DE69732511T2

DE69732511T2 - Verarbeitungsverfahren für Signale von Objekten mit sich bewegenden Teilen und Echographie-Vorrichtung dafür

Info

Publication number: DE69732511T2
Application number: DE69732511T
Authority: DE
Inventors: Odile Bonnefous
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1996-10-29
Filing date: 1997-10-14
Publication date: 2006-01-12
Anticipated expiration: 2017-10-15
Also published as: DE69732511D1; EP0840139A1; JPH10127638A; US5938606A; EP0840139B1

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verarbeitung von Signalen mit Schritten zur:

– Erfassung (20) von Dateneinheiten ausgehend von einer Serie von Echographiesignalen in Bezug auf ein Organ mit Teilen seiner Wand in Bewegung, wobei diese Einheiten periodisch über einen vorbestimmten Zeitbereich erfasst werden; und
– Konstruktion (30, 100) auf der Basis dieser Dateneinheiten von Intensitätsbildsequenzen.

Die Erfindung betrifft auch eine Echographievorrichtung zur Umsetzung dieses Verfahrens.
Die Erfindung kommt in der Industrie für medizinische Echographiebildgebung zum Einsatz.
Der Bereich der Erfindung ist der von Werkzeugen für die Diagnostikhilfe bei der kardiovaskulären Medizin für die nicht invasive Untersuchung von Anomalien der Arterien. Unter den Anomalien sucht der Praktiker besonders, die Stenosen zu analysieren. Ein Kriterium für die Diagnostik einer Stenose ist eine abrupte Verengung des Durchmessers einer Arterie. Ein anderes Kriterium ist die Geschwindigkeit des Blutes am Ausgang der Stenose. Nach Untersuchungen des Verhaltens des Blutes in einer stenosierten Arterie stellt sich heraus, dass es in diesem Sinne nicht dem Durchflussgesetz von Flüssigkeiten von Bernoulli entspricht, dass seine Geschwindigkeit gemäß diesem Gesetz in der Zone nicht zunimmt, in der der Durchmesser der Arterie sich verengt. Im Gegenteil dazu nimmt die Geschwindigkeit des Blutes ab, sobald der Durchmesser der Arterie einen Verengungsgrenzwert erreicht. Daraus folgt, dass sich die Arterie in der zuerst nur verengten Zone nach und nach vollständig verschließt und schließlich ein Thrombosephänomen hervorbringt. Außerdem können in der Innenschicht der Arterienwände auch harte Plaques auftreten. Diese Plaques verursachen Änderungen der Elastizität der Wände und verursachen so starke Spannungen im Innern der Wände, dass die Arterienwand während dem Herzzyklus an der Grenze des Bruchs deformiert wird und Emboli ablösen kann. Es besteht im medizinischen Bereich demnach eine Notwendigkeit, über nicht invasive Mittel zur Untersuchung der Arterien zu verfügen, und insbesondere der geschädigten Arterien, um eine Erklärung für dieses Verhalten zu suchen.
Ein Verfahren zur Verarbeitung von Echographiesignalen und eine Vorrichtung zur Umsetzung dieses Verfahrens sind bereits aus dem Patent US 4,630,612 (UCHI-DA et al.) bekannt. Dieses Dokument beschreibt ein auf Intensitätsbilder eines Blutgefäßes, welche das Gefäß im Querschnitt darstellen, angewandtes Verfahren. Dieses Verfahren enthält Schritte zur Bestimmung des Durchmessers des Gefäßes auf einer Echographielinie, welche durch die Mitte des Gefäßes im Querschnitt verläuft. Die Intensitätsbilder sind insbesondere mit einer graphischen Linie mit der Bezeichnung Cursor versehen, welche die diametrale Echographielinie materialisiert, und mit Bezugspunkten, die am Schnittpunkt dieser diametralen Linie und der Innenwände des Gefäßes positioniert sind. Dieses Verfahren enthält auch Schritte für ein Tracking der diametralen Punkte zum neu Positionieren der Bezugspunkte eines Intensitätsbildes mit einem anderen Intensitätsbild einer anderen Bildsequenz.
Eine Methode für die Bildverarbeitung zur Bestimmung der Ränder eines Organs ist bereits aus dem Patent US 5.360.006 bekannt. Dieses Dokument betrifft eine Methode zur Erzeugung der Ränder eines grundlegend kreisförmigen Organs und zur Bestimmung der Mitte des Kreises. Für diesen Zweck wird ein elliptisches Modell aufgebaut und dann zur Filterung eines Ultraschallbildes verwendet. Dieses Modell ist im Mittelpunkt des im voraus bestimmten Kreises zentriert. Dieses Modell wird dann an zwei aufeinander folgendenden Bildern zur Bestimmung der entsprechenden Histogramme verwendet. Die Histogramme werden dann zur Ableitung der Änderungen der Position der runden Ränder des untersuchten Organs verwendet.
Ein Verfahren zur Verarbeitung von Echographiesignalen und eine Vorrichtung zur Umsetzung dieses Verfahrens sind bereits aus der europäischen Patentanmeldung, am 25.03.94 vorrangig unter der Nummer EP 0674185 (BONNEFOUS) veröffentlicht, bekannt. Das bekannte Verfahren umfasst die Erfassung von Daten am Ausgang eines Echographiesystems in der Form von aus einer Sonde kommenden akustischen Hochfrequenzsignalen, den Aufbau eines aus Pixellinien entsprechend den Sendelinien der Sonde gebildeten Echographiebilds und die Anwendung einer temporalen Korrelationsoperation auf die Signale für den Erhalt der Versetzungsgeschwindigkeiten der Strukturen im Echographiebild.
