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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erzeugen eines Bilds eines
Sichtfelds anhand von Bilddaten mit sowohl Bewegungsfrequenz- als
auch Bewegungsstärkekomponenten,
wobei die Bewegungsfrequenz in Form festgelegter Farben und die
Bewegungsstärke
in Form von Helligkeitspegeln repräsentiert sind, wobei das Verfahren
folgende Schritte umfasst:
erstes Erzeugen von Augenblicksbewegungsstärkedaten
entsprechend dem abgebildeten Sichtfeld;
zweites Erzeugen von
Augenblicksbewegungsfrequenzdaten entsprechend dem abgebildeten
Sichtfeld;
erstes Berechnen einer zeitgemittelten Bewegungsstärke aus
einer Rückkopplungsbewegungsstärke, der
Augenblicksbewegungsstärke
und mindestens einem ersten Persistenzfaktor;
zweites Berechnen
einer zeitgemittelten Bewegungsfrequenz aus einer Rückkopplungsbewegungsfrequenz,
der Augenblicksbewegungsfrequenz und mindestens einem zweiten Persistenzfaktor,
der sich von dem ersten Persistenzfaktor unterscheidet;
Kombinieren
der zeitgemittelten Bewegungsstärke und
der zeitgemittelten Bewegungsfrequenz zum Definieren eines Farbbilds;
und Erzeugen eines Bilds entsprechend dem Farbbild zum Anzeigen
auf einer Sichtanzeigenvorrichtung.
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Die
Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zum Zuweisen eines Bildsignalzustands
entsprechend einer Anzeigecharakteristik zu einem festgelegten Bild punkt
in einem Sichtfeld, wobei es sich bei dem Bildsignalzustand um mindestens
einen von zwei potentiellen Signalzuständen handelt, wobei das Verfahren
folgende Schritte umfasst:
Summieren von Bildpunktwerten entsprechend
einem Satz von Bildpunkten nahe dem festgelegten Bildpunkt für einen
aktuellen Bildrahmen und für
einen Satz von Bildrahmen, der in einem Zeitraum nahe dem aktuellen
Bildrahmen erzeugt worden ist, um einen zeit- und raumgemittelten
Wert für
den festgelegten Bildpunkt zu erhalten;
Vergleichen des zeit-
und raumgemittelten Werts mit mindestens einem Schwellenwert zum
Zuweisen eines der mindestens zwei potentiellen Signalzustände für den festgelegten
Bildpunkt; und
Berechnen eines Anzeigebildsignals zumindest
teilweise anhand des zugewiesenen einen der mindestens zwei potentiellen
Signalzustände
für den
festgelegten Bildpunkt.
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Die
vorliegende Erfindung betrifft generell Bilderzeugungssysteme und
insbesondere ein System zum Erzeugen von Bildern, die sowohl statische als
auch dynamische Regionen aufweisen, wie z. B. eine Ansicht eines
Blutgefäßes, in
dem Blut strömt und
das relativ stationäres
Gewebe aufweist. Ferner betrifft die vorliegende Erfindung insbesondere
das Anzeigen eines von dem Ultraschall-Bilderzeugungssystem wiedergegebenen
Bilds der dynamischen Teile des Sichtfelds in verschiedenen von
mehreren Farben, die variierenden Graden des dynamischen Verhaltens
zugeordnet sind, wobei das eingefärbte dynamische Bild auf ein
Bild mit relativ statischen Merkmalen, das im Grauskalaformat repräsentiert
ist, gelegt ist.
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In
den Vereinigten Staaten und vielen anderen Ländern sind Herzkrankheiten
die Hauptursache für
Tod und Invalidität.
Eine besondere Art der Herzkrankheit ist die Arteriosklerose, die
zu einer Degeneration der Wände
und des Lu mens der Arterienwände
im gesamten Körper
führt.
Wissenschaftliche Studien haben die Verdickung der Arterienwand
und das letztendliche Vordringen des Gewebes als Fettmaterialaufbau
in dem Lumen nachgewiesen. Dieses Material ist als "Ablagerung" bekannt. Da sich
die Ablagerung aufbaut und das Lumen verengt, wird der Blutstrom
eingeschränkt.
Wenn sich die Arterie zu stark verengt oder wenn sich ein Blutklumpen
an einer verletzten Ablagerungsstelle (Läsion) bildet, wird der Strom
stark reduziert oder abgeschnitten, und folglich kann der diesen
Strom führende
Muskel aufgrund von Sauerstoffmangel verletzt werden oder absterben.
