Ablaufplan der dreidimensionalen Verarbeitung von Bildebeneninformationen, die gemäß 8 erfasst wurden;
die 10a und 10b dreidimensionale Power-Doppler-Bilder einer Kammer des Herzens während einer entspannten Funktionsphase;
die 11a und 11b dreidimensionale Power-Doppler-Bilder einer Kammer des Herzens während einer zusammengezogenen Funktionsphase.
Bezug nehmend auf 1 wird ein Blockschaltbild eines Ultraschallbildgebungssystems dargestellt, das gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist. Eine Ultraschallsonde 10 umfasst einen Multielement-Wandler 22, der Wellen mit Ultraschallenergie in den Körper eines Patienten sendet und Ultraschallechos empfängt, die von Strukturen im Körper zurückgesendet werden. Im Falle der Sendung von Ultraschallwellen zur Dopplerabfrage des Körpers sind die von bewegtem Gewebe, Blut und anderen Flüssigkeiten im Körper zurückgesendeten Echos von Interesse. Die Ultraschallsonde 10 ist mit einem Sender/Empfänger 14 verbunden, der abwechselnd einzelne Elemente des Wandlers pulst, um ein Ultraschallstrahlenbündel zu formen und zu lenken, und der Echosignale empfängt, verstärkt und digitalisiert, die nach jeder Impulssendung von den Wandlerelementen empfangen werden.
Wird das Ultraschallsystem verwendet, um Echoinformationen von dem schlagenden Herzen zu erfassen, können die erforderlichen Informationen im Allgemeinen nicht erfasst werden, während sich das Herz im Wesentlichen in einer Position während seines Zyklus des Zusammenziehens und Ausdehnens befindet. Um der Bewegung des Herzens Rechnung zu tragen, wird das Echo in der gleichen Phase oder den gleichen Phasen des Herzzyklus über eine Anzahl von Herzzyklen erfasst. 2 zeigt eine Wellenform 60 des Herzschlags, die von dem EKG-Modul eines Ultraschallsystems erzeugt worden sein kann. Die Wellenform kann auch von Dopplermessungen des Herzsystems abgeleitet werden. 2 zeigt zwei dreieckige Bezugsmarkierungen S und D, die die Wellenform angeben, wenn sich das Herz in seiner systolischen und diastolischen Spitzenphase befindet. Befindet sich das Herz in diesen Phasen seines Zyklus, ist es vorübergehend unbeweglich, da der Herzmuskel von Zusammenziehen auf Ausdehnen oder umgekehrt wechselt. Wird Gewebebewegung des Herzen erfasst, werden diese Phasen im Allgemeinen nicht abgebildet, sie sind jedoch nützlich als Zeitmarkierungen, um die Zeitpunkte oder Phasen zu kennzeichnen, an denen die Bilder erfasst werden. 2 zeigt drei Pfeilmarkierungen P₁, P₂ und P₃, die der Benutzer in Bezug auf die Wellenform 60 und die Bezugsmarkierungen verschieben kann. Werden die Pfeilmarkierungen wie in 2 dargestellt gesetzt, erfasst das Ultraschallsystem Echoinformationen in den angegebenen Phasen des Herzzyklus, und der Herztrigger bewirkt, dass der Sender/Empfänger 14 Ultraschallimpulse in diesen Phasen von aufeinander folgenden Herzzyklen sendet, bis die erforderlichen Echoinformationen empfangen wurden.
Der Sender/Empfänger 14 ist mit einem Strahlbündler 16 verbunden, der die Zeitpunkte der Aktivierung von bestimmten Elementen des Wandlers 12 durch den Sender/Empfänger in Übereinstimmung mit dem Herztrigger steuert. Diese Zeitsteuerung ermöglicht es dem Wandler 12, in den gewünschten Herzphasen ein geformtes und fokussiertes Ultraschallstrahlenbündel in eine gewünschte Richtung zu senden. Der Strahlbündler 16 empfängt auch die digitalisierten Echosignale, die während des Echoempfangs von dem Sender/Empfänger erzeugt werden, und verzögert und summiert sie in geeigneter Weise, um kohärente Echosignale zu bilden.
Die von dem Strahlbündler 16 erzeugten Echosignale werden einem B-Mode-Prozessor 30 und einem I/Q-Demodulator 18 zugeführt. Der B-Mode-Prozessor verarbeitet die Amplitudeninformationen der Echosignale auf räumlicher Basis zur Erstellung eines Strukturbildes des Gewebes in dem abgetasteten Bereich des Patienten. Der I/Q-Demodulator 18 demoduliert die empfangenen Echosignale zu Quadraturkomponenten für die Dopplerverarbeitung. Die I/Q-Komponenten werden von einem Wandfilter 20 gefiltert, um stationäre Dopplersignale aus der Folge von Dopplersignalen zu eliminieren. Zu diesem Zweck besitzt der Wandfilter eine Bandpasskennlinie mit einem Ansprechverhalten von Null bei einer Geschwindigkeit von Null. Ein typisches Ansprechverhalten 120 für einen Wandfilter 20 ist in 3 in Bezug