DE69811985T2

DE69811985T2 - Ultraschall-Bildaufnahmegerät und Verfahren zur Brustuntersuchung

Info

Publication number: DE69811985T2
Application number: DE69811985T
Authority: DE
Inventors: Gary Allen Schwartz
Original assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Current assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Priority date: 1997-06-04
Filing date: 1998-06-03
Publication date: 2003-12-04
Anticipated expiration: 2018-06-04
Also published as: EP0882426B1; JPH1156845A; EP0882426A2; DE69811985D1; ATE234043T1; EP0882426A3; US6117080A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf diagnostische Ultraschall- Bildaufnahmesysteme und insbesondere auf die Verwendung von Ultraschall- Bildaufnahmesystemen für die Diagnose von Brustkrebs.
Brustkrebs ist eine Erkrankung von großer Bedeutung für die Gesundheit von Frauen. Wie bei den meisten Krebsarten wird auch beim Brustkrebs die Sterblichkeitsrate durch eine frühzeitige Erkennung und Behandlung gesenkt. Aus diesem Grunde werden Selbstuntersuchung und regelmäßige ärztliche Vorsorgeuntersuchungen dringend empfohlen. Das übliche Verfahren zur Brustuntersuchung ist heutzutage die Anfertigung eines Mammogramms, wobei die Brust zusammengedrückt und Röntgenstrahlen durch das Brustgewebe gesendet werden, um ein Röntgennegativ zu belichten. Die Röntgenstrahlen, die gesundes Gewebe durchqueren, werden durch die mäßige Dichte des Gewebes mäßig absorbiert, so dass gesundes Gewebe ein graues Schattenbild auf dem Röntgennegativ hinterlässt. Röntgenstrahlen, die dichte Partikel wie Kalkeinlagerungen durchqueren, werden in erheblichem Maße absorbiert, so dass die entsprechende Ablagerung von relativ wenig Photonen auf dem Röntgenfilm einen hellen Fleck auf dem Röntgennegativ hinterlässt. Röntgenstrahlen, die sehr weiche Strukturen, wie zum Beispiel Zysten, durchqueren, werden nur geringfügig absorbiert und hinterlassen einen relativ dunklen Fleck auf dem Röntgennegativ. Der Radiologe sucht bei der Diagnose des Röntgenbildes nach solchen hellen und dunklen Flecken auf dem Mammogramm.
Da die Röntgenstrahlen des Mammogramms die Brust vollständig durchqueren, bevor sie den Film erreichen, wurde jeder Röntgenstrahl, der auf den Film auftrifft, durch jede Zelle auf seinem Weg durch die Brust beeinflusst. Das bedeutet, dass das Mammogramm Informationen über das gesamte Organ vermittelt, da die Röntgenstrahlen, die das Mammogramm bilden, die gesamte Brust durchquert haben und insgesamt in funktionellem Zusammenhang mit jeder Zelle in der Brust stehen. Das auf diese Weise entstehende Durchstrahlungsbild ist eine Projektion des gesamten Brustgewebes auf ein einziges Filmblatt. Mammogramme sind wegen dieser Fähigkeit zur Erfassung einer vollständigen Zusammenfassung der gesamten Brust in einem einzigen Bild von Vorteil.
Auch die Ultraschall-Bildgebung ist für die Erkennung von Brusterkrankungen von Nutzen. 1996 wurde Advanced Technology Laboratories, Inc. das erste Ultraschall-Unternehmen, das die Genehmigung zur Nutzung seiner Ultraschallsysteme in Verbindung mit Mammographie oder Selbstuntersuchung für die Diagnose von Brustläsionen erhielt. Es hat sich gezeigt, dass die standardmäßige zweidimensionale Ultraschall- Bildgebung in der Lage ist, kalzifizierte Läsionen in der Brust zu erkennen, die in der gleichen Größenordnung liegen wie die durch Mammographie feststellbaren Läsionen. Dies ist weitgehend auf die Verbesserungen in der räumlichen und kontrastbezogenen Auflösung der Strahlenbündler der Ultraschallsysteme von ATL und auf die Frequenz- Zusammensetzung zur Reduzierung von Speckle-Rauschen, verbunden mit der hohen Frequenz, der breiten Bandbreite und den großen Aperturen des ATL L10-5-Schallkopfs zurückzuführen. Jüngste Studien haben gezeigt, dass bei der Mammographie erhebliche Erkrankungen übersehen werden, vor allem in dichtem Brustgewebe, und diese mit Ultraschall erkannt werden können. Die Mammographie hat jedoch nach wie vor einen wesentlichen Vorteil bei Reihenuntersuchungen, weil sie weniger von der Fertigkeit des Bedieners abhängig ist und das gesamte Organ auf effizientere Weise in einem einzigen Bild dargestellt werden kann. Die Ultraschall-Brustuntersuchung ist eine inhärent tomographische Prozedur, die einen aufwendigen und möglicherweise unvollständigen Scan aus vielen Dutzend Bildern erfordert, um die gesamte Brust zu sehen. Eine vollständige Untersuchung erfordert eine Überprüfung dieser Dutzende von Bildern, und die Verwaltung dieser Daten erfordert dementsprechend die Handhabung von zahlreichen Ultraschallbildern. Es wäre daher wünschenswert, eine Ultraschall-Brustuntersuchung zu schaffen, deren Durchführung, Diagnose und Aufzeichnung genauso unkompliziert ist wie die der mammographischen Untersuchung.
Die 3D-Ultraschall-Bildgebung ist bereits aus der Veröffentlichung mit dem Titel "3-D ultrasound imaging: a Review" von Fenster et al., erschienen in IEEE Eng. in Med. & Biol., (1996, Bd. 15, Nr. 6, S. 41-51) bekannt. In dieser Veröffentlichung werden Lösungsansätze betrachtet, die bei der Entwicklung von 3D B-Mode-Farb-Doppler- und Leistungs-Doppler-Systemen ausprobiert wurden. Es werden Erfassungs-, Rekonstruktions- und Wiedergabeverfahren sowie Anwendungen und Einschränkungen besprochen.
Außerdem ist bereits aus der US-amerikanischen Patentschrift 4.186.747 ein Ultraschall-Diagnosegerät für die schnelle Ultraschall-Abtastung einer zu untersuchenden Person bekannt, das eine Vielzahl von planaren tomographischen B-Mode-Bildern in engem Abstand erzeugt und aufzeichnet. Das Diagnosegerät verfügt über einen Schallkopf mit einer linearen Anordnung von Ultraschallwandlern, eine mechanische Vorrichtung zur Bewegung des Schallkopfs in eine Richtung entlang der Breitseite der linearen Anordnung, über ein Ultraschall-Sende- und -Empfangselement zum Aktivieren der elektroakustischen Wandler und zur Verarbeitung der Signale von den elektroakustischen Wandlern, um eine Vielzahl von planaren tomographischen B-Mode-Bildern in engem Abstand zu erzeugen, sowie über eine Anzeigevorrichtung und eine Vorrichtung zur kontinuierlichen Aufzeichnung.