Arteriosklerose kann im gesamten menschlichen Körper auftreten, ist jedoch
besonders lebensbedrohend, wenn sie die Koronararterien betrifft,
die das Herz mit Sauerstoff versorgen. Wenn der Blutstrom zum Herzmuskel
beträchtlich
reduziert oder abgeschnitten wird, kommt es häufig zu einem Myokardinfarkt
oder "Herzanfall". Wenn keine sofortige Behandlung
erfolgt, führt
ein Herzanfall häufig
zum Tod.
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Die
Medizin wendet eine Vielzahl von Mitteln zum Behandeln einer Koronarkrankheit
an, die von Medikamenten bis zu einer Bypass-Operation am offenen
Herzen reichen. Häufig
kann eine Läsion
mit minimalem Eingriff unter Verwendung von Geräten auf Katheterbasis diagnostiziert
und behandelt werden, wobei die Geräte über die Oberschenkelarterie in
der Leiste in die Koronararterien eingeführt werden. Beispielsweise
handelt es sich bei einer Behandlung von Läsionen um einen Prozess, der
als perkutane transluminale Coronar-Angioplastie (PTCA) bekannt
ist, wobei ein Katheter mit einem aufweitbaren Ballon an seiner
Spitze in die Läsion eingeführt und
aufgeblasen wird. Die darunter liegende Läsion wird umgeformt, und es
wird darauf gehofft, dass sich der Lumendurchmesser vergrößert, um
den Blutstrom wiederherzustellen.
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Das
angewandte Verfahren zum Führen
eines Katheters bei Prozessen, wie z. B. PTCA, ist das Herstellen
von Echtzeit-Röntgenbildern.
Bei diesem Verfahren wird ein röntgenfähiger Farbstoff
in die verzweigten Koronararterien injiziert, um eine Abbildung des
Blutstroms zu erzeugen. Mit dieser Technik kann der Arzt Stellen
identifizieren, an denen der Blutstrom eingeschränkt ist. Nach dem Identifizieren
dieser Stellen werden therapeutische Mittel mit Hilfe eines unverzögerten Röntgenbilds
positioniert. Das Röntgenbild
liefert jedoch keine Informationen über die Morphologie, d. h.
die Form und Struktur der Arterie.
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In
den vergangenen 10 Jahren haben Kardiologen eine neue Technik zum
Erhalten von Informationen über
das Koronargefäß und zum
Unterstützen des
Beobachtens der Auswirkungen der Therapie auf die Form und Struktur
des Gefäßes und
nicht nur den Blutstrom angewandt. Bei dieser Technik, die als intrakoronarer
oder intravaskularer Ultraschall (ICUS/IVUS) bekannt ist, werden
miniaturisierte Wandler an der Spitze des Katheters verwendet, die elektronische
Signale an ein externes Bilderzeugungssystem liefern, um ein zwei- oder dreidimensionales
Bild des Lumens, des Arteriengewebes und des die Arterie umgebenden
Gewebes zu erzeugen. Diese Bilder werden im wesentlichen in Echtzeit
erzeugt und bieten eine hohe Auflösung. Als Verbesserung gegenüber Röntgenbildern
vereinfachen die Wandler den Aufbau von Bildern der genauen Stelle, an
der die Wandler in dem Gefäß platziert
sind.
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In
den Vereinigten Staaten und anderen Ländern sind jetzt mehrere ICUS-/
IVUS-Vorrichtungen im Handel erhältlich.
Diese Vorrichtungen weisen eine Wandler-Sonden-Anordnung entweder
mit einem Festkörper-Wandler-Array
oder einem Drehkristall auf. Der Arzt ist am meisten an der Identifizierung der
Größe und Form
des Lumens sowie an Lappen oder Rissen in der Ablagerung interessiert.
Handelsübliche
Systeme erzeugen detaillierte Bilder dieser relativ statischen Merkmale
aufgrund der relativ hohen Frequenz des Ultraschalls, mit dem sie
arbeiten. Bildsignale werden typischerweise mit Frequenzen zwischen
10 und 40 MHz gesendet.
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Wie
bereits im US-Patent 5,453,575 erläutert, tritt bei diesen Vorrichtungen,
die mit solchen hohen Frequenzen arbeiten, ein gemeinsames Problem auf.