auf die Doppler-Verschiebungsfrequenz der empfangenen Signale dargestellt. Die Abszisse der Kennlinie ist auf die Impulsfolgefrequenz (engl. pulse rate frequence, PRF) der Doppler-Übertragung normalisiert, d.h. auf der Abszisse sind Einheiten der Doppler-Verschiebungsfrequenz dividiert durch die Impulsfolgefrequenz aufgetragen. Wie die Kennlinie 120 zeigt, weist der Wandfilter 20 ein Ansprechverhalten von Null bei einer Dopplerverschiebung von Null auf, das bei 0,1 der normalisierten Dopplerverschiebung auf einen maximalen Wert ansteigt. Ungefähr bei einem Wert von 1,9 geht das Ansprechverhalten zurück auf einen Wert Null bei einer Dopplerverschiebung von 2,0. Die gefilterten I/Q-Komponenten werden dann einem Dopplerprozessor 21 zugeführt.
Der Dopplerprozessor 21 empfängt eine Anzahl von Dopplersignalen von jedem Abtastvolumen in dem gerade abgebildeten Volumen und verarbeitet die Signale, um Dopplerwerte zu schätzen, zum Beispiel die Geschwindigkeit, die Amplitude (Leistung) und die Varianz bei jedem Abtastvolumen. Die Schätzung der Dopplergeschwindigkeit kann durch Autokorrelationsverarbeitung erfolgen, wie sie in der US-amerikanischen Patentschrift 5.386.830 beschrieben ist, um die Dopplerfrequenz bei jedem Abtastvolumen zu ermitteln. Der Dopplerprozessor 21 verarbeitet auch die Dopplersignale, um die Dopplerleistung bei jeder Abtastvolumenposition zu schätzen. Der Dopplerprozessor 21 kann die Dopplersignal-Leistungsgröße aus den I/Q-Komponenten jeder Abtastvolumenposition mit Hilfe des Ausdrucks (I2+Q2)^½ schätzen. Da Quadratursignale für die Schätzung der Dopplerleistung nicht erforderlich sind, können als Alternative Schätzwerte der Dopplerleistung nur aus den I-Signalkomponenten ermittelt werden. Aus den Schätzwerten der Dopplerleistung bei jeder Abtastvolumenposition wird, falls gewünscht, mit vorher erfassten Schätzwerten der Leistung für jede Abtastvolumenposition der Mittelwert bestimmt. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird jede Abtastvolumenposition durch eine Anzahl von Impulsen abgefragt, und der Dopplerprozessor 21 nutzt die von allen Abfragen erhaltenen Signale für die Schätzungen der Dopplerleistung an den Abtastvolumenpositionen.
Die Dopplerwerte des Abtastvolumens werden dann einem Gewebebewegungsdiskriminator 22 zugeführt. Der Gewebebewegungsdiskriminator 22 kann einfach als Durchgangsschaltung funktionieren, die die Werte der Dopplerleistung, Geschwindigkeit oder Varianz an einen Bildrasterwandler und Anzeigeprozessor weiterleitet, wo sie räumlich auf eine Reihe von Intensitäten oder Farben abgebildet und in herkömmlicher Weise mit Strukturinformationen vom B-Mode-Prozessor 30 angezeigt werden können. Als Alternative kann der Gewebebewegungsdiskriminator gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung betrieben werden und aus Gewebebewegungen resultierende Dopplersignale identifizieren.
Gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung umfasst das Dopplersystem aus 1 auch eine Dopplerleistungs-Bildgebungsmöglichkeit sowohl für Flüssigkeiten als auch für bewegtes Gewebe. Dopplerwerte von Herzgewebebewegungen und Blut strömung können auf verschiedene Arten voneinander unterschieden werden. In 4 ist eine Kurve 52 dargestellt, die die normalerweise von bewegtem Gewebe erzeugten Dopplerkomponenten auf der Basis von Frequenz und Amplitude zeigt. Eine Kurve 54 zeigt die Dopplerkomponenten, die normalerweise von Blutströmung erzeugt werden. Wie diese beiden Kurven verdeutlichen, haben die Gewebekomponenten normalerweise aufgrund ihrer charakteristischen geringen Bewegungsgeschwindigkeit eine geringe Frequenz und weisen auch normalerweise eine wesentlich größere Amplitude als die Blutströmungskomponenten auf.