Das vorgeschlagene Verfahren enthält insbesondere einen Schritt zur Identifizierung der Position einer Arterie im Schnitt, einen Schritt zur Berechnung der radialen Geschwindigkeit der Arterienwände entlang der Sendelinien der beim Bildaufbau verwendeten Echographiesonde, einen Schritt zur Berechnung der Amplitude der jeder Arterienwand eigenen Bewegungen entlang der Sendelinien und einen Schritt zur Berechnung der Dilatation der Arterie entlang der Sendelinien.
Ein technisches Problem liegt der Tatsache zu Grunde, dass die Verwertung dieser Daten nicht einfach ist, so dass der Praktiker, der das Echographiebild als Werkzeug für die Diagnostikhilfe verwendet, nur schwer direkten Nutzen daraus ziehen kann.
Dieses Problem wird mittels eines Verfahrens nach Anspruch 1 gelöst. Dieses Verfahren weist den Vorteil auf, die Daten für den Praktiker leicht zugänglich, verständlich und verwertbar zu machen.
Ein Ultraschall-Echographiegerät mit einer Vorrichtung für die Diagnostikhilfe nach Anspruch 7 ermöglicht die Umsetzung dieses Verfahrens. Dieses Gerät weist den Vorteil auf, eine Hilfe für die Diagnostik von Anomalien der Arterienwände zu bieten, indem es ein Werkzeug zur Anzeige der Funktionsweise einer Arterie in der Nähe einer verdächtigen Zone während einem Herzzyklus bereitstellt. Die Erfindung wird in verschiedenen Ausführungsformen in Bezug auf die beigefügten schematischen Figuren beschrieben, deren Liste folgt:
1 zeigt in der Form von Funktionsblöcken eine Vorrichtung zur Bestimmung von graphischen Daten in Verbindung mit einem Echographiegerät;
2 zeigt ein Histogramm Hm des Echographiebilds in Graustufen G;
3A bis 3C zeigt eine Methode zur Binärisierung des Echographiebilds;
4A bis 4C zeigt eine Methode für den Aufbau von einem Echographiebild aus Graustufen überlagerten Graphiklinien;
5 zeigt eine Kurve der parietalen Versetzungen D(n) einer Arterie unter Berücksichtigung der Zeitpunkte n.
In Bezug auf 1 ist ein Ultraschall-Echographiegerät 1 mit einer Vorrichtung für die Diagnostikhilfe 100 ausgestattet. Diese Kompositvorrichtung 1,100 bildet ein System für den Aufbau und die Anzeige einer Bildsequenz, in der die Graphiken Standard-Echographiebildern überlagert sind. Diese Graphiken stellen schematisch einen mobilen Teil eines auf den Bildern der Sequenz vorhandenen Organs dar und sind angeordnet, um die Entwicklung der Bewegung des Organteils mit einer verstärkten Amplitude über einen vorbestimmten Zeitbereich zu reproduzieren.
Diese Kompositvorrichtung 1,100 wird in einer spezifischen Anwendung für die Hilfe der Diagnostik von Läsionen an Arterienwänden beschrieben.
In Bezug auf 1 und 4A verwendet ein Echographiegerät 1 für seine Funktionsweise eine mit dem beobachteten Medium in Kontakt befindliche Sonde 10. Diese Sonde 10 sendet in periodischen Sendungen Ultraschallsignale in das zu analysierende Medium in eine Richtung mit der Bezeichnung OZ und erhält aus derselben Richtung OZ die von den in dem Medium begegneten Hindernissen zurückgeworfenen Echos. Bei der in Betracht gezogenen Anwendung setzt sich diese Sonde aus Ultraschall-Transducern zusammen, die entsprechend einem linearen Orientierungssteg mit der Bezeichnung OX montiert sind. Jedem Transducer entspricht Sendelinie.
Im Emissionsschritt wird das Medium entsprechend der Richtung der Sendelinien analysiert. Beim Empfang wird das Bild jeder Sendelinie unter Berücksichtigung der Propagationszeit im Medium und der Amplitude der von den auf der betrachteten Sendelinie begegneten Hindernissen zurückgeworfenen Echos gebildet. Vorzugsweise werden für den Erhalt einer guten Auflösung dieses Bildes die Ultraschallsendungen beim Senden und beim Empfangen fokussiert. Für diesen Zweck wird ein kleines Netzwerk aus angrenzenden Ultraschall-Transducern zum Senden und Empfangen eines Ultraschallstrahls verwendet, den man elektronisch auf einen Punkt fokussiert, der auf der mittleren Sendelinie des kleinen Netzwerks und in einer vorbestimmten Tiefe Z in dem Medium liegt. Ein Intensitätsbild I (X,Z) 21 wird folglich durch Abtastung jeder Sendelinie der Sonde gebildet. Die Operation 20 zur Fokussierung und Abtastung der Sonde 10 liefert folglich akustische Hochfrequenzsignale S (X,Z,n), welche unter Berücksichtigung des Zeitpunkts n mit einer Operation 30 den Aufbau einer Bildsequenz einer Intensität I (X,Z,n) ermöglichen, wobei n die Nummer des Bildes der Sequenz ist. Die Bilder können entweder direkt auf einem Monitor 50 angezeigt oder in einem Bildspeicher mit der Bezeichnung CINE-LOOP 40 abgelegt werden, von wo sie bei Bedarf für eine erneute Anzeige wieder aufgerufen werden können.