In der US-amerikanischen Patentschrift 5.529.070 wird ein Ultraschall- Bildgebungssystem beschrieben, das eine Folge von Bildern von Ebenen eines Objekts erzeugt, die sowohl bildbezogene als auch positionsbezogene Informationen von der Bildebene enthält. Die positionsbezogenen Informationen können aus einer Vielzahl von Beschleunigungsmessern entwickelt werden, die in dem Schallkopf angeordnet sind. Es ist aber auch möglich, dass ein Sender ein Magnetfeld aussendet und ein mit dem Schallkopf verbundener Empfänger die Position des Schallkopfs in Bezug auf das ausgesendete Magnetfeld erkennt. Räumlich in Beziehung zu einander stehende Bilder werden angezeigt, indem eine Bildebene in der Ebene der Anzeige und eine zweite Bildebene angezeigt werden, die in Relation hierzu projiziert wird.
In der US-amerikanischen Patentschrift 5.329.929 wird ein Ultraschallgerät beschrieben, das Folgendes umfasst: eine Einheit zur Erfassung von Echosignalen durch Abtastung eines dreidimensionalen Bereichs eines Objektes mit einem Ultraschallstrahl; eine Einheit zur Gewinnung von dreidimensionalen Blutströmungsinformationen basierend auf den Echosignalen; eine Einheit zur Erzeugung einer Vielzahl von Projektionsbildern mit unterschiedlichen Projektionsrichtungen basierend auf den dreidimensionalen Blutströmungsinformationen; und eine Einheit zur Anzeige der Vielzahl von Projektionsbildern in einer bestimmten Sequenz.
In der US-amerikanischen Patentschrift 4.043.181 (Nigam) wird ein Impulsechogerät beschrieben, das Folgendes enthält: einen Ultraschallwandler zum Aussenden einer Ultraschallwelle in Richtung auf ein zu untersuchendes Objekt und zum Erzeugen eines elektrischen Signals, das den von dem Objekt reflektierten Echoimpulsen entspricht, und eine verbesserte Signalverarbeitungsschaltung zur Kompensation der durch die Ultraschallabsorption, Diffraktion, Reflexion und Streuung verursachten Dämpfungseffekte. Die Kompensation dieser bildverschlechternden Effekte gewährleistet eine einfache, zuverlässige und wiederholbare Geräteleistung und trägt zu einer zuverlässigen Erkennung von sehr schwachen Echos bei.
Gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung werden ein Gerät und ein Verfahren für die Ultraschalluntersuchung der Brust wie in den Ansprüchen 1 und 8 definiert geschaffen. Entsprechend der erfindungsgemäßen Technik wird das gesamte Brustvolumen mit Ultraschall abgetastet, um einen dreidimensionalen Datensatz der Brust zu erhalten. Der Datensatz wird dann einem Volume-Rendering-Verfahren unterzogen, um ein Bild des gesamten Organs zu erzeugen. In einer bevorzugten Ausführungsform erzeugt das Volume-Rendering-Verfahren ein Projektionsbild, wodurch dien Aufzeichnung des gesamten Brustvolumens in einem einzigen Bild erfasst wird. Die Bilddaten der Brust werden mit einer inversen Intensitäts-Opazitäts-Funktion verarbeitet, um hypoechoische Läsionen wie Zysten klarer aufzudecken. Die Bilddaten der Brust werden mit einer konventionelleren ansteigenden Funktion verarbeitet, um dichte Substanzen wie Mikrokalzifizierungen zu erkennen. Ein Strömungsdatensatz des Brustvolumens wird verwendet, um bei der Diagnose von hypoechoischen Läsionen Signale von dem hypoechoischen Lumen der Blutgefäße zu maskieren. Das erfindungsgemäße Verfahren ist für weitere Anwendungen von Nutzen, bei denen hypoechoische Körper abgebildet werden, zum Beispiel der Gallengang.
In den Zeichnungen zeigen
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines diagnostischen Ultraschall- Bildaufnahmegerätes, das entsprechend den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde;
Fig. 2 die Ultraschall-Abtastung der Brust;
Fig. 3 einen aus der Abtastprozedur von Fig. 1 erfassten Satz von Brustbildern;
Fig. 4 eine dreidimensionale Wiedergabe der Brustbilder aus Fig. 3 entsprechend den Prinzipien der vorliegenden Erfindung;
Fig. 5 eine Vorrichtung zur Unterstützung der Ultraschall-Abtastung der Brust;
Fig. 6 ein Gerät zur Erfassung der linearen Bewegung;
Fig. 6a ein Detail des Gerätes zur Erfassung der linearen Bewegung aus Fig. 6;
Fig. 7 eine dreidimensionale Wiedergabe der mit Hilfe der Geräte aus den Fig. 5 und 6 erfassten Brustbilder; und
die Fig. 8 und 9 Bilddaten-Abbildungsfunktionen für die Ultraschall- Brustabtastung in Übereinstimmung mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung.
In Fig. 1 ist ein entsprechend den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiertes diagnostisches Ultraschall-Bildaufnahmegerät in Form eines Blockschaltbildes dargestellt. Ein Schallkopf 10 umfasst eine Wandleranordnung 12, die Ultraschallimpulse in den Körper eines Patienten aussendet und Ultraschallechos empfängt. Die Wandleranordnung 12 wird unter der Steuerung eines Strahlenbündlers 16 gepulst und die Echos werden unter der Steuerung dieses Strahlenbündlers 16 empfangen. Die von der Wandleranordnung ausgesendeten und empfangenen Ultraschallstrahlen werden unter der Steuerung des Strahlenbündlers 16 gelenkt und fokussiert, der die Echosignale von einer Vielzahl von Elementen verarbeitet, um Abtastlinien von kohärenten Echosignalen zu bilden. Die empfangenen Echosignale werden durch einen I,Q-Filter 20 einer Quadraturerkennung und Filterung unterzogen und anschließend zur B-Mode- oder Doppler-Anzeige verarbeitet.