Ein Verfahren zum Trennen der Dopplerkomponenten von bewegtem Gewebe von den Komponenten von Blutströmung ist in dem detaillierten Blockschaltbild des Gewebebewegungsdiskriminators in 5a dargestellt, zusammen mit dem Ansprechverhalten in den 6 und 7. In 5a leitet ein Gatter 24 selektiv einen Schätzwert der Dopplerleistung (Amplitude) in Abhängigkeit von dem Ergebnis einer mehrdimensionalen Analyse an den Bildrasterwandler und Anzeigeprozessor weiter, der sowohl die Amplitude (Leistung) als auch die Geschwindigkeit (Frequenz) des Dopplersignals untersucht. Die Amplitudeninformationen des Dopplersignals von einem speziellen Abtastvolumen werden sowohl einem Gatter 24 als auch einem Dynamikbereichsentscheidungsprozessor 26 zugeführt. Der Dynamikbereichsentscheidungsprozessor 26 kann eine Übertragungsfunktion haben, wie sie durch die Kurven in 6 dargestellt ist. Die Kurve 126 ist eine Kurve des Ansprechverhaltens von linearen Segmenten, mit der von dem Dynamikbereichsentscheidungsprozessor 26 ein Ausgangssignal als eine Funktion der Eingangssignalamplitude erzeugt wird. Die alternative Kurve 126' des Ansprechverhaltens ist eine komplexere Kurve mit einer verzögerten, diskontinuierlicheren Kennlinie im Vergleich zur Kurve 126. In beiden Fällen werden Signale mit sehr geringer Amplitude als Rauschen angesehen und erzeugen kein Ausgangssignal, also Signale mit einer geringen Amplitude bis ca. 40 dB oder mehr im Fall der Kurve 126'. Der letztgenannte Bereich ist der Amplitudenbereich, der bei Blutströmungssignalen erwartet werden kann. Signale mit einer Amplitude über ca. 40 dB werden als Ergebnis von Gewebebewegungen angesehen. Die Kurven zeigen zwischen 40 dB und 70 dB einen Übergang, und darüber können Signale mit erheblicher Sicherheit als Ergebnis von Gewebebewegungen behandelt werden. Somit erzeugt der Dynamikbereichsentscheidungsprozessor 26 ein Ausgangssignal, das der Kurve 126 oder 126' als eine Funktion der Amplitude des zugeführten Dopplersignals folgt. Das Ausgangssignal des Dyna mikbereichsentscheidungsprozessors 26 wird einer Summier- und Vergleichsschaltung 25 in 5a zugeführt.
Gleichzeitig wird der Schätzwert der Dopplergeschwindigkeit für dasselbe Abtastvolumen einem Geschwindigkeitsentscheidungsprozessor 28 zugeführt. Der Geschwindigkeitsentscheidungsprozessor 28 reagiert auf den Geschwindigkeitswert, indem er ein Ausgangssignal erzeugt, das einer der Übertragungsfunktionskurven 128 oder 128' aus 7 folgt. Wie es die Kurven 128 und 128' zeigen, können Signale mit einer Geschwindigkeit (oder entsprechenden Frequenz) von null bis zehn Zentimeter pro Sekunde entweder aus Gewebebewegungen oder Blutströmung resultieren. Dopplergeschwindigkeiten über der Geschwindigkeit von ca. 20 cm/s resultieren höchstwahrscheinlich von Blutströmung, da Gewebe im Allgemeinen nicht diese höheren Geschwindigkeiten aufweist. Somit zeigen die Kurven 128 und 128' einen Übergang zwischen 10 und 20 cm/s, bis sie einen Ausgangspegel von Null erreichen. Der Geschwindigkeitsentscheidungsprozessor 28 erzeugt also ein Ausgangsignal, das als Funktion der Geschwindigkeit des zugeführten Dopplersignals der Kurve 128 oder 128' folgt. Das Ausgangssignal des Geschwindigkeitsentscheidungsprozessors 28 wird ebenso der Summier- und Vergleichsschaltung 25 zugeführt.
Die beiden Ausgangssignale der Entscheidungsprozessoren werden von der Summier- und Vergleichsschaltung 25 summiert, und die Summe wird mit einem Schwellenwert verglichen, den der Benutzer einstellen kann. Dieser Schwellenwert wird der Summier- und Vergleichsschaltung 25 zugeführt, wie es durch die Linie „eingestellter Schwellenwert" dargestellt ist. Befinden sich beide Entscheidungssignale auf dem hohen Pegel, wurde von den beiden Prozessoren entschieden, dass das Dopplersignal das Ergebnis von bewegtem Gewebe ist, und das Power-Doppler-Signal wird zum Bildrasterwandler und Anzeigeprozessor 34 durchgelassen. Befinden sich beide Entscheidungssignale auf dem niedrigen Pegel, wurde von den beiden Prozessoren entschieden, dass das Dopplersignal das Ergebnis von Blutströmung ist, und es wird kein Signal zum Bildrasterwandler und Anzeigeprozessor 34 durchgelassen. Bei Signalen in den Übergangsbereichen zwischen hohem und niedrigem Pegel der Ausgangssignale der Entscheidungsschaltung liegen die kombinierten Entscheidungssignale entweder über oder unter dem vom Benutzer eingestellten Schwellenwert. Somit kann der Benutzer durch die Einstellung des Schwellenwertes die Entscheidung beeinflussen, ob die Dopplersignale mit diesen Übergangsmerkmalen aus Blutströmung oder aus bewegtem Gewebe resultieren. Dieser mehrdimensionale Prozess der Analyse von Signalen sowohl hinsichtlich ihrer Amplitude als auch ihrer Frequenz er möglicht eine bessere Unterscheidung zwischen Dopplersignalen von Blutströmung und denjenigen von bewegtem Gewebe.