In Bezug auf 1 wird eine mit der Operation 20 zur Fokussierung und Abtastung der Sonde bereitgestellte Vorrichtung 100 zur Verarbeitung von Hochfrequenzsignalen mit dem Echographiegerät 1 verbunden, um seine Funktionsweise im Graphikmodus zu ermöglichen. Dieser Graphikmodus ermöglicht die Beobachtung des Verhaltens einer Arterie, und insbesondere der Arterienwände, in jedem Zeitpunkt eines Herzzyklus, wenn sich die Pulswelle im Innern der als Wellenleiter betrachteten Arterie ausbreitet.
Unter der Wirkung der Pulswelle des Blutes in der Arterie während einem Herzzyklus werden die Arterienwände einer periodischen radialen Bewegung ausgesetzt, deren Amplitude und Geschwindigkeit bestimmt werden können. Je nach Zustand der Arterienwände verursachen die von der Pulswelle ausgelösten Druckvariationen entweder eine homogene arterielle Dilatation oder eine parietale Distorsionsbewegung.
Die Vorrichtung 100 zur Verarbeitung von Ultraschallsignalen enthält einen Prozessor, welcher Schritte für den Aufbau einer Bildsequenz verwendet, die Graphiklinien zur Reproduktion der Bewegungen der inneren parietalen Grenzen eines vom Echographiegerät analysierten Arterienabschnitts an jedem abgetasteten Punkt der parietalen Grenzen und in jedem Zeitpunkt n eines Herzzyklus gemäß einem vorbestimmten räumlichen Vergrößerungsmaßstab beinhaltet.
Diese Graphiklinien ermöglichen es, die Diagnostik der parietalen Läsionen auf die Form und die Amplitude der parietalen Versetzungen zu stützen, anstatt die Diagnostik nur auf der Durchflussgeschwindigkeit des Blutes in der Arterie und/oder auf dem durchschnittlichen Durchmesser der Öffnung der Arterie in der geschädigten Region beruhen zu lassen. Die Vorrichtung zur Verarbeitung von Ultraschallsignalen 100 ist ein Werkzeug zur Diagnostikhilfe, welches die Erkennung einer parietalen Arterienläsion und die Bewertung deren Ernstes durch die Untersuchung der Versetzungen der parietalen Grenzen in Bezug auf das Normalmaß ermöglicht. Die Vorrichtung zur Verarbeitung von Ultraschallsignalen 100 verwendet in Verbindung mit dem Echographiegerät 1 Schritte für den Aufbau und die Anzeige einer in den Graustufen oder der Intensität standardmäßigen Echographie-Bildsequenz, versehen mit diesen überlagerten oder verankerten Graphiklinien zur Reproduktion der Positionen der inneren parietalen Grenzen der Arterie in jedem Zeitpunkt n eines Herzzyklus und folglich zur Simulation der Bewegungen dieser während dem Herzzyklus der Pulswelle ausgesetzten parietalen Grenzen auf eine für einen Praktiker leicht verwertbare Weise.
In Bezug auf 4A, die ein schematisiertes standardmäßiges echographisches Intensitätsbild ist, führt die Beobachtung des Verhaltens der Arterienwände zur Untersuchung des Mediums mit der Echographiesonde 10 auf solche Weise, dass die Arterie in der Längsrichtung parallel zu OX abgetastet wird, um mit der möglichen Anzeige der vorhergehenden und nachfolgenden Wände 2a und 2b Intensitätsbilder der Arterie im Läng sschnitt zu erhalten. Die Richtung des Stegs der Transducer wird mit der Richtung OX, und die Richtung der Sendelinien mit der Richtung OZ gezeigt. Folglich wird das Echographiebild entsprechend den Sendelinien der Richtung OZ abgetastet, welche den Kolonnen des Bildes entsprechen.
Das Verhalten der Arterie muss über einen kompletten Herzzyklus beobachtet werden. Folglich muss eine Sequenz einer Anzahl von N Bildern, die mindestens den einem Herzzyklus gleichenden Zeitbereich abdeckt, aufgebaut werden, wobei N eine Anzahl 1 ≤ N darstellt.
Das Verhalten der Arterie muss in Bezug auf die unterschiedlichen Phasen des Herzzyklus beobachtet werden. Folglich muss ein der Bildsequenz und dem Herzzyklus gemeinsamer Zeitpunkt erkannt werden.
Das Verhalten der Arterie muss in Bezug auf eine Norm beobachtet werden. Folglich müssen graphische Geraden spatio-temporaler Referenz REF1, REF2 definiert und in den Bildern der Sequenz verankert werden, wobei n eine Anzahl 1 ≤ n ≤ N darstellt.
Das Verhalten der Arterie muss auf qualitative Weise beobachtet werden. Folglich müssen aus Punkten gebildete Graphiklinien die Versetzungen der Arterienwände zu jeder Sendelinie eines Bildes der Sequenz und außerdem die Versetzungen in jedem Zeitpunkt n des Herzzyklus, d. h. in jedem Bild n der Sequenz geben.
Das Verhalten der Arterie muss auf quantitative Weise beobachtet werden. Folglich müssen die Graphiklinien die Versetzungen in Bezug auf die Referenzgeraden entsprechend einer vorbestimmten räumlichen Stufe geben.
Für den Verlauf dieser Graphiklinien zur Reproduktion der Bewegung des Arterienwände müssen die Geschwindigkeit und die Amplitude der Versetzung der Wände bestimmt werden. Diese Operation wird im Prozessor 100 mit einer temporalen Korrelationsoperation 120 durchgeführt.