Für die B-Mode-Verarbeitung werden die I- und Q-Abtastwerte einer Detektor- und einer Graustufen-Abbildungsschaltung 24 zugeführt, die Graustufensignale erzeugt, deren Helligkeit der Intensität der empfangenen Echosignale entspricht. Die Graustufensignale werden in einem Gewebebildspeicher 40 zusammen mit Informationen gespeichert, die ihre räumliche Beziehung zu dem Bildfeld enthalten. In einer bevorzugten Ausführungsform werden Abtastlinien von Graustufensignalen erfasst, um ein vollständiges planares Bild zu erzeugen, und eine Folge von planaren B-Mode-Gewebebildern wird in dem Gewebebildspeicher 40 gespeichert. Die Bildebenen behalten ihre räumliche Orientierung zu einander, indem sie in der zeitlichen oder räumlichen Folge gespeichert werden, in der sie erfasst wurden.
Für die Doppler-Verarbeitung werden die I- und Q-Abtastwerte einer Hochpass-Filterung in einem Wandfilter 22 unterzogen und anschließend in einem Doppler- Prozessor zu Einheiten von Doppler-Daten zusammengesetzt. Die Dateneinheiten werden mit Hilfe eines Doppler-Verfahrens verarbeitet, zum Beispiel durch Autokorrelation oder Fourier-Transformation, um Doppler-Signale von Parametern wie der Doppler-Leistung (P), Geschwindigkeit (V) oder Varianz (σ) zu erzeugen. Die Doppler-Signale werden verarbeitet, um Bewegungsartefakte in einem Flash-Suppressor (32) zu entfernen, und anschließend zusammen mit Informationen, die den räumlichen Zusammenhang der Doppler- Signale mit dem Bildfeld enthalten, in einem Doppler-Bildspeicher 40' gespeichert. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden Abtastlinien von Doppler-Signalen erfasst, um ein vollständiges planares Bild zu erhalten, und eine Folge von Doppler-Bildern wird in dem Doppler-Bildspeicher 40' gespeichert. Die Doppler-Bilder behalten ihre räumliche Orientierung zu einander, indem sie in der zeitlichen oder räumlichen Folge gespeichert werden, in der sie auch erfasst wurden. Die Gewebe- und Doppler-Bildinformationen können dann auf Wunsch in einem Scan-Konverter 42 in das gewünschte Bildformat, zum Beispiel ein Sektorformat, umgewandelt werden. Es können getrennte Scan-Konverter 42, 42' verwendet werden, um Gewebe- und Doppler-Bilder gleichzeitig umzuwandeln, oder es kann ein einzelner Scan-Konverter verwendet werden, wenn die Verarbeitung der beiden Arten von Bildinformationen zeitmultiplexiert wird. Die Scan-Konversion kann auch in die Wiedergabeoperationen aufgenommen werden, wodurch die beiden Funktionen zusammen ausgeführt werden (d. h. die Polarkoordinaten-Abtastlinien werden direkt in ein dreidimensionales Bild mit rechtwinkligen Koordinaten umgewandelt.)
Die Graustufen-Signaldaten, die Doppler-Signaldaten oder beide werden in einem Volumenbildwiedergabeprozessor 50 einem Volume-Rendering-Verfahren unterzogen. Das Rendering-Verfahren kann entsprechend den Rendering-Parametern durchgeführt werden, die in den Rendering-Parameter-Speicherbereichen 52 und 54 gespeichert sind. Wie in der US-amerikanischen Patentschrift (Anmeldung SN 08/638.710) beschrieben, steuern diese Parameter die Weise, in der jede Art von Bildinformation bei dem Rendering- Vorgang verarbeitet wird. Der Benutzer kann zum Beispiel Werte für die Opazität oder den Kontrast eingeben, mit denen jede Art von Bildinformation zu beaufschlagen ist. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel für die Bilddarstellung der Brust, das im Folgenden beschrieben wird, werden vorgegebene Intensität-Opazität-Transferfunktionen durch die Parameter implementiert, um Brustpathologie mit bestimmten akustischen Eigenschaften hervorzuheben, die für den diagnostizierenden Arzt von Interesse sind.
Die räumlich erfassten Gewebe- und/oder Blutströmungs-Bildinformationen werden zusammen einem Volume-Rendering unterzogen, um ein Bild zu erzeugen, das alle oder ausgewählte Bereiche der abgetasteten volumetrischen Region enthält. Das Volume- Rendering wird von A. Kaufman in dem Artikel "Introduction to Volume Visualizations", IEEE Computer Society Press, 1991, auf den Seiten 1 bis 18 beschrieben. Ein bevorzugtes Volume-Rendering-Verfahren ist ein Projektionsbild, in dem die volumetrischen Signalinformationen in ein einzelnes diagnostisches Bild oder eine Gruppe von Bildern projiziert wurden, wodurch die volumetrische Region aus mehreren Sichtwinkel betrachtet werden kann, wie in den US-amerikanischen Patentschriften 5.474.073 und 5.485.842 beschrieben. Ein bevorzugtes Projektionsbild wird durch einen Projektionsprozess mit maximaler Intensität erzeugt. Um ein Bild mit maximaler Intensität zu erzeugen, werden Diagnosebild-Pixel Px,y (θ) gebildet, indem Elemente der volumetrischen Daten entlang der Projektionslinien analysiert werden, die eine Ebene der Datengruppe in einem Winkel θ schneiden. Es sei zum Beispiel angenommen, dass die Datengruppe eine Folge von N parallelen Bildebenen umfasst, die jeweils Datenpunkte in der x,y-Dimension der Bildebene besitzen, und jede Bildebene eine z-Dimension enthält. Es sei angenommen, dass Projektionslinien symbolisch durch die Bildebenen senkrecht (θ = 90º) zu der Ebene des ersten Bildes in der Folge gezogen werden. Jede symbolische Projektionslinie schneidet die Pixel Pz beim Durchqueren der Bildebenendaten. Die Pixel entlang jeder symbolischen Projektionslinie werden verwendet, um die Pixel Px,y (θ) in dem Diagnosebild entsprechend der Formel
Px,y (θ) = [Pz] x,y
zu bilden, so dass ein Diagnosebild des maximalen Intensitätswertes entlang jeder symbolischen Projektionslinie gebildet wird. Das dem Volume-Rendering unterzogene Bild wird durch einen Videoprozessor 60 in Videosignale umgewandelt und auf einer Anzeige 100 dargestellt.
