DE69735737T2

DE69735737T2 - Medizinische diagnostische dreidimensionale Ultraschall-Abbildung von Gewebetextur und Vaskulatur

Info

Publication number: DE69735737T2
Application number: DE69735737T
Authority: DE
Inventors: Gary Allen Seattle Schwartz
Original assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Current assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Priority date: 1996-03-22
Filing date: 1997-03-21
Publication date: 2007-05-16
Anticipated expiration: 2017-03-22
Also published as: NO971314L; JPH09262236A; NO971314D0; EP0797106A2; DE69735737D1; ATE324596T1; JP4107695B2; EP0797106A3; US5720291A; EP0797106B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf medizinische diagnostische Ultraschall-Bildgebungsverfahren und im Besonderen auf die diagnostische Ultraschallbildgebung von Gewebetextur und Vaskulatur.
Die dreidimensionale Ultraschallbildgebung, die in der Vergangenheit als eine Kuriosität für das Labor betrachtet wurde, hat sich zur im Handel erhältlichen Realität entwickelt. Das von der anmeldenden Firma des vorliegenden Erfinders hergestellte Diagnose-Ultraschallsystem HDI^® 3000 ist das erste kommerziell produzierte Ultraschallsystem mit integrierter Fähigkeit zur dreidimensionalen Abbildung. Das System HDI 3000 nutzt dreidimensionale Doppler-Bildgebungsverfahren, die in der US-amerikanischen Patentschrift 5.474.073 beschrieben sind, um dreidimensionale Darstellungen der Blutströmungsnetze des Gewebes und der Organe im Körper zu erzeugen. Zu diesem Zweck benötigt es keine zusätzlichen Vorrichtungen und Mechanismen und nutzt lediglich den herkömmlichen Ultraschallkopf. Außerdem erstellt dieses System seine dreidimensionalen Darstellungen der Blutströmung mit einem herkömmlichen Planarbild-Bildrasterwandler, wie es ausführlicher in der US-amerikanischen Patentschrift 5.485.842 beschrieben ist.
Eine herausragende Eigenschaft des HDI 3000 ist seine Fähigkeit, dreidimensionale Darstellungen der Blutströmung durch Power-Doppler-Bildgebung ohne störende B-Mode-Signale zu liefern. Dieses Verfahren bietet den Vorteil der automatischen Segmentierung von Informationen zur Blutströmung in einem dreidimensionalen Bereich des Körpers. Das System HDI 3000 kann zwar hervorragende dreidimensionale Darstellungen der Kontinuität und der Komplexität eine Blutgefäßnetzes erzeugen, Ärzte wünschen jedoch manchmal zusätzliche Informationen über das umgebende Gewebe und seine Beziehung zur Vaskulatur. Ein Arzt, der versucht, die Entwicklung eines Fötus zu diagnostizieren, kann beispielsweise den Wunsch haben, die Durchgängigkeit der Plazenta zu ermitteln, um die Ernährung und das Wachstum des Fötus zu bewerten. Ein wichtiger Aspekt dieser Untersuchung ist die Gefäßstruktur in der Plazenta, die in vielen Fällen leicht durch die Fähigkeit des Systems HDI 3000 zur dreidimensionalen Power-Doppler-Bildgebung ermittelt werden kann. In den Fällen, in denen die Plazenta sich jedoch sehr nahe an der Gebär mutterwand befindet, kann eine Darstellung des Blutströmungsnetzes allein eventuell nicht klar zwischen Gefäßen der Plazenta und denjenigen des Uterus unterscheiden. In diesem speziellen Fall wäre es für den Arzt wünschenswert, zusätzlich zu den dreidimensionalen Informationen über die Blutströmung Informationen über die umgebende Gewebestruktur zu erhalten, so dass die Gefäßnetze der beiden Organe klar unterschieden werden können.
In der US-amerikanischen Patentschrift 5.282.471 wird ein medizinisches diagnostisches Ultraschallsystem beschrieben, das dreidimensionale Bilder der Strömung oder Bewegung und der Struktur erzeugt und Folgendes umfasst: einen Ultraschallwandler zum Empfangen von Ultraschallechos, einen Bildprozessor zum Verarbeiten von Ultraschallechos zum Erzeugen von B-Mode-Anzeigeinformationen, einen Doppler-Prozessor zum Verarbeiten von Ultraschallechos zum Erzeugen von Doppler-Anzeigeinformationen und einen dreidimensionalen Bildprozessor zum gemeinsamen Verarbeiten der genannten B-Mode- und der genannten Doppler-Anzeigeinformationen zum Erstellen eines dreidimensionalen Bildes mit getrennten Verarbeitungsparametern für die genannten B-Mode- und die genannten Doppler-Anzeigeinformationen.