Ein alternatives System für die Unterscheidung von Dopplersignalen, die aus Gewebebewegungen resultieren, ist in 5b dargestellt. Dieses alternative System funktioniert so, dass es Schätzwerte von Doppleramplituden mit Koeffizienten gewichtet, die von dem Dynamikbereichs- und dem Geschwindigkeitsentscheidungsprozessor bestimmt werden. In 5b werden die Schätzwerte der Doppleramplitude dem Dynamikbereichsentscheidungsprozessor 26 zugeführt, der einen Koeffizienten C_DR zwischen Null und Eins (wobei „Eins" den 100%-Pegel in 6 darstellt) gemäß der Übertragungskennlinie des Prozessors erzeugt. Der Doppleramplitudenwert wird dann von einer Multipliziereinheit 27 mit dem Koeffizienten C_DR multipliziert. Der Schätzwert der Dopplergeschwindigkeit für dasselbe Abtastvolumen wird dem Geschwindigkeitsentscheidungsprozessor 28 zugeführt, der auf ähnliche Weise einen Koeffizienten C_V zwischen Null und Eins (wobei „Eins" den 100%-Pegel in 7 darstellt) gemäß der Übertragungskennlinie des Geschwindigkeitsentscheidungsprozessors erzeugt. Der gewichtete Wert, der sich aus dem Produkt des Doppleramplitudenwertes und des Koeffizienten C_DR ergibt, wird von einer Multipliziereinheit 29 mit dem zweiten Koeffizienten C_V multipliziert, wodurch ein Endwert der Doppleramplitude erzeugt wird, der mit den Koeffizienten von beiden Prozessoren gewichtet ist. Dieser identifizierte Wert der Gewebebewegung wird dem Bildrasterwandler aus 1 zugeführt.
Die Schätzwerte der Dopplerleistung, die durch einen der oben genannten Prozesse als von bewegtem Gewebe resultierend identifiziert wurden, werden zusammen mit ihren räumlichen Koordinaten an den Bildrasterwandler und Anzeigeprozessor 34 weitergeleitet, der die Anzeigewerte der Dopplerleistung in dem gewünschten Bildformat räumlich anordnet, z. B. in Sektoren oder rechteckig. Die resultierenden Bilder können sofort in einer Echtzeit-Bildfolge auf einem Bildschirm 40 angezeigt oder als getrennte planare Bilder in einem Bildfolgespeicher 36 gespeichert werden. Die zweidimensionalen Dopplerleistungs-Gewebebilder können von dem Bildfolgespeicher 36 zur dreidimensionalen Verarbeitung, wie sie unten erläutert wird, wieder aufgerufen werden.
Die Bedienung des Systems aus 1 durch den Benutzer erfolgt durch verschiedene Benutzerbedienelemente, die mit der zentralen Steuereinheit 50 verbunden sind, welche es dem Benutzer ermöglicht, Folgendes auszuwählen: die Art der durchzuführenden Bildgebung, d.h. B-Mode-, Farbgeschwindigkeits-Doppler- oder Power-Doppler- Bildgebung; die Schwellenwertpegel, mit denen die Ergebnisse des Entscheidungsprozessors verglichen werden; und beispielsweise Bilder in dem Bildfolgespeicher 36 für die dreidimensionale Anzeige zu speichern und aus diesem abzurufen.
8 zeigt ein Verfahren zur Bildung von dreidimensionalen Power-Doppler-Bildern des Herzens gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung. Es ist ein Umriss des Herzens 70 dargestellt, der einen gestrichelten Umriss 72 der linken Herzkammer enthält, die in diesem Beispiel abzubilden ist.
Die Ultraschallsonde 10 wird über die Brust über dem Herzen bewegt und erfasst eine Anzahl von Bildebenen, die in 2 hochkant von der Rückseite des Herzens dargestellt und aus Gründen, die weiter unten erläutert werden, von 0% bis 100% gekennzeichnet sind. Während die Sonde 10 in dem Beispiel aus 2 langsam von links nach rechts bewegt wird, wird der Wandler 12 jedes Mal aktiviert, wenn sich das Herz in einer der gewünschten Phasen (beispielsweise P₁, P₂ oder P₃) seines Schlagzyklus befindet, wie sie von den Herztriggerimpulsen ermittelt werden, die dem Sender/Empfänger 14 zugeführt werden. Die Sonde kann freihand, wie in der US-amerikanischen Patentschrift 5.474.073 beschrieben, oder durch eine dreidimensionale Abtasteinrichtung bewegt werden, wie sie in der US-amerikanischen Patentschrift 5.487.388 beschrieben ist. Der Abstand zwischen den Bildebenen kann geschätzt werden, wie es in der US-amerikanischen Patentschrift 5.474.073 beschrieben ist, oder die entsprechenden planaren Positionen können gemessen und aufgezeichnet werden, indem die Abtasteinrichtung oder eine in der Sonde enthaltene Vorrichtung verwendet wird, wie es in der US-amerikanischen Patentschrift 5.353.354 oder der US-amerikanischen Patentschrift 5.127.409 beschrieben ist. Am Ende der Abtastung ist eine Folge von räumlich getrennten planaren Dopplerleistungsbildern von bewegtem Gewebe für jede angegebene Phase des Herzzyklus erfasst worden.