In dieser temporalen Korrelationsoperation 120 werden die von den biologischen Strukturen in Bewegung hervorgerufen aufeinander folgenden Ultraschallechos, die im vorhergehenden Fokussierungs- und Abtastschritt 20 erzeugt wurden, mittels ihrer Korrelationsfunktion verglichen. Die Versetzung der biologischen Strukturen von einer Ultraschallsendung zur nächsten wird unter Berücksichtigung der Versetzung der Korrelationsspitze bewertet, die der beim Empfang durch diese Versetzung bewirkten Verspätung entspricht.
Die Korrelationsoperation 120 liefert Geschwindigkeitsmessungen aller abgetasteter Objekte in der Form von zweidimensionalen Geschwindigkeitsbildern V (X,Z,n) mit der Bezeichnung 121, in einem Speicher 122 mit der Bezeichnung MEM1 abgelegt.
Da der Gegenstand der Vorrichtung für Diagnostikhilfe 100 auf der Beobachtung der parietalen Bewegungen gründet wird folglich eine Lokalisation der den parietalen Bewegungen entsprechenden Geschwindigkeiten durchgeführt. Diese Lokalisation wird mit einer Methode 130 zur Bildverarbeitung mit der Bezeichnung NACHVERARBEITUNG durchgeführt, die einen Schritt zur Bestimmung der Lokalisationen der Arterienwände in den entsprechenden Echoamplitudebildern A(X,Z,n) mit der Bezeichnung 111 enthält, bestimmt durch eine Operation 110 zur Messungen der Echoamplituden, und abgelegt in einem Speicher 112 mit der Bezeichnung MEM2, und einen Schritt der Übertragung der Lokalisation der Arterienwände auf die Geschwindigkeitsbilder 121.
Die momentanen durchschnittlichen parietalen räumlichen Geschwindigkeiten werden dann bestimmt und zeitlich integriert, um die entsprechenden parietalen Versetzungen zu liefern.
Die in der Operation 130 zur Simulation der respektive vorhergehenden und nachfolgenden parietalen Versetzungen D1 und D2 konstruierten Graphiklinien werden in einer Operation 140 in jedem Bild der aus dem Speicher CINE-LOOP entnommenen Bildsequenz verankert und dann nach der Verankerung erneut in dem Speicher CINE-LOOP abgelegt.
Es wird speziell eine echographische Konfiguration verwirklicht, um mit dem Bereich der parietalen Versetzungen konform zu gehen. Der untersuchte Arterienabschnitt wird bei 20 so schnell wie möglich zweidimensional abgetastet, und es wird in der Sequenz Bild für Bild die temporale Korrelationsoperation 120 ausgeführt. Die Rücklaufperiode wird gleich der Bildperiode mit der Bezeichnung T_FRAME genommen. Der radiale Geschwindigkeitsbereich V der Arterienwände ist an die Bildperiode T_FRAME, die Ultraschallfrequenz mit der Bezeichnung fo und die Geschwindigkeit C der Propagation des Schalls in dem Medium mit folgender Formel gebunden: V.TFRAME = C/4 fo – 0,75 mmwobei man für C = 1,5 mm/μs und f_o = 5 MHz nimmt.
Die maximale parietale Geschwindigkeit hat eine Größenordnung von 10 mm/s. Daraus resultiert, dass eine Bildperiode eine Größenordnung haben muss von: TFRAME = 7,5 ms.
Diese Bildperiode T_FRAME entspricht einer hohen Produktionsrate von Bildern. Daraus folgt für jedes Bild, dass man nicht für jede Sendelinie des Echographiebilds auf multiple Übertragungen zurückgreift, und dass bei der Übertragung eine einzige Fokussierung verwendet wird. Im Falle der Anwendung der Vorrichtung 1,100 auf die Beobachtung der periphere Vaskularisation oder die Untersuchung der Arteria carotis z. B., wo die Sendetiefe unter 4 cm ist, liegt die Rücklauffrequenz der Übertragung bei ca. 15 kHz. Die Anzahl der Bildsendelinien kann z. B. 68 betragen, mit einem Abtastschritt (Distanz zwischen den Sendelinien) von 0,5 mm; oder aber die Anzahl der Bildsendelinien kann 112 betragen, mit einem Abtastschritt von 0,25 mm. Diese Merkmale ermöglichen die Anzeige eines Arteriensegments von 28 mm. Die Verspätung zwischen den jeder Sendelinie des Bilds entsprechenden Signalen kann durch Erhöhung oder Verringerung der Anzahl an Sendelinien und des Sendelinienschritts angepaßt werden.
In Bezug auf 1a 1 gründet die Korrelationsoperation auf demselben Prinzip wie die in dem erwähnten Patent nach dem Stand der Technik ( EP 0.674.185 – BONNEFOUS) beschriebene Methode. Allerdings wird diese Korrelationsoperation zwischen den Bildern der Bildsequenz ausgeführt, was es erforderlich macht, am Eingang des die Korrelationsoperation ausführenden Moduls über einen recht ansehnlichen Speicher 119 MEM3 zu verfügen. Dieser Speicher muss die zwischen zwei korrelierten Signalen notwendige Verspätung einbringen. Außerdem ist es zum Verbessern der Präzision der Messungen vorzuziehen, eine Bestimmung des Mittelwerts von mehreren Korrelationsfunktionen durchführen. Die typische Anzahl der Korrelationen entspricht N_c = 4.