Die Schwierigkeiten, die beim Versuch der Kombination von dreidimensionalen Informationen über die Blutströmung und dreidimensionalen Informationen über das Gewebe auftreten, sind jedoch enorm. In der US-amerikanischen Patentschrift 5.329.929 sind eine Anzahl dieser Schwierigkeiten aufgeführt. Eine davon ist das Phänomen der Granulation (engl. „speckles", körnige Struktur), das bei kohärenter Bildgebung wie der Ultraschallbildgebung auftritt und Versuche zur binären Segmentierung von Gewebeinformationen unterbindet. Dies bedeutet, dass die Grenzen und Umrisse nicht klar festgelegt werden können, was wiederum Schwierigkeiten bereitet, wenn Standardverfahren der Grenzenmodellierung eingesetzt werden, um die dreidimensionalen Ausdehnungen des Gewebes verschiedener Organe zu bestimmen.
Eine zweite Schwierigkeit besteht darin, dass sich durch die Verschiedenheit des Abstands zwischen den Ebenen im Vergleich zum Abstand zwischen den Abtastlinien in einer Ebene angeblich ein unscharfes, weniger dichtes Bild in der Richtung der Abtastebene ergibt.
Eine dritte und bedeutendste Schwierigkeit besteht darin, dass die Anzeige der Gewebe- oder der Organoberfläche in drei Dimensionen die innere Struktur des Objekts verdeckt, während es bei der Anzeige des Inneren des Objekts unmöglich ist, seine Ober fläche sichtbar zu machen. In der Patentschrift 5.329.929 ist angegeben, dass dieses Problem nicht gelöst werden kann.
Während dreidimensionale Bilder sowohl des Gewebes als auch der Vaskulatur erheblichen Nutzen bieten und vom Arzt gewünscht würden, wird also bestätigt, dass die damit verbundenen Hindernisse nicht zu überwinden sind. Die vorliegende Erfindung zeigt jedoch ein neues Paradigma auf, das viele dieser Probleme der dreidimensionalen Bildgebung aufhebt.
Die Erfindung ist wie in den anhängenden Ansprüchen definiert. Die Verwendung getrennter Parameter für Gewebe und Blutströmung zusammen mit der Wiedergabe der kombinierten Datensätze ergibt eine Darstellung, in der die Opazität der Gewebeteile der dreidimensionalen Darstellung so gesteuert werden kann, dass die inneren Strukturen und Vaskulatur sichtbar gemacht werden. Ferner kann die Opazität des Gewebes so gesteuert werden, dass dreidimensional abgebildete Texturen und Grenzen zum Gewebe klinisch unterschieden werden können. Die Gewebetextur der Plazenta in dem oben erwähnten Beispiel unterscheidet sich somit im Aussehen von derjenigen der schichtförmigeren Textur der Gebärmutterwand. Aus den beiden Volumen mit unterschiedlicher Textur kann der Arzt die Strukturinformationen entnehmen, die er benötigt, um die Vaskulatur der Plazenta mit ihrer umgebenden Gewebetextur klar von derjenigen des Uterus mit seiner eigenen Gewebetextur zu unterscheiden.
Ausführungsbeispiele sind in den Zeichnungen dargestellt und werden im Folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
1 ein Diagramm der Kombination von Ultraschallbilddaten von Gewebe und Blutströmung zur Wiedergabe von dreidimensionalen Bildern gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung;
2 ein Blockschaltbild eines gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruierten diagnostischen Ultraschall-Bildgebungssystems;
3 die Kennlinien von getrennten dreidimensionalen Wiedergabeparametern für Ultraschallinformationen zu Blutströmung und Gewebe und
4 die Wiedergabe eines Pixels eines dreidimensionalen Projektionsbildes gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung.
Als Erstes Bezug nehmend auf 1 sind eine Sequenz von Ultraschallbildern der Blutströmung bei 110 und eine entsprechende Sequenz von B-Mode-Ultraschallbildern des Gewebes bei 120 dargestellt. Jede Bildersequenz besteht aus einer Vielzahl von Planarbildern, die in unterschiedlichen Schichtebenen eines Volumenbereiches eines Patienten erfasst wurden. In dieser Darstellung ist die Sequenz nach der Tiefe im Volumenbereich geordnet; das oberste Bild wurde beispielsweise durch die Vorderseite des Bereichs erfasst, und nachfolgende Bilder wurden mit zunehmender Tiefe von der Vorderseite zur Rückseite des Bereichs hin erfasst.