Nachdem diese Folge (oder Folgen) von Dopplerleistungsbildern der linken Herzkammer erfasst wurde(n), wird jede Folge in dem Bildfolgespeicher 36 gespeichert. Die Folge wird dann zu einer dreidimensionalen Anzeige verarbeitet, wie es in dem Ablaufplan aus 9 dargestellt ist. In Schritt 88 wählt der Benutzer die Herzphase aus, für die eine dreidimensionale Anzeige gewünscht wird, indem er beispielsweise einen der in 2 dargestellten P-Marker verwendet. Die Folge von in dieser Phase des Herzzyklus erfassten Bildern wird dann für eine dreidimensionale Anzeige verarbeitet. In Schritt 82 fließen in den Prozess Verarbeitungsparameter ein, die von den Benutzerbedienelementen geliefert werden. Ein Parameter ist der Bereich der Sichtwinkel θ_l–θ_M, über den die dreidi mensionale Darstellung zu betrachten ist. Der andere Parameter ist der Sprung Δθ zwischen den Sichtwinkeln in dem Bereich. Der Benutzer kann beispielsweise einen Bereich von Sichtwinkeln von +60° bis –60° in Bezug auf eine Betrachtungslinie in einer Ebene, die senkrecht zur Ebene des ersten Bildes in der Folge steht, und einen Sprung von 1° eingeben, wenn sich der Sichtwinkel ändert. Aus diesen Eingaben wird in Schritt 82 die Anzahl der erforderlichen dreidimensionalen Projektionen berechnet. Es werden beispielsweise 121 Projektionen benötigt, um einen Bereichsumfang von 120" in Sprüngen von 1° anzuzeigen.
Der Prozess beginnt jetzt damit, die erforderliche Folge von 121 Dopplerleistungsbildprojektionen zu bilden. In Schritt 84 werden die planaren Dopplerleistungsbilder der ausgewählten Herzphase wieder aus dem Bildfolgespeicher aufgerufen, um der Reihe nach vom Bildrasterwandler und Anzeigeprozessor 34 verarbeitet zu werden. In Schritt 86 wird jedes planare Bild in einen der Sichtwinkel θ_n gedreht und dann zurück in die Betrachtungsebene projiziert. Die Pixel der projizierten planaren Bilder können, falls gewünscht, an diesem Punkt im Prozess auf der Basis einer maximalen Intensität akkumuliert werden. Jedes projizierte planare Bild überlagert die vorher gesammelten projizierten Bilder, jedoch in einer transponierten Position in der Bildebene, die eine Funktion des Sichtwinkels und des Abstands zwischen den Ebenen ist: je größer der Sichtwinkel, umso größer die Transpositionsverlagerung von einem Bild zum nächsten. Die aus den gesammelten Bildern gewählten Anzeigepixel sind die Dopplerleistungspixel, die an jedem Punkt in den Bildebenen von allen an jedem Punkt in dem Bild gesammelten überlagerten Pixeln ermittelt wurden. Dadurch ist die linke Herzkammer in einer Dopplerleistungsdarstellung, wie sie vom Betrachter gesehen wird, in der Tat auf jeder Betrachtungslinie zwischen dem Betrachter und dem dreidimensionalen Bild zu sehen. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel kann die Neuanordnung von Bildpunkten nach der Rotation um die Y-Achse, der Projektion und der Transposition folgendermaßen ausgedrückt werden:
und die Neuanordnung von Bildpunkten nach der Rotation um die X-Achse, der Projektion und der Transposition kann folgendermaßen ausgedrückt werden:
wobei θ der Rotationswinkel, (x, y, z) die Koordinaten eines neu anzuordnenden Punktes und (x',y') die Koordinaten eines Punktes in der Betrachtungsebene nach der Neuanordnung sind.
Nachdem alle planaren Bilder gedreht, projiziert, transponiert und überlagert und die maximalen Intensitäten bei jedem Pixel gewählt wurden, wird in Schritt 90 das resultierende dreidimensionale Bild für den Sichtwinkel θ_n im Bildfolgespeicher 36 als einfarbiges Bild mit modulierter Helligkeit in einer dreidimensionalen Bildfolge gespeichert. In Schritt 92 kehrt der Prozess zu Schritt 84 zurück und durchläuft dann weiter die Schritte 84 – 92, bis die vollständige dreidimensionale Bildfolge im Speicher gespeichert ist.
Die gespeicherte dreidimensionale Folge kann nun in Schritt 96 auf Befehl des Benutzers wieder aufgerufen und angezeigt werden. Da die Folge in Echtzeit aufgerufen und angezeigt wird, sieht der Benutzer eine dreidimensionale Dopplerleistungsdarstellung der Herzwand, wie sie in einer ausgewählten Phase des Herzzyklus erscheint. Der volumetrische Bereich wird dreidimensional betrachtet, als ob sich der Benutzer um das Herz bewegt und die Herzkammer aus verschiedenen Sichtwinkeln betrachtet. Der Benutzer hat den Eindruck, dass er sich in einem Bereich von Sichtwinkeln θ_l–θ_M um die linke Herzkammer bewegt. Der Betrachter kann die Folge vorwärts und rückwärts abtasten, so dass der Eindruck einer Bewegung auf einem halbkreisförmigen Pfad um die linke Herzkammer in zwei Richtungen entsteht.