Eine Bauweise des Speichers, der das Prinzip der Eingänge entsprechend den Zeilen und der Ausgänge entsprechend den Kolonnen des Speichers verwendet, ist effizienter als eine Bestimmung des Mittelwerts der Korrelationen wie in der Korrelationsoperation selbst verwirklicht, da sie eine gleichzeitige Berechnung aller Korrelationen ermöglicht. Der Speicher 119 MEM3 muss die Signale 1 Bit der N_c + 1 Echographiebilder enthalten. Allerdings kann die Größe dieses Speichers MEM3 reduziert werden, indem man im Bild nur einen Bereich von Interesse betrachtet, der die Arterie enthält.
Für ein Anzahl 112 von Bildsendelinien mit einer Untersuchungstiefe von 20 mm, einer Ultraschallfrequenz fo = 7,5 MHz und einer Abtastfrequenz f_s = 30 MHz entspricht ein Bild 90 KBits. Woraus folgt, dass mit den weiter oben gegebenen Parametern 450 KBits für die Berechnung eines Geschwindigkeitsbildes notwendig sind. Folglich ist ein Speicher von 256 KB, 50 ms für die Korrelationsoperation ausreichend.
Die Korrelationsoperation, grundlegend entsprechend der Lehre des erwähnten Dokuments ( EP 0674185 ) ausgeführt, liefert Bilder 121 der Geschwindigkeit V (X,Z,n). Andererseits sind auch Bilder 111 der Echoamplitude A (X,Z,n) notwendig, und die werden mit einer Amplitudenmessoperation 110 erhalten, wie in dem selben erwähnten Dokument beschrieben.
Die Speicher 122 MEM1 und 112 MEM2 speichern respektive die Ergebnisse der Korrelationsoperationen 120 und der Amplitudenmessung 110, welches die Bilder der Geschwindigkeiten V (X,Z,n) und die Bilder der entsprechenden Echoamplitude A (X,Z,n) sind. Es ist nicht notwendig, den Wert der Korrelationsspitzen zu speichern.
Die Operation der NACHVERARBEITUNG 130 ist der Verwertung der Ergebnisse der vorhergehenden Operation 110 und 120 gewidmet, d. h. zuerst der Berechnung der parietalen Geschwindigkeiten. Die wichtigsten Schritte dieser Operation 130 sind die Extraktion und die Lokalisation der parietalen Geschwindigkeiten der zweidimensionalen Geschwindigkeitsbilder. Diese Schritte werden unter Verwendung der Amplitudenbilder 111 als Segmentierungsmittel umgesetzt. Dann wird ein Schritt zur Bestimmung des räumlichen Mittelwerts der parietalen Geschwindigkeiten umgesetzt, indem man die parietalen Geschwindigkeiten von einem Bild zum folgenden in der Sequenz akkumuliert, um die parietalen Versetzungen zu erhalten.
Die sich ergebenden Versetzungen D1, D2 werden verarbeitet, um die Referenzzeitpunkte n1, n2 des Herzzyklus zu bestimmen, an dem die Versetzungen auf Null gestellt werden müssen. Es wird eine Korrektur an den Versetzungskurven vorgenommen, um ein zyklisches Verhalten der Arterie entsprechend einer festen und stabilen räumlichen Referenzposition der Wände an jedem Beginn des Herzzyklus zu versichern.
Während der Operation der NACHVERARBEITUNG 130 wird für jedes Amplitudenbild 111 A (X,Z,n) ein anpassbarer Grenzwert Th berechnet, um die Identifizierung der inneren parietalen Grenze der Arterie vorzunehmen. Dieser Grenzwert Th wird in Bezug auf 2. mit dem Aufbau eines Histogramms Hm (G) jedes Amplitudenbilds 111 wie als Beispiel auf 3A dargestellt bestimmt. Das Histogramm Hm (G) zeigt die Anzahl Hm der Bildpunkte mit jeder im Bild vorhandenen Graustufe, z. B. 0 bis 127. Das Histogramm Hm (G) ist in zwei Teile gleichen Stellenwerts S1 und S2 geteilt. Der Grenzwert Th entspricht der Graustufe an der Grenze zwischen den Teilen S1 und S2.
Eine möglich Bauweise ist folgende. Man berechnet die Fläche des Histogramms:
Wobei m die Anzahl der im Bild vorhandenen Graustufen ist, und wobei k eine Graustufe von 0 bis m ist; und man bestimmt eine Fläche Sp = Sm/2
Der Grenzwert Th wird gegeben durch: Th = αSp wobei α ein Koeffizient der Proportionalität ist, der von der Leistung abhängt, der für die Erfassung des echographischen Bildes aufgebracht wurde.
Der Grenzwert Th wird wie auf 3A dargestellt auf die Amplitudenbilder angewendet, um wie auf 3B dargestellt binäre Bilder zu liefern. Ein Bild wie das der 3B ermöglicht noch nicht die Bestimmung der parietalen Grenzen, d. h. die Grenzen 3a und 3b wie auf 4A schematisch zwischen den Wänden 2a, 2b und der Öffnung 7 der Arterie 6 gezeigt. Somit zeigt auf 3B das erhaltene binäre Bild, wobei das Innere der Arterie schwarz und das Äußere weiß ist, einen Schwarz/Weiß-Übergang entsprechend dieser parietalen Grenzen, der bei weitem nicht glatt ist.