Die Bilder in der Bildersequenz der Blutströmung weisen eine nahe räumliche Übereinstimmung mit den Bildern der Bildersequenz des Gewebes auf. Dies bedeutet, dass die Position der Strömung in den Bildern der Blutströmung der Position der Blutgefäße in den Bildern des Gewebes entspricht. Diese Übereinstimmung wird am einfachsten erreicht, indem die Bilddaten von beiden Sequenzen zum gleichen Zeitpunkt erfasst werden. Dies kann beispielsweise durch die zeitliche Verschachtelung der Doppler- und B-Mode-Zeilenerfassungen oder durch die Verschachtelung von Teilbildern mit Doppler-Informationen mit Teilbildern mit B-Mode-Informationen erfolgen. Diese räumliche Übereinstimmung der beiden Arten von Bildinformationen ermöglicht ihre Kombination in einer dreidimensionalen Anzeigewiedergabe, die die räumliche Beziehung zwischen Gewebe und Blutströmung in den Volumen, von dem die Bilder erfasst wurden, genau zeigt.
Das in der Patentschrift 5.329.929 als unlösbar erwähnte Problem ist die Verdeckung der inneren Struktur und der Blutströmung eines Organs durch die B-Mode-Pixel der Oberfläche des Organs. Es sei beispielsweise angenommen, dass das erste Bild 120a der Bildersequenz des Gewebes das Gewebe von zwei benachbarten Organen 122 und 124 und insbesondere Gewebe darstellt, das dem Betrachter in einer dreidimensionalen Darstellung am nächsten ist. Es sei ferner angenommen, dass das Bild 110c innerhalb der entsprechenden Bildersequenz 110 der Blutströmung ein Blutströmungsnetz im Innern der beiden Organe darstellt, wie es im Teilbild 112c gezeigt ist. Das von der Patentschrift 5.329.929 erkannte Problem besteht darin, dass bei der Wiedergabe der Bildersequenzen zur Erzeugung einer dreidimensionalen Anzeige die Gewebestruktur des Gewebebildes 120a dem Betrachter am nächsten ist und somit die inneren Blutströmungsnetze 126c der Organe 122 und 124 verdeckt.
In der Patentschrift 5.329.929 wird nicht die Möglichkeit erkannt, dass dem Arzt die gesuchten klinischen Informationen in einer anderen dreidimensionalen Wiedergabe als derjenigen, bei der die Gewebestruktur als opake Oberflächen dargestellt ist, zur Verfügung gestellt werden können. Der Erfinder der vorliegenden Anmeldung hat erkannt, dass klinisch nützliche dreidimensionale Darstellungen erzeugt werden können, in denen das Gewebe als ein semitransparenter oder dünn gezeichneter Körper dargestellt ist. Der Erfinder stellte fest, dass eine derartige Darstellung die Ausdehnung der Gewebestrukturen durch die Kontinuität der Musters der akustischen Textur und der anatomischen Grenzen des Gewebes zeigt. Da verschiedene Gewebe Ultraschallechos mit gesonderten und unterschiedlichen Frequenzspektren, Intensitäten und Dauern zurücksenden, können unterschiedliche Echokennlinien verwendet werden, um Gewebearten in einem dreidimensionalen Ultraschallbild zu unterscheiden. Durch die semitransparente oder dünn gezeichnete Gewebestruktur kann der Betrachter der dreidimensionalen Darstellung durch das Gewebe hindurch die innere Struktur und Vaskulatur des Organs sehen. Wie es in 1 dargestellt ist, wird die dreidimensionale Wiedergabe des Teilbildes 150a der dreidimensionalen Bildersequenz 150 durch Steuerung der Transparenz (Opazität) der beiden Arten von Bildinformationen mit Hilfe der Blutströmungs-Opazitätssteuerung 130 und der Gewebeopazitätssteuerung 140 gebildet. Die Opazitätssteuerungen sind vorzugsweise in der Lage, die Anzeigeopazität der beiden Arten von Bildinformationen getrennt zu steuern. Ist die Bildopazität somit eingestellt, wird eine kombinierte, dreidimensionale Wiedergabe gebildet, bei dem beide Arten von Bildinformationen in ihren komplementären räumlichen Beziehungen verwendet werden. Somit kann der Betrachter beispielsweise das innere Gefäßnetz 126c der beiden Organe 122, 124 untersuchen und die Ausdehnung der inneren Vaskulatur jedes Organs in der dreidimensionalen Darstellung 128 bestimmen. Die Grenzen und die Ausdehnung jedes Organs werden durch die Ausdehnung der dargestellten Textur des in dem dreidimensionalen Bild gesehenen Gewebes definiert. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine Sequenz 150 aus dreidimensionalen Projektionsbildern gebildet, wobei jedes Bild aus der Perspektive eines anderen Betrachtungswinkels aufgenommen wurde, wie es in der US-amerikanischen Patentschrift 5.485.842 beschrieben ist. Durch die Anzeige der Bilder der Sequenz in schneller Folge auf einem Bildschirm 100 kann der Betrachter die dreidimensionale Anzeige der beiden Organe und ihrer inneren Strukturen sehen, da sie vor dem Betrachter zu rotieren scheinen.