Verfahren zur Darstellung der Brust sind in den folgenden Zeichnungen veranschaulicht. Fig. 2 zeigt die Brust 8 eines zurückgelehnten Patienten, die mit einem Hochfrequenz-Linearwandler-Schallkopf 10 abgetastet wird. Bei dem in Fig. 2 dargestellten Schallkopf handelt es sich um einen L10-5 Schallkopf, der durch den Anmelder der vorliegenden Erfindung hergestellt wurde. Der L10-5 Schallkopf ist über ein Kabel 11 mit dem Ultraschallsystem verbunden. Die Brust 8 wird abgetastet, indem der Schallkopf 10 in der durch den Pfeil z angegebenen Richtung über die Brustoberfläche geführt wird. Um den Schallkopf leichter führen zu können und eine gute akustische Kopplung zu schaffen, kann die Brustoberfläche mit einem akustischen Koppelmittel versehen werden. Eine Abtastung der gesamten Brust von einer Extremität zur anderen wird vorgezogen, so dass Echosignale von dem gesamten Brustgewebe in der z-Richtung erfasst werden. Während der Schallkopf über die Brust gleitet, erfasst er eine Folge von Bildern durch die Brust in x- und y- Dimension, wie durch den Abtastebenenumriss 70 angegeben. Der Schallkopf wird wie abgebildet in einer unverändert vertikalen Orientierung gehalten, so dass die Bilder von im Wesentlichen parallelen Abtastebenen erfasst werden. Aufgrund der Schwankung der Brustgewebedicke im Verlauf der Brust wird sich der Schallkopf im Allgemeinen in einem leichten Bogen in der y-Richtung bewegen, wenn er über die Brustoberfläche geführt wird. Der Bogen wird durch die Position des Patienten minimiert, da die Brust etwas flacher wird, wenn sich der Patient zurücklehnt. Wenn der Arzt, der die Abtastung durchführt, für einen ständigen akustischen Kontakt mit der Brust sorgt, wird während der Bewegung des Schallkopfs ein bestimmter Druck aufrechterhalten, durch den das Brustgewebe unter dem Schallkopf leicht komprimiert wird.
Die in Fig. 2 dargestellte Brustabtastung führt zu einer Folge von Bildern 70(1)-70(N), wie in Fig. 3 dargestellt. In dieser Zeichnung ist jedes Bild der Sequenz auf einer Bildebene 72(1), 72(2), 72(3), 72(4), 72(5)... 72(N) abgebildet. Die sequentielle Erfassung der Bilder während der Bewegung des Schallkopfs 10 in z-Richtung führt dazu, dass jede Abtastebene durch einen räumlichen Abstand Δz von den benachbarten Ebenen getrennt ist, wenn der Schallkopf mit konstanter Geschwindigkeit bewegt wird.
Die Bilder werden dann dem Volume-Rendering unterzogen, um ein zusammengesetztes Diagnosebild 80 zu erhalten, wie es in Fig. 4 dargestellt ist. In einer bevorzugten Ausführungsform erfolgt das Volume-Rendering mit Bildern durchgeführt, die auf einer x,y-Basis ausgerichtet sind; das bedeutet, Px,y der Bilder sind auf passende Werte von x und y ausgerichtet. Das Diagnosebild 80 zeigt die pathologischen Eigenschaften der gesamten Bildgruppe. Das Diagnosebild 80 enthält zum Beispiel mehrere helle Flecken bei 82, die in einem oder mehreren der Bilder 70(1)-70(N) auftraten. (Hinweis: Zur besseren Darstellung als Patentzeichnung ist das Bild aus Fig. 4 eine Umkehrung der Schwarzweiß- Eigenschaften eines Ultraschallbildes.) Diese hellen Flecken können auf duktale Mikrokalzifizierungen in der Brust hinweisen und wären daher für den diagnostizierenden Arzt von Interesse. Die ovale Struktur bei 84 kann ein Nachweis für eine Zyste sein, die ebenfalls von Interesse für den Arzt sein könnte. Diese verschiedenen Strukturen 82, 84 können in verschiedenen Bildern der Bildsequenz 70(1)-70(N) aufgetreten sein, jedoch erscheinen sämtliche Strukturen dank des Volume-Rendering der Bilddaten auf dem diesem Verfahren unterzogenen Diagnosebild 80. Auf diese Weise kann der diagnostizierende Arzt anhand von einem oder wenigen (wenn mehrere Abtastdurchgänge erforderlich sind, um die gesamte Brust abzudecken) Ultraschallbild(ern) ebenso wie bei der Mammographie eine Diagnose der gesamten Brust stellen.
Das Ultraschall-Bildgebungsverfahren der vorliegenden Erfindung ist mit einem Vorteil verbunden, den die Mammographie nicht bietet. Ebenso wie ein Mammogramm wird das Bild 80 die Position der verdächtigen Pathologie 82, 84 in x- und y- Koordinaten zeigen, liefert aber keinerlei Anhaltspunkt hinsichtlich der Position der Pathologie in z-Richtung. Die Bildsequenz, aus der das Bild 80 gewonnen wurde, enthält diese Information jedoch sehr wohl. Der Arzt kann die z-Koordinate der Pathologie identifizieren, indem er die einzelnen Bilder der Sequenz überprüft, bis das Bild gefunden ist, das die betreffende Pathologie an den x,y-Koordinaten des dem Volume-Rendering unterzogenen Bildes enthält. Die Position des Bildes in der Bildsequenz gibt Aufschluss über die z- Koordinate der Pathologie. Darüber hinaus kann das Volume-Rendering auch in dynamischer Parallaxe betrachtet werden, wie in der US-amerikanischen Patentschrift 5.485.842 beschrieben, wodurch die Position der verdächtigen Pathologie in einer dreidimensionalen Bildanzeige dargestellt werden kann.
In Fig. 5 ist ein Gerät 90 zur Unterstützung der Ultraschallabtastung der Brust 8 im Querschnitt dargestellt. Die Abtasthilfe 90 umfasst einen mit Wasser gefüllten Wasserbeutel 92 bei 94 und ist mit einer halbsteifen Abtastoberfläche 96 versehen. Der Wasserbeutelbereich der Abtasthilfe umfasst ein nachgiebiges Element, das sich der Kontur der Brust anpasst und für eine gute akustische Kopplung zwischen einer Abtastoberfläche und der Brust sorgt. Die halbsteife Abtastoberfläche schafft einen linearen Pfad, über den der Schallkopf 10 in z-Richtung bewegt wird, wenn die darunter liegende Brust 8 abgebildet wird. Im Betrieb wird ein akustisches Koppelmittel verwendet, um eine gute akustische Kopplung zwischen dem Wasserbeutel 92 und der Brust 8 und zwischen dem Schallkopf 10 und der Abtastoberfläche 96 zu gewährleisten. Wenn sich der Schallkopf 10 über die Abtastoberfläche 96 bewegt, sorgt die flache Abtastoberfläche für eine konstante Referenzebene in der y-Richtung in Bezug auf die Brust. Die während der Abtastung erfassten Bilder behalten eine einheitliche Beziehung zu der Brust in y-Richtung und können in einem Diagnosebild 120, das in Fig. 7 dargestellt ist, wiedergegeben werden, das die räumliche Übereinstimmung mit dem gesamten Organ von Einzelbild zu Einzelbild beibehält, wie durch die Wölbung 122 der Brustoberfläche in der Zeichnung dargestellt. Die pathologischen Strukturen 82, 84, wie in dem Bild aufgedeckt wurden, weisen daher verglichen mit einem Bild von einer Abtastung, bei der sich der Schallkopf beim Überqueren der Brust auf und ab bewegt, eine bessere räumliche Übereinstimmung mit ihrer jeweiligen tatsächlichen Position in der Brust auf.