Dann wird eine morphologische Filterung auf das binäre Bild angewendet, um die Übergänge zu glätten und die in der Öffnung der Arterie verbleibenden Flecken zu entfernen. Diese Operation der zweidimensionalen Filterung ist auf zwei Operation der eindimensionalen Filterung reduziert, die sind:

– Eine Operation des Öffnens, gefolgt von einer Operation des morphologischen Schließens entlang der echographischen Achse der Richtung OZ, was die gelegentlich in der Arterienöffnung vorhandenen Flecken entfernt. Die Größe des Struktelements beträgt 0,75 mm, was 5 Pixeln entspricht, wenn die Ausgangs-Abtastfrequenz 5 MHz beträgt;
– eine Operation des Schließens, gefolgt von einer Operation des morphologischen Öffnens, was bei der Detektion der parietalen Grenzen eine Kontinuität versichert. Die Größe des Struktelements beträgt 1,25 mm entsprechend 5 Echographielinien für einen Abtastschritt von 0,25 mm; 3C zeigt ein binäres Bild, welches mit dieser morphologischen Filterungen erhalten wurde.

In Bezug auf 3C sind in diesem gefilterten binären Bild die den inneren parietalen Grenzen entsprechenden Übergänge geglättet.
Die Operation der NACHVERARBEITUNG 130 umfasst dann einen Schritt zur Detektion der inneren parietalen Grenzen 3a, 3b. Es wird ein Referenzpunkt mit der Bezeichnung: PR (XR, ZR),bekannt dafür, im Innern 7 der Arterie, d. h. im schwarzen Teil des Bildes der 3C., angeordnet zu sein, als Anfangspunkt einer Abtastung zur Suche der Grenzpunkte ausgewählt. Das Bild wird somit entsprechend den Sendelinien der Richtung OZ abgetastet, um die auf diesen Grenzen angeordneten Punkte zu erkennen.
Im Bild der 3C wird ausgehend von der Referenzposition (X_R, Z_R) das erste Pixel ungleich Null der Koordinaten [X_R, Z₁ (X_R)] zur Oberseite des Bildes auf derselben Sendelinie bestimmt, dann wird ebenso das erste Pixel ungleich Null der Koordinaten [X_R, Z₂ (X_R)] zur Unterseite des Bildes bestimmt. Diese zwei Punkte geben die Positionen der inneren parietalen Grenzen auf der betrachteten Sendelinie.
Die selbe Operation wird auf die anderen Linien des Bilds angewendet: Für jede Linie nach rechts und nach links des Bildes werden ein Referenzpunkt P_R auf der betrachteten Linie und die ersten Punkte nach oben und nach unten des Bildes, die ungleich Null sind, erkannt. Die betrachteten Referenzpunkte werden von den zuvor bestimmten Grenzen abgeleitet.
Für ein Inkrement nach rechts wird P_R definiert durch PR{XR, {Z1(XR – 1) + Z2(XR – 1)1/2}
Für ein Inkrement nach links wird P_R definiert durch: PR{XR, [Z1(XR + 1) + Z2(XR + 1)]/2}
Es sind dann zwei Kurven Z1(X) und Z2(X) entsprechend den unteren und oberen inneren parietalen Grenzen 3a, 3b verfügbar. Diese Kurven werden wiederum gefiltert, um verbleibende erhebliche lokale Diskontinuitäten der parietalen Grenzen, wie sie z. B. auf der 3C auftraten, zu entfernen.
Die Operation der NACHVERARBEITUNG 130 enthält noch eine Bestimmung der Werte der parietalen Versetzungen D1 und D2.
Für jede Linie der Koordinate X jedes Bilds n der Bildsequenz werden die Versetzungen D1 und D2 wie folgt berechnet:
ΔWobei Z für die Dicke der Arterienwand steht. Bei einer gängigen Bauweise entspricht dies ca. 1 mm.
In der vorhergehenden Formel entsprechen die Summen zuerst einer Bestimmung des Mittelwerts der Geschwindigkeiten in der Dicke der Arterienwand, also in der gewählten Dicke von 1 mm, und dann einer temporalen Integration der inkrementierenden Versetzungen zwischen jedem Bildrücklauf. Die temporale Integration muss mit einer Konstanten korrigiert werden, welche die Referenzposition entsprechend dem Initialzeitpunkt bestimmt, der mit dem Zeitpunkt des Anfangs des Herzzyklus übereinstimmt, in dem die Arterie als nicht gedehnt, d. h, parietale Versetzungen gleich Null zeigend vorausgesetzt wird.
Für diesen Zweck muss der Zeitpunkt des Beginns des Herzzyklus mit der Bezeichnung Referenzmoment oder Zeitpunkt präzise erkannt werden. Der Referenzzeitpunkt wird mit der Analyse der temporalen Variationen der durchschnittlichen arterielle Dilatation entlang der arteriellen Längsachse (OX) bestimmt. Diese durchschnittliche Dilatation D(n) wird mit der Differenz der Versetzungen der zwei integrierten Wände von der Koordinate X = O zur Koordinate X = X_max in Längsrichtung berechnet
La Kurve D(n) wird auf 5 gezeigt. Die Abszissen n1 und n2 müssen mit einer automatischen Methode als die Anfänge der Herzzyklen erkannt werden. Für diesen Zweck werden auf der Kurve der 5 die minimalen MIN und maximalen MAX Werte erkannt, und ausgehend von diesen Detektionen wird eine Funktion f(n) berechnet. Die Funktion f(n) wird definiert durch: Wenn [D(n) – MIN)/(MAX – MIN) > D₀ dann f(n) = 0 Anders ausgedrückt ist f(n) = 1
Daraus folgt, dass die Funktion f(n) die Kurvensegmente D(n) unter einem vorbestimmten Wert DO bestätigt. Über jedes dieser Segmente werden minimale Werte von D(n) bestimmt, und die entsprechenden Zeitpunkte n1, n2 werden abgespeichert. Diese Zeitpunkte n1 und n2 werden vorausgesetzt, den Anfängen der aufeinander folgenden Herzzyklen zu entsprechen.