Bezug nehmend nun auf 2 ist ein gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiertes diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem in Form eines Blockschaltbildes dargestellt. Ein Schallkopf 10 umfasst eine Wandleranordnung 12, die Ultraschallimpulse in einen Patienten sendet und Ultraschallechos empfängt. Die Wandleranordnung 12 wird gepulst und die Echos werden von einem Sender/Empfänger 14 empfangen. Die von der Wandleranordnung gesendeten und empfangenen Ultraschallstrahlen bündel werden unter der Steuerung eines Strahlformers 16 gelenkt und fokussiert, der Echosignale von einer Vielzahl von Elementen verarbeitet, um Abtastlinien von kohärenten Echosignalen zu bilden. Die empfangenen Echosignale werden von einem I/Q-Filter 20 quadraturerfasst und gefiltert und dann für die B-Mode- oder Doppleranzeige verarbeitet.
Für die B-Mode-Verarbeitung werden die I- und Q-Abtastwerte einer Detektor- und Grauskala-Abbildungsschaltung 24 zugeführt, die Grauskalasignale mit einer Helligkeit erzeugt, die der Intensität der empfangenen Echosignale entspricht. Die Grauskalasignale werden in einem Gewebebildspeicher 40 zusammen mit Informationen gespeichert, die ihre räumliche Beziehung zu dem Bildfeld enthalten. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden die Abtastlinien von Grauskalasignalen erfasst, um ein vollständiges planares Bild zu bilden, und eine Sequenz mit B-Mode-Planarbildern des Gewebes wird im Gewebebildspeicher 40 gespeichert. Die räumliche Ausrichtung der Bildebenen zueinander wird dadurch erhalten, dass sie in der zeitlichen oder räumlichen Reihenfolge gespeichert werden, in der sie erfasst wurden.
Zur Doppler-Verarbeitung werden die I- und Q-Abtastwerte einer Hochpassfilterung in einem Wandfilter 22 unterzogen und dann in Gruppen von Dopplerdaten in einem Dopplerprozessor 30 zusammengefasst. Die Datengruppen werden mit einem Dopplerverfahren, wie der Autokorrelation oder der Fourier-Transformation, verarbeitet, um Dopplersignale von Parametern, wie beispielsweise Dopplerleistung (P), Geschwindigkeit (v) oder Varianz (σ) zu erzeugen. Die Dopplersignale werden in einer Flash-Unterdrückungseinheit 32 verarbeitet, um Bewegungsartefakte zu entfernen, und anschließend in einem Doppler-Bildspeicher zusammen mit Informationen zu ihrer räumlichen Beziehung zu dem Bildfeld gespeichert. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden Abtastlinien von Dopplersignalen erfasst, um ein vollständiges planares Bild zu bilden, und eine Sequenz mit Dopplerbildern wird in einer Dopplerbildpartition des Bildspeichers 40 oder einem getrennten Speicher gespeichert. Die räumliche Ausrichtung der Dopplerbilder zueinander wird dadurch erhalten, dass sie in der zeitlichen oder räumlichen Reihenfolge gespeichert werden, in der sie erfasst wurden. Die Gewebe- und Doppler-Bildinformationen werden dann in einem Bildrasterwandler 42 in das gewünschte Bildformat, beispielsweise ein Sektorformat, umgewandelt. Es können getrennte Bildrasterwandler verwendet werden, um Gewebe- und Dopplerbilder schnell gleichzeitig umzuwandeln, oder es kann durch den Zeitmultiplexbetrieb der Verarbeitung der beiden Arten von Bildinformationen ein einzelner Bildrasterwandler eingesetzt werden. Die Rasterwandlung kann auch in die Wiederga beoperationen integriert werden, wodurch die beiden Funktionen zusammen ausgeführt werden (d. h. Polarkoordinaten-Abtastlinien werden direkt in ein geradlinig adressiertes dreidimensionales Bild umgewandelt).