Die Abtastoberfläche 96 der Abtasthilfe 90 ist halbsteif, damit sie elastisch genug ist, um sich dem Wandlerfenster des Schallkopfs anzupassen, eine Überlegung, die bei der Verwendung einer gekrümmten Linearwandleranordnung zur Abtastung eine Rolle spielt. Die Oberfläche 96 könnte selbst in x-Richtung vorgekrümmt sein, um sich besser an die konvexe Krümmung des Wandlerfensters eines gekrümmten Linearwandler-Schallkopfs anzupassen.
Die Abtastung der Brust kann freihändig ohne Quantifizierung der Abtastebenenerfassung zur Bewegung des Schallkopfs durchgeführt werden. Bei derartigen freihändigen Abtastungen versucht der Benutzer, den Schallkopf mit einer konstanten Geschwindigkeit zu bewegen, so dass die Bildebenen in z-Richtung durch einen im Wesentlichen gleichmäßigen Abstand getrennt sind. Mit Hilfe von mehreren Versuchen mit langsamer und schnellerer Bewegung des Schallkopfs wird der Benutzer zu einer Abtastgeschwindigkeit kommen, die die besten Bilder ergibt. Eine langsame Bewegung des Schallkopfs über die Brust wird die Abtastdichte der Brust in z-Richtung erhöhen und eine relativ große Anzahl von Bildern für das Volume-Rendering zur Folge haben. Eine schnellere Bewegung des Schallkopfs wird zu einer geringeren Abtastdichte in z-Richtung führen und entsprechend weniger Bilder für das Volume-Rendering ergeben.
Es kann wünschenswert sein, Bilder mit im Wesentlichen konstanten räumlichen Intervallen in z-Richtung zu erfassen, was eine bekannte und gleichmäßige Abtastung der Brust in dieser Richtung verschafft und die Gewähr bietet, dass die Brust nicht unterabgetastet wurde und verdächtige Pathologien in z-Richtung übersehen wurden. Zu diesem Zweck muss man die relative Position des Schallkopfs in z-Richtung kennen, so dass jedes Bild nach Zurücklegen des erforderlichen Abstands Δz erfasst werden kann. Eine Möglichkeit hierfür besteht darin, schallkopfinterne Vorrichtungen zu nutzen, zum Beispiel die in der US-amerikanischen Patentschrift 5.529.979 beschriebenen Beschleunigungsmesser. Wie dieses Patent lehrt, reagieren diese internen Vorrichtungen auf die Bewegung des Schallkopfs, indem sie Signale erzeugen, die in Positionsinformationen für den Schallkopf und seine Abtastebene aufgelöst werden.
Es können auch externe Vorrichtungen, die an dem Schallkopf angebracht werden, verwendet werden, um die Position des Schallkopfs während einer Abtastung besser bestimmen zu können, zum Beispiel Vorrichtungen wie in Fig. 6 dargestellt. Diese Zeichnung zeigt ein Gerät zur Erfassung der linearen Bewegung 110-118, das an der Abtastoberfläche 96 der Abtasthilfe 90 angebracht ist. Das abgebildete Gerät zur Erfassung der linearen Bewegung umfasst ein Gehäuse 110, das einen Linearsensor enthält. Es ist ein Kranz 114 vorgesehen, in den der Schallkopf 10 eingerastet wird. Der Kranz ist über ein Stangenelement 116 mit dem Gehäuse 110 verbunden, wobei das Stangenelement 116 durch eine längliche Öffnung 112 an der Seite des Gehäuses 110 in den Linearsensor in dem Gehäuse 110 einrastet. Der Linearsensor in dem Gehäuse 110 liefert Signale, die Aufschluss über die Position des Stangenelements, des Kranzes und seines eingerasteten Schallkopfs geben, über ein Kabel 117, das über einen Konnektor 118 mit dem Ultraschallsystem verbunden ist.
Für das Gerät zur Erfassung der linearen Bewegung können Linearsensoren jeglicher Art verwendet werden. Das Gehäuse 110 kann eine Lichtquelle enthalten, zum Beispiel eine Reihe von LEDs, die einem Streifen von Photosensoren auf der anderen Seite des Gehäuses gegenüberliegen. Wenn sich der Kranz 114 und das Stangenelement 116 in z- Richtung bewegen, unterbricht das Stangenelement 116 den Lichtpfad zwischen den LEDs und den Photosensoren an Positionen entlang des Streifens. Ein Signal, das die Position der Unterbrechung angibt, wird an das Ultraschallsystem gesendet, um die Position des Schallkopfs anzugeben. Als eine zweite Alternative könnte ein Magnetsystem verwendet werden, das die Position eines metallischen Stangenelements bei seiner Bewegung im Inneren des Gehäuses auf magnetischem Wege erfasst. In Fig. 6a ist ein elektromechanischer Sensor dargestellt, in dem das Stangenelement 116 gegen einen kapazitiven Streifen 119 kommt, wenn es sich in z-Richtung bewegt. Der kapazitive Streifen funktioniert in der Weise einer kapazitiven Laptop-Computermaus, wodurch der Punkt des Oberflächenkontakts erfasst und als Positionssignal an das Ultraschallsystem weitergeleitet wird.
Das Schallkopf-Positionssignal wird von dem Strahlenbündler aus Fig. 1 verwendet, um die Zeit der Erfassung eines Bildes zu bestimmen. Der gewünschte Abstand zwischen den Ebenen kann zum Beispiel auf 0,5 mm eingestellt werden. Jedes Mal, wenn der Schallkopf sich um weitere 0,5 mm bewegt, wie durch das Positionssignal angegeben, steuert der Strahlenbündler den Schallkopf 10 so, dass ein weiteres Bild erfasst wird. Die resultierende Ebenensequenz wird einen gleichmäßigen Abstand von 0,5 mm haben. Es ist zu beachten, dass absolute Abstandsmessungen nicht erforderlich sind, wenn die Abtastung vor dem Brustgewebe startet und danach endet, da relative Abstandsmessungen ausreichen, um die gesamte Brust bei gleichmäßigem Ebenenabstand abzutasten.
In Übereinstimmung mit einem Aspekt der vorliegenden Erfindung können die während der Brustabtastungen erfassten Echosignale verarbeitet werden, um nur diejenigen akustischen Eigenschaften hervorzuheben, die auf eine Pathologie hinweisen, welche für den diagnostizierenden Arzt interessant ist.