Somit wird ein Herzzyklus von den Zeitpunkten n1 und n2 definiert, wobei die Versetzungskurven D1 (X,n) und D2 (X,n) auf folgende Weise korrigiert werden:
Nach diese Korrektur können die parietalen Versetzungen D1 und D2 in Bezug auf räumlichen Referenzpositionen entsprechend den temporalen Bezugspunkten der Anfänge der Herzzyklen dargestellt werden.
In Bezug auf 4B und 4C führt die Operation 140 die graphische Verankerung der Kurven entsprechend den parietalen Versetzungen D1 und D2 und den Referenzgeraden mit der Bezeichnung REF1 und REF2 auf den entsprechenden Standard-Echographiebildern oder Intensitätsbildern I (X,Z,n) durch, die im Speicher CINE-LOOP abgelegt sind. Die Referenzgeraden REF1 und REF2 werden von den Kurven parietaler Grenzen abgeleitet, die den Amplitudenbildern entnommen wurden und dem Anfang des erste Herzzyklus der Bildsequenz entsprechen, und sie werden mit einem an sich bekannten Verfahren der lineare Regression berechnet. In Bezug auf 4B und 4C ist jedes Bild n der Sequenz mit Referenzgeraden REF1, REF2 und Linien DP1, DP2 versehen, welche die Versetzung jedes Punktes der parietalen Grenzen im Zeitpunkt n darstellen. Die Bilder der Sequenz werden erneut in dem Speicher CINE-LOOP abgelegt, um auf der Anzeigevorrichtung 50 angezeigt zu werden.
Während dem Ablauf der Sequenz auf der Anzeigevorrichtung 50 kann der Praktiker die qualitative und quantitative Verzerrung oder Nicht-Verzerrung der Graphiklinien zur Simulation der Versetzungen der Wände bewerten und davon das Vorhandensein und die Schwere von Stenosen, oder ermangelnde Elastizität in Verbindung mit den Arterienwänden des zu Grunde liegenden echographischen Bildes ableiten. Die Anzeige der arteriellen Dilatation in Echtheit, allerdings um eine Sekunde verzögert, um die den Anfängen des Herzzyklus entsprechenden Zeitpunkte erkennen und die Versetzungen korrigieren zu können, ermöglicht auch die Optimierung der Position der Echographiesonde für den Erhalt einer durch die parallele arterielle Achse zu OX verlaufenden Schnittfläche.
Die Erfindung wurde hiervor in Bezug auf die Verarbeitung von Echographiesignalen beschrieben, aber sie kann auch auf die Verarbeitung von Signalen unterschiedlicher Art angewendet werden: elektrische, elektromagnetische ...

10: Sonde
20: Fokussierung und Abtastung
30: Echographischer Bildaufbau
40: CINE-LOOP-Speicher
50: Anzeige
110: Amplitudenmessung
112: Speicher 2
119: Speicher 3
120: Temporale Korrelation
122: Speicher 1
130: Nachverarbeitung
140: Graphische Verankerung

Claims

Verfahren zur Verarbeitung von Signalen mit Schritten zur: – Erfassung (20) von Dateneinheiten ausgehend von einer Serie von Echographiesignalen in Bezug auf ein Organ mit Teilen seiner Wand in Bewegung, wobei diese Einheiten periodisch über einen vorbestimmten Zeitbereich erfasst werden; und – Konstruktion (30, 100) auf der Basis dieser Dateneinheiten von zweidimensionalen Intensitätsbildsequenzen(I('X,Z,n)); dadurch gekennzeichnet, dass die Schritte zur Erfassung und Konstruktion den Aufbau einer Intensitätsbildsequenz enthalten, die das Objekt in den zweidimensionalen Bildern im Längsschnitt mit den Wänden in Längsrichtung darstellt; und dadurch gekennzeichnet, dass dieses Verfahren außerdem Schritte für den Aufbau von Sequenzen entsprechend zweidimensionalen Bildern von graphischen Darstellungen der besagten Wände in Längsrichtung enthält mit: – Einer oder mehreren graphischen Linie(n) in einem bestimmten Maßstab, die die Quer- und Längsbewegungen des(der) besagten Teil(e) der Organwand in Längsrichtung dynamisch reproduziert(en), und – einer oder mehreren spatio-temporalen Bezugspunkt-Graphiklinie(n); und – einer Verankerung der besagten Graphiklinien der besagten Wände in Längsrichtung in den zweidimensionalen Intensitätsbildern im Längsschnitt.
Verfahren nach Anspruch 1, nach dem im Schritt zum Aufbau der Sequenzen entsprechend Bilder graphischer Darstellungen die Graphiklinien in Längsrichtung auf der Grundlage der Informationsverarbeitung der Versetzungsgeschwindigkeiten, der Lokalisation und der Versetzungenwerte des besagten oder der besagten Wändeteils(e) in Längsrichtung in quer und längs verlaufenden Bewegung aufgebaut werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, nach dem die Bezugspunkt-Graphiklinien Wände des Organs in Längsrichtung (3a,3b) in Bewegung in einer Referenz position (REF1,REF2), welche die spatio-temporalen Bezugspunkte bildet, und/oder in ihrer verstärkten Bewegung (DP1,DP2) in einem bestimmten Maßstab darstellen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, nach dem das Organ (6) ein in seiner Längsachse (OX) analysierter Arterienabschnitt ist, und die Teile (3a, 3b) der Wand in Bewegung des besagten Organs, schematisch mit einer oder mehreren Graphiklinien dargestellt, die inneren parietalen Grenzen des besagten Arterienabschnitts sind.