Da der Kliniker im Allgemeinen daran interessiert ist, die innere Wand der Herzkammern und nicht ihre äußeren Abmessungen zu untersuchen, kann es wünschenswert sein, eine Kammer des Herzens in einem dreidimensionalen Querschnitt zu betrachten. Es kann beispielsweise die linke Seite der linken Herzkammer verarbeitet und angezeigt werden, indem die planaren Bilder von 0% bis 50% in 8 verwendet werden. 10a zeigt einen Blick in die linke Seite der linken Herzkammer, wenn das Herz fast vollständig entspannt ist, wie dies in der Phase P₂ der Fall sein kann, in der die dem Betrachter am nächsten liegende Querschnittsebene die 50%-Ebene aus 8 ist. Nahe der Spitzensystole, wenn das Herz zusammengezogen ist, wie dies in der Phase P₃ der Fall sein kann, erscheint die gleiche Ansicht wie in 11a dargestellt. Diese Ansichten und die gedrehten Ansichten des gleichen Abschnitts der linken Herzkammer, wie sie in den 10b und 11b dargestellt sind, erhält man, indem nur ein bestimmter Bereich von planaren Teilbildern für die dreidimensionale Verarbeitung in Schritt 88 ausgewählt wird. Dadurch kann der Kliniker das Endokard untersuchen, indem er erst ein dreidimensionales Bild der einen Hälfte der Herzkammer (die Ebenen von 0% bis 50%) erzeugt, dann dreht und untersucht, und anschließend den Prozess für die andere Hälfte der Herzkammer (die Ebenen von 50% bis 100%) wiederholt.
Für eine vollständige dreidimensionale Echtzeitanzeige wird eine Anzahl von Schleifen von dreidimensionalen Bildern verarbeitet und in einem θ_n-Schleifenspeicher 96 gespeichert, dann wieder aufgerufen und jedes Mal angezeigt, wenn ein anderer Sichtwinkel θ ausgewählt wird. Jede Schleife ist eine Folge von dreidimensionalen Bildern aus einem bestimmten Sichtwinkel θ, die zeitlich in nahe beieinander liegenden Herzphasen aufeinander folgen und die Bewegung des Herzens in drei Dimensionen in Echtzeit über einen Teil des Herzzyklus oder einen ganzen Herzzyklus zeigen. Jedes Mal, wenn der Benutzer einen anderen Sichtwinkel θ auswählt, wird die Schleife für diesen Sichtwinkel ausgewählt und angezeigt. Damit ein glatter Übergang entsteht, wird bei dem Wechsel von einem Sichtwinkel zum nächsten die erste Schleife in einer gegebenen zeitlichen Phase gestoppt und die folgende Schleife beginnt dann in der gleichen zeitlichen Phase, in der die erste Schleife unterbrochen wurde. Dadurch kann der Benutzer das schlagende Herz von einem Sichtwinkel aus betrachten und dann den Sichtwinkel ändern, um das schlagende Herz von einem anderen Sichtwinkel aus zu betrachten. Durch eine kontinuierliche Änderung des Sichtwinkels wird dem Kliniker eine Darstellung des schlagenden Herzens sowohl aus räumlichen als auch aus zeitlichen Perspektiven geboten, und er kann die Dynamik des bewegten Herzens vollständig untersuchen.
Es ist zu beachten, dass die Ergebnisse der Übergangsfunktionen aus den 6 und 7, die zur Identifizierung der Power-Doppler-Signale von bewegtem Gewebe verwendet werden, invertiert und einer Torschaltung zugeführt werden können, die nur Power-Doppler-Signale von Blutströmung durchlässt. Somit können der Bildrasterwandler und Anzeigeprozessor 34 und der Bildfolgespeicher 36 gleichzeitig getrennte, räumlich diskrete Power-Doppler-Bilder sowohl von der Blutströmung als auch von dem Gewebe erfassen und speichern. Diese Bilderfolgen können beide dreidimensional verarbeitet werden, wie es oben beschrieben wurde, um dreidimensionale Bilder sowohl des Herzens als auch seiner Blutverteilung zu schaffen. Die beiden Bilder können getrennt farbcodiert und zusammen betrachtet werden, so dass der Benutzer sowohl die Herzkammer als auch die interne Blutverteilung in zwei Farben und drei Dimensionen betrachten kann. Das bewegte Gewebe des Herzmuskels kann beispielsweise in Blau und die Blutverteilung in Rot abge bildet werden. Es ist natürlich möglich, eine der Farbabbildungen zu blockieren und entweder die Blutverteilung oder die Herzwand alleine in drei Dimensionen zu betrachten.