Mikrokalzifizierungen zum Beispiel sind relativ harte kalzifizierte Partikel, die relativ hyperechoisch sind, das bedeutet, dass sie die Ultraschallenergie relativ stark reflektieren. Um hyperechoische Substanzen hervorzuheben, kann eine ansteigende Opazitäts-Transferkurve 130 verwendet werden, wie sie in Fig. 8 dargestellt ist, um das volumetrische Bild wiederzugeben. Die Transferkurve 130 gibt den Wert eines Ausgangssignals für einen gegebenen Eingangswert auf der Abszisse der Zeichnung, an. Die Transferkurve 130 beginnt mit einer Ausgangsamplitude von null für Eingangswerte mit geringem Pegel, so dass Rauschsignale mit geringem Pegel unterdrückt werden. Über einem bestimmten Schwellwert am Knickpunkt der Kurve 130 steigt die Ausgangsamplitude bei zunehmenden Eingangswerten monoton an. Dies führt dazu, dass Eingangssignale mit hohem Pegel, wie die von Kalzifizierungen erhaltenen Signale, als stärker opake Anzeigepixel erzeugt werden, wie durch Punkt 132 auf der Transferkurve angegeben. Ein von Mikrokalzifizierungen in der Brust erhaltenes starkes Echo wird also als ein heller opaker Punkt auf einem oder mehreren der Bilder in der Bildsequenz dargestellt, und ein Volume-Rendering mit maximaler Intensität zeigt einen hellen Mikrokalzifizierungspunkt 82 in dem Diagnosebild 80, 120. Eingangssignale mit niedrigerem Pegel von normalem Gewebe auf Bildern vor der Mikrokalzifizierung, die die interessierende Pathologie nur verdunkeln würden, werden mit größerer Transparenz wiedergegeben, so dass der Arzt effektiv durch das normale Gewebe hindurchsieht und die verdächtigen Mikrokalizifizierungen erkennt. Die vorliegende Erfindung erhöht somit die Augenfälligkeit von Läsionen, indem sie die Läsionen opaker wiedergibt als normales Gewebe.
Die Transferkurve 130 kann an zahlreichen Orten auf dem Signalverarbeitungspfad aus Fig. 1 auf die empfangenen Echosignale angewendet werden. Sie kann auf B-Mode-Echosignale in der Abbildungsfunktion der Detektor- und Graustufen- Abbildungsschaltung 24 angewendet werden oder als eine Abbildungsfunktion während der Scan-Konversion. Vorzugsweise wird sie als ein Gewebe-Rendering-Parameter angewendet, der während des Volume-Rendering benutzt wird, um verdächtige Läsionen opaker und normales Gewebe transparenter zu machen.
Wenn man nach hypoechoischen Läsionen wie einer Zyste 84 sucht, kann eine abnehmende Opazitäts-Transferkurve 140 verwendet werden, wie sie in Fig. 9 dargestellt ist. Eine mit Flüssigkeit gefüllte Zyste reflektiert relativ wenig akustische Energie (hypoechoisch), so dass ihre akustische Signatur in einer geringen oder gar keinen Echoreaktion besteht. Eine abnehmende Opazitäts-Transferkurve 140 wird eine derartige Reaktion mit einem stärker opaken Bildpixel hervorheben, da Eingangswerte mit niedrigem Pegel einen größeren Opazitätswert ergeben, wie durch den Punkt 142 auf der Kurve angegeben. Diese Transferkurve führt dazu, dass hypoechoische Zysten 84 als helle opake Flecke in dem Diagnosebild 80, 120 dargestellt wird. Die Transferkurve 140 kann auch auf verschiedene Punkte in dem Signalverarbeitungspfad angewendet werden, einschließlich der Graustufen-Abbildungsfunktion und der Scan-Konversion, wo ihre Wirkung darin besteht, eine Wiedergabe mit minimaler Intensität zur Betonung hypoechoischer Signale zu erzeugen. Vorzugsweise wird die Funktion als ein Opazitäts-Rendering-Parameter verwendet, um hypoechoische Bereiche beim Volume-Rendering opaker zu machen.
Das Brustgewebe enthält ein engmaschiges Netz aus kleinen Blutgefäßen. Beim Hervorheben von hypoechoischen Strukturen in der Brust wie oben beschrieben werden auch die Lumen der Blutgefäße aufgrund ihrer hypoechoischen Eigenschaft hervorgehoben oder opaker gemacht. Im Gegensatz zu einer Zyste enthält ein Blutgefäß jedoch eine sich bewegende Substanz, nämlich fließendes Blut. Dieses Unterscheidungsmerkmal der Blutgefäße kann daher erkannt und verwendet werden, um die Hervorhebung oder die opake Wiedergabe von Blutgefäßen bei der Brustdarstellung zu unterdrücken. Ein Verfahren zum Identifizieren einer Blutströmung besteht in der Doppler-Erkennung, da die Bewegung des Blutes ein Doppler-Rücksignal zur Folge hat. Das bedeutet, dass sowohl Graustufen- als auch Doppler-Informationen für jedes Bild erfasst werden können, wie sie in einem Farbflussbild enthalten sind. Die B-Mode-Komponente des Farbflussbildes kann dem Volume-Rendering unterzogen werden, um das Diagnosebild zu erzeugen, und die Doppler- Informationen können als Rendering-Parameter verwendet werden, um Anzeigeinformationen an Orten zu unterdrücken, die ein Doppler-Signal zurückgesendet haben. Die Anzeige von Blutgefäß-Lumen als helle oder opake Bereich mit der Transferkurve 140 wird durch einen Blutströmungs-Rendering-Parameter maskiert, der Anzeigeinformationen an Orten eliminiert, die ein Doppler-Signal zurückgesendet haben, zum Beispiel bei einem Blutgefäß. In dem resultierenden Diagnosebild wird somit die stationäre Flüssigkeitsansammlung einer mit Flüssigkeit gefüllten Zyste hervorgehoben oder opak wiedergegeben, während die Anzeige von Blutgefäß-Lumen als hervorgehobene oder opake Strukturen durch Erkennung ihrer Doppler-Eigenschaften unterdrückt wird.
Die Verfahren der vorliegenden Erfindung eignen sich für eine breite Vielfalt an Ultraschallköpfen. Mechanische Schallköpfe, die ein Ultraschallstrahlenbündel mechanisch lenken, um die Brust abzutasten, können ebenso verwendet werden wie Schallköpfe mit zweidimensionalen Anordnungswandlern, die in der Lage sind, ein Ultraschallstrahlenbündel für die Abtastung in drei Dimensionen zu lenken. Jede dieser Arten von Schallköpfen kann verwendet werden, um Ultraschalldaten von einer volumetrischen Region der Brust zu erfassen.