Die getrennten Gewebe- und Doppler-(Blutströmungs-)Bildinformationen werden zusammen verarbeitet, um eine kombinierte dreidimensionale Darstellung zu ergeben. Der Bediener des Ultraschallsystems gibt über eine Benutzerschnittstelle (engl. user interface, UIF) Wiedergabeparameter in die Wiedergabeparameter-Speicherbereiche 52 und 54 ein. Diese Parameter steuern die Weise, in der jede Art von Bildinformationen bei der Wiedergabe verarbeitet wird. Der Benutzer kann beispielsweise Werte für die Opazität und den Kontrast eingeben, die jeder Art von Bildinformationen zugeordnet werden sollen. Die Parameter für die beiden Arten von Bildinformationen können vorzugsweise getrennt bestimmt werden, so dass die unterschiedlichen Arten von Bildinformationen unterschiedlich verarbeitet werden können. Dadurch können beispielsweise die Gewebebildinformationen mit größerer Transparenz oder mit mehr oder weniger Kontrast als die Blutströmungsinformationen angezeigt werden.
Die sich räumlich entsprechenden Gewebe- und Blutströmungsbildinformationen werden unter Beibehaltung ihrer Tiefenmerkmale zusammen gemäß den Wiedergabeparametern wiedergegeben, um eine dreidimensionale Bilddarstellung in einem 3D-Kombinationsbild-Wiedergabeprozessor 50 zu bilden. Ein bevorzugtes Verfahren der dreidimensionalen Wiedergabe ist in 4 dargestellt, die eine dreidimensionale Überlagerung einer Anzahl von ebenen Bildern 202–214 der Blutströmung und des Gewebes zeigt. Wie in der US-amerikanischen Patentschrift 5.485.842 beschrieben kann ein dreidimensionales Projektionsbild durch die Kombination räumlich erfasster ebener Bilder erstellt werden. In 4 werden die Bildinformationen sowohl von Gewebe als auch von Blutströmung zusammen wiedergegeben, indem ein zusammengesetztes Pixel aus den Pixeln der überlagerten Bilder erzeugt wird, auf die Vektoren treffen, wenn sie entlang einer Betrachtungsrichtung durch die Bilder gelenkt werden. In diesem Beispiel verläuft ein Vektor 70 durch die Bildebenen in einer gegebenen Richtung und trifft auf Gewebeinformationen in den Ebenen 202, 204, 206 und 208 und auf Blutströmungsinformationen in den Ebenen 210, 212 und 214. Das erste Informationspixel, auf das der Vektor trifft, ist ein Gewebepixel, bezeichnet mit 202t in der Bildebene 202. Dieses Pixel befindet sich am nächsten zum Betrachter D, der die dreidimensionale Struktur vom Ursprung des Vektors 70 aus betrachtet. Das nächste Pixel, auf das der Vektor trifft, ist das Gewebepixel 204t in der Bildebene 204. Anschließend trifft der Vektor auf drei Blutströmungspixel eines Blutgefäßes 126v in den Bildebenen 210, 212 und 214. Hinter dem Blutgefäß schneidet der Vektor 70 ein Gewebepixel 206t in der Bildebene 206 und ein letztes Gewebepixel 208t in der hinteren Bildebene 208.
Aus diesen Informationen wird ein einziges Pixel für die Anzeige in einem dreidimensionalen Projektionsbild erzeugt. Es ist ersichtlich, dass, falls das Gewebepixel 202t als opak erzeugt wird, es alle nachfolgenden Bildinformationen entlang dem Vektor verdecken wird. Infolgedessen wird nur die am nächsten liegende Gewebeoberfläche wiedergegeben. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird den Gewebepixeln einer gegebenen Intensität jedoch eine Opazität verliehen, die semitransparent und geringer als diejenige eines Blutströmungspixels mit der gleichen Intensität ist. Bezug nehmend nun auf 3 sind zwei Kurven 302 und 304 der Parameter für die Opazitätssteuerung der Blutströmungs- bzw. der Gewebeinformationen dargestellt. Die Kurve 302 zeigt, dass mit zunehmender Intensität oder Geschwindigkeit oder Leistung oder zunehmendem Grauskalapegel der Dopplerinformationssignale der Grad der Opazifizierung der Blutströmungspixel zunimmt und einen maximalen Wert der Opazität von 100% erreicht. Bei den Gewebeinformationen nimmt die Opazität jedoch in diesem Beispiel mit dem Grauskalapegel oder der Intensität oder der Leistung bis zu einem maximalen Wert von 70% zu. Somit sind die Gewebepixel nie vollständig opak, sondern immer semitransparent.