Es ist auch zu beachten, dass die idealisierten Kurven aus den 6 und 7 anders verlaufen können, als sie in den Zeichnungen dargestellt sind. Die Kurven und somit das Ansprechverhalten der Entscheidungsprozessoren können verändert werden, so dass sie gekrümmtere oder komplexere Formen als die dargestellten linearen Segmente annehmen. Text in der Zeichnung Figur 1

T/R (transmitter/receiver)	S/E (Sender/Empfänger)
Heart trigger	Herztrigger
Beamformer	Strahlbündler
I,Q demodulator	I/Q-Demodulator
Wall filter	Wandfilter
B mode processor	B-Mode-Prozessor
Doppler processor	Dopplerprozessor
Ampl.	Ampl.
Velo.	Geschw.
Var.	Var.
Tissue motion discriminator	Gewebebewegungsdiskriminator
Central controller	zentrale Steuereinheit
Image sequence memory	Bildfolgespeicher
Scan conv. & display processor	Bildrasterwandler & Anzeigeprozessor
Display	Bildschirm

Figur 3

Response	Ansprechen
Doppler shift	Dopplerverschiebung
PRF	Impulsfolgefrequenz

Figur 4

Th	Schwellenwert (threshold)
Tissue	Gewebe
Blood	Blut

Figur 5a + b

Dynamic range decision processor	Dynamikbereichsentscheidungsprozessor
Ampl. Est.	Amplitudenschätzwert
Gate	Gatter

Threshold set	eingestellter Schwellenwert
To scan conv.	Zum Bildrasterwandler
Sum & compare	Summier- und Vergleichsschaltung
Velo. Est.	Geschwindigkeitsschätzwert
Velocity decision processor	Geschwindigkeitsentscheidungsprozessor

Figur 6

Output	Ausgangssignal
Noise	Rauschen
Dynamic range	Dynamikbereich
Input	Eingangssignal
Blood flow	Blutströmung

Figur 7

Amplitude	Amplitude
Velocity	Geschwindigkeit
Tissue	Gewebe
Blood flow	Blutströmung

Figur 9

Store dp image sequences	Speichern von Dopplerleistungsbildfolgen
Sequence select	Auswählen der Folge
P_n select	Auswählen von P_n
% range select	Auswählen des Bereichs in %
compute number of projections N	Berechnen der Anzahl N von Projektionen
range θ, -θ_M	Bereich θ, -θ_M
increments Δθ	Sprünge Δθ
recall dp image sequence	Aufrufen der Dopplerleistungsbildfolge
project dp images at θ_n	Projizieren von Dopplerleistungsbildern bei θ_n
store 3D θ_n projection	Speichern von 3D- θ_n Projektion
full range?	Ganzer Bereich?
No	nein
Yes	ja

Recall & display 3D sequence	Aufrufen und Anzeigen der 3D-Folge
Display command	Anzeigebefehl
Display	Anzeigen
θ_n loop store	θ_n-Schleifenspeicher
θ change	geänderter θ