INSCHRIFT DER ZEICHNUNG

Fig. 1

Beamformer Strahlenbündler
S/H position signal Schallkopf-Positionssignal
I,Q Filter I,Q-Filter
Wall filter Wandfilter
Tissue image scan conv. Gewebebild-Scan-Konverter
Doppler image scan conv. Dopplerbild-Scan-Konverter
Tissue image memory Gewebebildspeicher
Doppler image memory Dopplerbildspeicher
Detect, Map Erkennen, Abbilden
Flash suppress Flash-Suppressor
Doppler processor Doppler-Prozessor
Blood flow rendering parameters Blutströmungs-Rendering-Parameter
Tissue rendering parameters Gewebe-Rendering-Parameter
Volume image rendering Volume-Rendering
Video processor Video-Prozessor
Display Anzeige

Fig. 8 und 9

Max Max.
Amp./Opacity Ampl./Opazität
Input value Eingangswert

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung eines Ultraschallbildes von einem Körperteil, der hypoechoisches oder hyperechoisches Gewebe enthalten kann, wobei das Bild zu untersuchende interessierende Objekte innerhalb des normalen Gewebes darstellt, und das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:

Erfassen von Ultraschall-Bilddaten des Körperteils und Schaffung eines als Diagnosebild bezeichneten Untersuchungsbildes aus den genannten Bilddaten;