Der bevorzugte Wiedergabealgorithmus gewichtet zusätzlich zu der variablen Opazitätsgewichtung auch die Anteile der Gewebe- und Blutströmungsinformationen an der dreidimensionalen Anzeige durch die Tiefe der Bildebenen in der Ebenensequenz (d. h. im Körper). Der bevorzugte Algorithmus hat die Form
wobei P_t und P_b Gewebe- und Blutströmungspixelwerte und a_t und a_b Opazitätsgewichtungskoeffizienten für Gewebe- und Blutströmungspixel sind und a_d ein Tiefengewichtungskoeffizient ist. Die Gewichtungskoeffizienten a_t und a_b sind vorzugsweise für jedes Pixel funktionell variabel, wie es durch die Kurven in 3 dargestellt ist, und können zusätzlich oder alternativ funktionell zu der räumlichen Position der Pixel, der Grauskala- oder der Farbpixelwerte oder dem Verhältnis der Farb- zu den Grauskalapixelpegeln oder der Veränderung in Beziehung gesetzt werden. Somit können die Bildinformationen auf dem Vektor v durch Opazität und Tiefe gewichtet werden, um eine zusammengesetzte dreidimensionale Wiedergabe zu erzielen, ein Ergebnis, das nicht durch die getrennte Wieder gabe der Gewebe- und Blutströmungsinformationen und die anschließende Kombination der Wiedergaben erzielt werden kann. Alle Pixelinformationen, auf die der Vektor 70 trifft, werden auf diese Weise gewichtet und summiert. Beispielsweise hat das erste Gewebepixel 202t den größten Tiefenkoeffizient a_d, da es dem Betrachter D am nächsten ist, wird jedoch auch durch seinen Graupegel gewichtet und ist semitransparent. Sein Anteil an dem endgültigen 3D-Pixel P_3D wird durch diese beiden Gewichtungskoeffizienten bestimmt. Das nächste Gewebepixel 204t hat einen geringeren Tiefenkoeffizient als das erste Pixel 202t, da es weiter vom Betrachter entfernt ist. Die folgenden Blutströmungspixel 210b, 212b und 214b können signifikante Opazitätsgewichtungskoeffizienten a_b haben, da sie Blutströmungspixel sind, haben jedoch geringere Tiefenkoeffizienten a_d. Wenn alle gewichteten Anteile summiert werden, kann die Blutströmung immer noch hinter den semitransparenten Gewebepixeln zu sehen sein, und das 3D-Pixel P_3D könnte in der dreidimensionalen Anzeige eine hellrosa Farbe haben, wobei Rot die Blutströmung und Hell Gewebe darstellt. Die wiedergegebenen Pixel wären somit eine tiefenabhängige Zusammensetzung beider Merkmale.
Zurück zu dem am Anfang dieser Darlegung gegebenen klinischen Beispiel, bei dem sich die Plazenta sehr nahe an der Gebärmutterwand befindet, kann ein dreidimensionales Bild dieser beiden Strukturen eine punktierte Bildtextur im Bereich der Plazenta und eine eher streifenförmigen Bildtextur im Bereich der Gebärmutterwand aufweisen. Der Arzt könnte somit die Blutströmung in der Plazenta durch denjenigen Teil der dreidimensionalen Gefäßstruktur bestimmen, der von einer punktierten Bildtextur umgeben ist, im Vergleich zu der Vaskulatur der Gebärmutterwand, die von einer eher streifenförmigen Textur umgeben ist. Somit ist der Arzt auch ohne eine deutlich gezeichnete Gewebegrenze zwischen den beiden Strukturen in der Lage, die Vaskulatur der Plazenta unter in der Regel problematischen klinischen Bedingungen zu bewerten.