Claims

Verfahren zum Erstellen dreidimensionaler Ultraschallbilder von einem sich bewegenden Organ oder Gewebe innerhalb des Körpers, das folgende Schritte umfasst: Senden von Ultraschallwellen über einen volumetrischen Bereich des Inneren des Körpers, der ein Organ oder Gewebe enthält, das abzubilden ist; Empfangen von Ultraschall-Dopplerinformationssignalen von räumlichen Positionen innerhalb des genannten Organs oder Gewebes; Verarbeiten der genannten Ultraschall-Dopplerinformationssignale zum Bestimmen der von den genannten Positionen innerhalb des genannten Organs oder Gewebes, an denen sich Gewebe bewegt, empfangenen Dopplerleistungsintensität; und Anzeigen der von der genannten Organ- oder Gewebebewegung empfangenen Dopplerleistungsintensität auf räumlicher Basis in einer dreidimensionalen Darstellung.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt des Empfangens das Empfangen von Ultraschall-Dopplerinformationssignalen zu einem vorher festgelegten Zeitpunkt der zyklischen Bewegung des genannten Organs oder Gewebes umfasst.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Schritt des Anzeigens eine dreidimensionale Darstellung der genannten Organ- oder Gewebebewegung umfasst, die die Ausrichtung der genannten Organ- oder Gewebebewegung zu dem genannten vorher festgelegten Zeitpunkt der zyklischen Bewegung des genannten Organs oder Gewebes darstellt.
Verfahren zum Erzeugen von Ultraschallbildern eines bewegten Organs oder Gewebes innerhalb des Körpers, das folgende Schritte umfasst: Senden von Ultraschallwellen über einen volumetrischen Bereich des Inneren des Körpers, der ein Organ oder Gewebe enthält, das abzubilden ist; Empfangen von Ultraschall-Dopplerinformationssignalen von räumlichen Positionen innerhalb des genannten Organs oder Gewebes; Verarbeiten der genannten Ultraschall-Dopplerinformationssignale mit einem mehrdimensionalen Prozess zur Bestimmung der von den genannten Positionen in dem genannten Organ oder Gewebe, an denen sich Gewebe bewegt, empfangenen Dopplerleistungsintensität; und Anzeigen der von der genannten Organ- oder Gewebebewegung empfangenen Dopplerleistungsintensität auf räumlicher Basis.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Schritt des Verarbeitens die Verarbeitung der genannten Ultraschall-Dopplerinformationen durch Berücksichtigung von Dopplerleistung und Geschwindigkeit umfasst, um die von den genannten Position innerhalb des genannten Organs oder Gewebes, an denen sich Gewebe bewegt, empfangene Dopplerleistungsintensität zu bestimmen.
Ultraschallbildgebungssystem zum Erzeugen von Ultraschallbildern von einem sich bewegenden Organ oder Gewebe innerhalb des Körpers, das Folgendes umfasst: einen Multielement-Ultraschallwandler (12), der Ultraschallsignale von dem genannten Organ oder Gewebe empfängt; einen Strahlbündler (16), der mit dem genannten Wandler (12) verbunden ist, zum Verarbeiten der genannten Ultraschallsignale, um Strahlenbündel mit Ultraschallinformationen zu erzeugen; einen Dopplerprozessor (21), der auf die genannten Ultraschallinformationen reagiert, indem er Dopplerleistungssignale erzeugt, die räumlichen Positionen innerhalb des genannten Organs oder Gewebes entsprechen; einen mehrdimensionalen Prozessor (26, 28), der auf die genannten Dopplerleistungssignale reagiert, um Dopplerleistungssignale, die bewegtem Gewebe entsprechen, von Dopplerleistungssignalen zu unterscheiden, die der Strömung von Flüssigkeiten entsprechen; und eine Anzeige (40) zum Anzeigen von Dopplerleistungsinformationen, die bewegtem Gewebe entsprechen, auf räumlicher Basis.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 6, wobei der genannte mehrdimensionale Prozessor Folgendes umfasst: einen ersten Diskriminator (26), der auf die genannten Dopplerleistungssignale reagiert, indem er die genannten Dopplerleistungssignale als eine Funktion der Signalamplitude unterscheidet; einen zweiten Diskriminator (28), der auf die genannten Dopplerleistungssignale reagiert, indem er die genannten Dopplerleistungssignale als eine Funktion der Frequenz unterscheidet; und eine Entscheidungsschaltung (25), die auf den genannten ersten und zweiten Diskriminator so reagiert, dass sie Dopplerleistungssignale identifiziert, die Gewebebewegung entsprechen.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 7, das ferner einen benutzergesteuerten Schwellenwert umfasst, der dem genannten mehrdimensionalen Prozessor (26, 28) zugeführt wird, um die Identifizierung von Dopplerleistungssignalen, die Gewebebewegung entsprechen, zu beeinflussen.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 8, wobei der genannte benutzergesteuerte Schwellenwert einem ersten (26) und einem zweiten (28) Diskriminator zugeführt wird.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 9, wobei der genannte benutzergesteuerte Schwellenwert einen Amplitudenschwellenwert umfasst, der dem genannten ersten Diskriminator zugeführt wird, und einen Frequenzschwellenwert umfasst, der dem genannten zweiten Diskriminator zugeführt wird.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 8, wobei die genannte Entscheidungsschaltung (25) eine Torschaltung umfasst, die auf die genannten Diskriminatoren so reagiert, dass sie Dopplerleistungssignale, die als Gewebebewegung entsprechend identifiziert wurden, durchlässt.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 10, wobei die genannte Entscheidungsschaltung (25) eine Torschaltung umfasst, die auf die genannten Diskriminatoren so reagiert, dass sie Dopplerleistungssignale, die als Gewebebewegung entsprechend identifiziert wurden, durchlässt.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 6, das ferner einen Bildprozessor (34) umfasst, der auf Dopplerleistungssignale, die bewegtem Gewebe entsprechen und der genannten Anzeige (40) zugeführt werden, so reagiert, dass er Dopplerleistungssignale, die Gewebebewegung entsprechen, für die Anzeige auf räumlicher Basis in einer dreidimensionalen Darstellung verarbeitet.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 6, wobei der genannte mehrdimensionale Prozessor (26, 28) ferner Mittel zum Gewichten der genannten Dopplerleistungssignale als Funktion ihrer Amplitude und Frequenz umfasst.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 7, wobei der genannte erste Diskriminator (26) ferner Mittel zum Gewichten der genannten Dopplerleistungssignale als Funktion der Signalamplitude umfasst, und wobei der genannte zweite Diskriminator (28) ferner Mittel zum Gewichten der genannten Dopplerleistungssignale als Funktion der Frequenz umfasst.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 15, wobei der genannte erste Diskriminator (26) ferner Mittel zum Erzeugen eines ersten Gewichtungskoeffizienten umfasst, der eine Funktion der Amplitude der Dopplerleistungssignale ist, und wobei der genannte zweite Diskriminator (28) ferner Mittel zum Erzeugen eines zweiten Gewichtungskoeffizienten umfasst, der eine Funktion der Dopplerleistungssignalfrequenz ist, wobei die genannten angezeigten Dopplerleistungsinformationen eine Funktion des genannten ersten und des genannten zweiten Gewichtungskoeffizienten sind.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 6, das ferner Mittel zum Verarbeiten von Dopplerleistungssignalen umfasst, die bewegtem Gewebe entsprechen, um sie in einer ersten Farbe oder Farbpalette anzuzeigen, und Mittel zum Verarbeiten von Dopplerleistungssignalen umfasst, die Flüssigkeiten entsprechen, um sie in einer zweiten Farbe oder Farbpalette anzuzeigen.
Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 17, das ferner Mittel zum Verarbeiten der genannten farbigen Dopplerleistungssignale von bewegtem Gewebe und von Flüssigkeiten zur Anzeige auf räumlicher Basis in einer dreidimensionalen Darstellung umfasst.