Verfahren nach Anspruch 4, mit in dem Schritt (100) für den Aufbau der Graphiklinien der Operationen zur: – Speicherung (40) der Intensitätsbilder in einem Schreib-Lese-Speicher (CINE-LOOP (R)), – Korrelation (120), um eine Bildsequenz der Geschwindigkeiten [V (X,Z,n)] der parietalen Grenzen des Arterienabschnitts zu liefern, – Amplitudenmessung (–110) der Echographiesignale, um eine entsprechende Bildsequenz der Amplitude [A (X,Z,n)] zu liefern, – NACHVERARBEITUNG (130) mit einer Bestimmung der Lokalisationen der inneren parietalen Grenzen [Z1 (X), Z2 (X)] in den Amplitudenbildern [A (X,Z,n)], einer Übertragung der Lokalisationen der besagten parietalen Grenzen auf die entsprechenden Geschwindigkeitsbilder [V (X,Z,n)] und einem Aufbau der Graphiklinien ausgehend von den Lokalisationen der besagten parietalen Grenzen, und – Verankerung der besagten Graphiklinien in den Intensitätsbildern [I (X,Z,n)], um eine Bildsequenz verankerter Intensität mit Graphiklinien zur Reproduktion der Bewegungen der innerer parietalen Grenzen des besagten in Längsrichtung analysierten Arterienabschnitts an Punkten der parietalen Grenzen und in den N Zeitpunkten eines den Zeitbereich bildenden Herzzyklus entsprechend einem vorbestimmten räumlichen Vergrößerungsmaßstab zu liefern.
Verfahren nach Anspruch 5, mit in der Operation der NACHVERARBEITUNG (130) einem Schritt zur Bestimmung der Versetzungen [D1 (X,n), D2 (X,n)] der parietalen Grenzen ausgehend von den radialen Geschwindigkeiten [V(X,Z,n)] der besagten parietalen Grenzen mit einer Bestimmung einer Konstanten zur Korrektur der parietalen Versetzungen für den Erhalt einer Referenzposition entsprechend einem Zeitpunkt am An fang eines Herzzyklus zur Darstellung des besagten Zeitpunkts und einem Schritt zur Bestimmung der Lokalisation der parietalen Grenzen mit einer Binärisierung der Amplitudenbilder (A(X,Z,n) sowie einer Bestimmung der Grenzpunkte als Übergangspunkte entsprechend einem Grenzwert (Z1(X), Z2(X) zwischen den inneren Punkten (7) der Arterie in den binärisierten Bildern und den anderen Punkten.
Ultraschall-Echographiegerät (1) mit einer Vorrichtung für die Diagnostikhilfe, welches ein Verfahren zur Verarbeitung von Echographiesignalen mit einem System (100) für den Aufbau einer Intensitätsbildsequenz [I (X,Z,n)] zur Darstellung eines Organs mit Teilen einer Längswand in Bewegung (6) verwendet, in denen Graphiklinien in Längsrichtung (REF1,REF2;DP1,DP2) verankert und angeordnet sind, um die Entwicklung der Bewegungen der besagten Teile der Organwand mit einer verstärkten räumlichen Amplitude über einen Herzzyklus zu reproduzieren, und mit einer Vorrichtung zur Bildanzeige mit einem System zur Anzeige dieser verankerten Intensitätsbildsequenz.
Gerät nach Anspruch 7, in dem das System zum Aufbau (100) der verankerten Intensitätsbilder Module für den Aufbau von Graphiklinien in Längsrichtung zur schematischen Darstellung der Teile in Bewegung des Organs in einer Referenzposition und/oder in ihren quer und längs verlaufenden Bewegungen in jedem Zeitpunkt (n) und nach einem vorbestimmten räumlich vergrößerten Maßstab enthält.
Gerät nach Anspruch 8, mit einer Sonde (10) aus Ultraschall-Transducern, die bei der Untersuchung in Längsrichtung des besagten Organs (6) eine Serie von Standard-Echographiesignalen an ein Modul zum Aufbau (30) einer Intensitätsbildsequenz dieses Organs und an einen Lese-Schreib-Bildsspeicher (CINE-LOOP 40 liefert, wobei in dem Gerät das System (100) zum Aufbau der verankerten Intensitätsbilder enthält: – Module (MEM3, 120, MEM1) zur Umsetzung eines temporalen Korrelationsschritts und zur Ausgabe und Abspeicherung einer Sequenz von Geschwindigkeitsbildern, – Module (110, MEM2) zur Umsetzung eines Schritts der echographischen Amplitudenmessung und zur Ausgabe und Abspeicherung einer entsprechenden Sequenz von Amplitudenbildern, – ein Modul zur NACHVERARBEITUNG (130), das ausgehend von Amplituden und Geschwindigkeit entsprechenden Bildern die Geschwindigkeiten der Teile in Bewegung des Organs lokalisiert, die entsprechenden Versetzungen bestimmt und graphische Kurven dieser Versetzungen konstruiert, und – ein Modul zur graphischen Verankerung (140), welches die besagten graphischen Kurven in den Bildern der im Bildspeicher (CINE-LOOP 40) abgelegten Sequenz und unter diesen Kurven Referenzlinien 40 (REF1, REF2) und Versetzungskurven (DP1, DP2) verankert.