Das vorliegende dreidimensionale Anzeigeverfahren kann mit jeder Art von Doppler-Strömungsinformationen, beispielsweise Power-Doppler- oder Geschwindigkeitsinformationen (Color Flow) durchgeführt werden. Während die Ultraschall-Doppler- und B-Mode-Echoinformationen durch Auftasten der Erfassung beider Arten von Informationen auf eine Phase der pulsierenden Blutströmung erzielt werden können, hat sich herausgestellt, dass hervorragende dreidimensionale Wiedergaben von pulsierenden Strukturen durch den Einsatz nicht aufgetasteter Power-Doppler-Signalerfassung und aufgetasteter B-Mode-Erfassung erzielt werden können. Wenn sich beispielsweise der abzubildende Be reich synchron mit dem Herzschlagzyklus bewegt, werden die Gewebeinformationen synchron zu einem Strömungsauftastsignal, beispielsweise einem EKG-Herzauftastsignal ermittelt. Die Gewebesignalinformationen werden somit während einer konstanten Phase des Herzzyklus erfasst. Die Power-Doppler-Signale brauchen jedoch nicht aufgetastet zu werden, sondern können zu allen anderen Zeitpunkten erfasst werden, wenn die Gewebesignale nicht erfasst werden. Im Wesentlichen werden die Power-Doppler-Informationen so schnell und oft wie möglich erfasst, während die Gewebeinformationen nur bei der gewünschten Phase des Herzzyklus erfasst werden. Nachdem die Power-Doppler-Informationen zeitlich gemittelt wurden, zeigt eine kombinierte Wiedergabe der Gewebe- und Blutströmungsinformationen die Blutströmungsinformationen in der räumlichen Zuordnung zu der Gewebestruktur an.
Es ist ferner zu beachten, dass eine semitransparente, dreidimensionale Darstellung von Gewebestruktur auch erzielt werden kann, indem eine räumlich abhängige Opazitätsfunktion in dem dreidimensionalen Wiedergabevorgang benutzt wird. Die Opazität kann beispielsweise von einer Segmentierungsfunktion abhängig sein. 5 zeigt beispielsweise zwei Opazitätskurven 306, 308, die eine Funktion der Gewebesegmentierung oder -geometrie sind. Diese Kurven können beispielsweise dem Gewebe der Organe 122 und 124 in Bild 120a in 1 entsprechen. Es kann eine geometrische Opazitätsfunktion benutzt werden, die Gewebeinformationen in abwechselnden Pixeln einer dreidimensionalen Wiedergabe weglassen und dadurch eine dünn gezeichnete Gewebestruktur erzeugen. Durch eine derartige Wiedergabe kann der Betrachter in die Gewebestruktur hineinsehen, da die Gewebestruktur dadurch ein lückenhaftes, durchlöchertes Aussehen erhält. Das bevorzugte Wiedergabeverfahren mit Opazitäts- und Tiefengewichtung des Gewebes und der Blutströmung ergibt ein gleichmäßigeres, gefälligeres Aussehen für die dreidimensionale Anzeige.
Text in den Figuren
1

Bloodflow opacity control – Opazitätssteuerung der Blutströmung
Display – Anzeige
Tissue opacity control – Opazitätssteuerung des Gewebes

2

T/R – Sender/Empfänger
Beamformer – Strahlformer
Flow gating signal – Strömungsauftastsignal
I,Q filter – I/Q-Filter
Wall filter – Wandfilter
Detect, map – Erkennen, Abbilden
Time/space tissue image memory – Zeit/Raum Gewebebildspeicher
Time/space Doppler image memory – Zeit/Raum Doppler-Bildspeicher
Tissue image scan conv. – Gewebebild-Bildrasterwandler
Doppler image scan conv. – Dopplerbild-Bildrasterwandler
Bloodflow rendering parameters – Blutströmungs-Wiedergabeparameter
Tissue rendering parameters – Gewebewiedergabeparameter
3D composite image rendering – zusammengesetzte 3D-Bildwiedergabe
Video processor – Videoprozessor
Flash suppress – Flash-Unterdrückungseinheit
Doppler processor – Doppler-Prozessor

3

Bloodflow – Blutströmung
Tissue – Gewebe
Opacity – Opazität
Grey level – Graupegel
Intensity – Intensität
Velocity – Geschwindigkeit
Power – Leistung

5

Bloodflow – Blutströmung
Tissue – Gewebe
Opacity – Opazität
Segmentation – Segmentierung
Geometry – Geometrie
Grey level – Graupegel
Intensity – Intensität
Velocity – Geschwindigkeit
Power – Leistung

Claims

Medizinisches diagnostisches Ultraschallsystem, das dreidimensionale Bilder von Strömung oder Bewegung und Struktur erstellt und Folgendes umfasst: – einen Ultraschallwandler (10) zum Empfangen von Ultraschallechos; – einen Bildprozessor (24) zum Verarbeiten von Ultraschallechos zur Erzeugung von B-Mode-Anzeigeinformationen; – einen Doppler-Prozessor (30) zum Verarbeiten von Ultraschallechos zur Erzeugung von Doppler-Anzeigeinformationen und – einen 3D-Bildprozessor (50) zum gemeinsamen Verarbeiten der genannten B-Mode- und der genannten Doppler-Anzeigeinformationen zur Erstellung eines dreidimensionalen Bildes mit getrennten Verarbeitungsparametern für die genannten B-Mode- und die genannten Doppler-Anzeigeinformationen, dadurch gekennzeichnet, dass die genannten getrennten Verarbeitungsparameter einen ersten Parameter der Opazitätssteuerung für die B-Mode-Informationen und einen zweiten Parameter der Opazitätssteuerung für die Doppler-Informationen umfassen.