Betonen der akustischen Eigenschaften des interessierenden Objekts, einschließlich der Abbildung von Ultraschall-Bilddaten mit Hilfe von entsprechenden Opazitäts-Transferfunktionen, um zu erreichen, dass hyperechoische oder hypoechoische Objekte mit größerer Opazität wiedergegeben werden als normales Gewebe;

dadurch gekennzeichnet, dass:

es sich bei dem Körperteil um die Brust handelt und die Schritte der Schaffung des Diagnosebildes Folgendes umfassen:

Verarbeitung der von einer Brustregion erhaltenen Ultraschall- Echoinformationen zur Erzeugung von B-Mode-Signalen;

Verarbeitung der von der genannten Brustregion erhaltenen Ultraschall- Echoinformationen zur Erzeugung von Doppler-Signalen; und

Hervorhebung des hypoechoischen Gewebes mit den folgenden Schritten:

Verarbeitung der genannten B-Mode-Signale zur Erzeugung von Bildsignalen, die die hypoechoischen Bereiche der genannten Region betonen; und

Unterdrückung der Anzeige von hypoechoischen Bereichen der genannten Region, die den genannten Doppler-Signalen entsprechen;

Anzeige des verarbeiteten Diagnosebildes, wobei das interessierende hypoechoische Gewebe mit größerer Opazität wiedergegeben wird als normales Gewebe und andere hypoechoische Regionen, die den Dopplersignalen entsprechen, ausgeschlossen werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte der Schaffung des Diagnosebildes der Brust Folgendes umfassen:

Erfassen eines Ultraschall-Datensatzes einer volumetrischen Region einer Brust; Volume-Rendering der genannten Ultraschalldaten; und Bildung des Diagnosebildes aus dem Volume-Rendering;

und wobei der Schritt der Anwendung der Opazitäts-Transferfunktion die Anwendung der genannten Opazitäts-Transferfunktion auf einen Gewebe-Rendering-Parameter umfasst, der die interessierenden Objekte wie zum Beispiel Läsionen mit einer größeren Opazität wiedergibt als normales Gewebe.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der genannte Opazitäts-Rendering- Parameter eine ansteigende Transferkurve aufweist.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei der genannte Opazitäts-Rendering- Parameter hyperechoische kalzifizierte Substanzen in der Brust mit größerer Opazität wiedergibt als normales Gewebe.

5. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der genannte Opazitäts-Rendering- Parameter eine abfallende Transferkurve aufweist.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei der genannte Opazitäts-Rendering- Parameter hypoechoische Regionen in der Brust mit größerer Opazität wiedergibt als normales Gewebe.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 6, das weiterhin den Schritt der Maskierung von Anzeigebereichen umfasst, die Doppler-Signale über einem bestimmten Schwellwert zurücksenden, um die Wiedergäbe von Blutgefäß-Lumen als opake Regionen zu unterdrücken.

8. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem zur Erstellung eines Diagnosebildes der Brust gemäß dem Verfahren aus einem der Ansprüche 1 bis 7, das Folgendes umfasst:

Mittel zur Erfassung eines Ultraschall-Echosignal-Datensatzes einer volumetrischen Region einer Brust; und

einen Volume-Renderer, der auf die genannten Ultraschall-Echosignale reagiert, um ein Bild der genannten volumetrischen Region der Brust wiederzugeben, das als Diagnosebild verwendet wird.

9. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 8, wobei der genannte Volume-Renderer Mittel zur Wiedergabe eines Projektionsbildes umfasst, das als diagnostisches Bild verwendet wird.

10. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 8, wobei der genannte Volume-Renderer Mittel zur Wiedergabe eines Bildes mit maximaler oder minimaler Intensität umfasst.

11. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 10, wobei der genannte Volume-Renderer ferner Mittel zur Wiedergabe eines Projektionsbildes umfasst.

12. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach einem der Ansprüche 8 bis 11, das weiterhin eine Brust-Abtasthilfe umfasst, die an dem genannten Schallkopf befestigt ist, um die Abtastung einer Brust zu unterstützen.

13. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 12, wobei die genannte Brust-Abtasthilfe Mittel zur Unterstützung der linearen Abtastung einer Brust umfasst.

14. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 13, wobei die genannten Mittel zur Unterstützung der linearen Abtastung Mittel zur Unterstützung der Erfassung eines Bilddatensatzes einer volumetrischen Region einer Brust umfassen und der genannte Datensatz auf eine räumliche Ebene bezogen wird, die durch die genannten unterstützenden Mittel definiert wird.

15. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 13, wobei die genannten Mittel zur Unterstützung der linearen Abtastung Mittel zum Identifizieren der Bewegung oder Position des genannten Schallkopfs entlang eines linearen Pfads umfassen.

16. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 15, wobei die genannten Mittel zur Unterstützung der linearen Abtastung Mittel zur Quantifizierung der Bewegung oder Position des genannten Schallkopfs entlang eines linearen Pfads umfassen.

17. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 15 oder 16, das weiterhin einen mit dem genannten Schallkopf gekoppelten Strahlenbündler umfasst, um den genannten Schallkopf so zu steuern, dass Bilder in Bezug auf die Bewegung oder Position des genannten Schallkopfs erfasst werden.

18. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 15, wobei das genannte Quantifizierungsmittel einen Sensor enthält, bei dem unter einem elektromechanischen Sensor oder einem magnetischen Sensor gewählt werden kann.

19. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 18, wobei der genannte Sensor einen Positionssensor umfasst.

20. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 8, wobei der genannte Schallkopf Mittel zur Identifizierung der Position oder Bewegung des genannten Schallkopfs umfasst.

21. Diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem nach Anspruch 20, wobei der genannte Schallkopf ein in der Hand zu haltendes Schallkopfgehäuse mit den Komponenten des genannten Schallkopfs umfasst, einschließlich Mitteln zum Identifizieren der Position oder Bewegung des genannten Schallkopfs.