Medizinisches diagnostisches Ultraschallsystem nach Anspruch 1, wobei die genannten Parameter der Opazitätssteuerung einen größeren Anteil der Opazität für Doppler-Informationen zulassen als für B-Mode-Informationen.
Medizinisches diagnostisches Ultraschallsystem nach Anspruch 1, wobei der genannte zweite Parameter der Opazitätssteuerung für Doppler-Informationen einen maximalen Pegel der Opazität mit vollständiger Undurchlässigkeit zulässt und der genannte erste Parameter der Opazitätssteuerung für B-Mode-Informationen einen maximalen Pegel der Opazität mit halber Transparenz zulässt.
Medizinisches diagnostisches Ultraschallsystem nach Anspruch 1, wobei der genannte 3D-Bildprozessor Mittel zum gemeinsamen Verarbeiten von B-Mode- und Dopp ler-Anzeigeinformationen als Funktion ihrer räumlichen Eigenschaften umfasst, um ein dreidimensionales Ultraschallbild zu erstellen.
Medizinisches diagnostisches Ultraschallsystem nach Anspruch 1, wobei der genannte dreidimensionale Bildprozessor B-Mode- und Doppler-Anzeigeinformationen verarbeitet, um dreidimensionale Anzeigepixel P_3D gemäß
zu erstellen, wobei P_t und P_b Gewebe- und Blutströmungs-Pixelinformationen und a_t und a_b Opazitätsgewichtungskoeffizienten für Gewebe und Blutströmung sind, a_d ein Tiefengewichtungskoeffizient ist und v ein Vektor von P_t und P_b ist.
Verfahren zum Erzeugen von dreidimensionalen Ultraschallbildern von Strömung oder Bewegung und Struktur, das folgende Schritte umfasst: a. Beschallen eines Volumenbereiches des Körpers mit Ultraschall; b. Empfangen von Ultraschallechos von dem genannten Volumenbereich; c. Verarbeiten der genannten Ultraschallechos mit einem B-Mode-Prozessor (24) und einem Doppler-Prozessor (30), um räumlich getrennter B-Mode-Anzeigeinformationen und Doppler-Anzeigeinformation innerhalb des genannten Volumenbereichs zu erzeugen, und d. gemeinsames Verarbeiten der genannten B-Mode- und Doppler-Anzeigeinformationen zum Erzeugen eines dreidimensionalen Ultraschallbildes, einschließlich der Verwendung getrennter Verarbeitungsparameter für die genannten B-Mode- und die genannten Doppler-Anzeigeinformationen, dadurch gekennzeichnet, dass die genannten getrennten Verarbeitungsparameter einen ersten Parameter der Opazitätssteuerung für die B-Mode-Informationen und einen zweiten Parameter der Opazitätssteuerung für die Doppler-Informationen umfassen.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die genannten Parameter der Opazitätssteuerung einen größeren Anteil der Opazität für Doppler-Informationen zulassen als für B-Mode-Informationen.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei der genannte zweite Parameter der Opazitätssteuerung für Doppler-Informationen einen maximalen Pegel der Opazität mit vollständiger Undurchlässigkeit zulässt und der genannte erste Parameter der Opazitätssteue rung für B-Mode-Informationen einen maximalen Pegel der Opazität mit halber Transparenz zulässt.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei Schritt d den Teilschritt der gemeinsamen Verarbeitung der genannten B-Mode- und Doppler-Anzeigeinformationen als Funktion ihrer räumlichen Eigenschaften umfasst, um ein dreidimensionales Ultraschallbild zu erstellen.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei Schritt d den Teilschritt der gemeinsamen Verarbeitung der genannten B-Mode- und Doppler-Anzeigeinformationen umfasst, um dreidimensionale Anzeigepixel P_3D gemäß
zu erstellen, wobei P_t und P_b Gewebe- und Blutströmungs-Pixelinformationen und a_t und a_b Opazitätsgewichtungskoeffizienten für Gewebe und Bewegung sind, a_d ein Tiefengewichtungskoeffizient ist und v ein Vektor von P_t und P_b ist.