Da die Ultraschallfrequenz erhöht
wird, steigt die Rückstreuung
vom Blut auf die vierte Potenz der Frequenz an. Bei Frequenzen von
ungefähr
30 MHz nä hert
sich die Amplitude der Rückstreuung
vom Blut der Amplitude der Rückstreuung
und Reflexion vom Arteriengewebe. Aufgrund dieses Phänomens ist
das Bild des Lumens mit vom Blut stammenden Echos ausgefüllt, und
es ist häufig
schwierig, Blut von umgebendem Gewebe zu unterscheiden. Daher hat
der Arzt Schwierigkeiten, das Lumens zu definieren.
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Das
Problem mit den vom Blut stammenden Echos ist auf verschiedene Arten
durch Erzeugen von Bildern dynamischer Regionen in einem Sichtfeld
angegangen worden. Ein Beispiel für ein solches System und Verfahren
ist im US-Patent
5,453,575 beschrieben, wobei ein "dynamisches" Bild erzeugt und danach auf ein zweites
Bild gelegt wird, das relativ statische Merkmale eines Sichtfelds
in einem Gefäßsystem
repräsentiert.
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Obwohl
die bekannten Bilderzeugungssysteme und -verfahren bei der Unterscheidung
zwischen dynamischen und statischen Merkmalen in einem Sichtfeld
bei der Intravaskular-Bilderzeugung hilfreich waren, sind dabei
bestimmte Mängel
aufgetreten. Erstens neigen die bekannten Bilderzeugungssysteme
für den
intravaskularen Blutstrom dazu, sich langsam bewegendes Gewebe als
dynamische Region darzustellen, die nicht leicht von Regionen sich bewegenden
Bluts zu unterscheiden ist. Ferner neigen derzeit verwendete Ultraschall-Gefäß-Bilderzeugungssysteme
dazu, ein instabiles Bild darzustellen, bei dem sich dynamische
Teile des Bilds drastisch von einem Rahmen zum nächsten verändern, wodurch ablenkende "aufblitzende" Anzeigen erzeugt werden.
Mit anderen Worten wechseln die Farbbits für einen großen Prozentsatz von Pixeln
auf dem Bildschirm zwischen Ein- und Aus-Zuständen, wenn eine Anzeige mit
neuen Bilddaten aktualisiert wird. Die speziellen Pixeln zugeordnete
Farbe weist im wesentlichen die gleichen Instabilitäten auf.
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Ferner
ist in EP-A-0 359 130 ein Bilderzeugungssystem beschrieben, bei
dem feststehende Echos als Grauskalenbild angezeigt werden, während bewegungsbezogene
Abtastdaten gemittelt und als farbkodiertes Bild anzeigt werden.
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Schließlich ist
in US-A-4,761,740 ein Ultraschall-Blutstrom-Bilderzeugungssystem
mit einer Unterscheidungs-Vorrichtung beschrieben, die Energie,
die mittlere Blutstromgeschwindigkeit und ein Varianz-Datenausgangsignal
von einer Autokorrelationsschaltung empfängt.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt generell die Aufgabe zugrunde, ein
verbessertes Blutstrombild bei der Intravaskular-Bilderzeugung mittels
Ultraschall-Bilderzeugungseinrichtungen
bereitzustellen.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt generell insbesondere die Aufgabe zugrunde,
ein verbessertes Verfahren zum Erzeugen eines Bilds eines Sichtfelds
in einem Gefäßsystem
zu schaffen, welches ein klares Bild des Bluts durch Unterscheidung
zwischen Regionen des Blutstroms und Regionen mit relativ statischen
Merkmalen bietet.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, Bilder von Blutgefäßen zu erzeugen,
bei denen Regionen des Blutstroms leicht von der Gefäßwand und
umgebendem Gewebe zu unterscheiden sind.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt insbesondere die Aufgabe zugrunde,
eine verbesserte Einrichtung zum Unterscheiden zwischen Blutstrom-Regionen
und Regionen sich langsam bewegenden Gewebes bei der Intravaskular-Bilderzeugung
bereitzustellen.
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Der
Erfindung liegt ferner die Aufgabe zugrunde, ein verbessertes Verfahren
zum Erzeugen eines Mischbilds eines Sichtfelds anhand statischer und
dynamischer Bilddaten bereitzustellen.
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Der
Erfindung liegt insbesondere die Aufgabe zugrunde, das "Aufblitzen" von Pixeln zwischen Farb-
und Nichtfarb-Zuständen
zu eliminieren.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt ferner die Aufgabe zugrunde, eine Einrichtung
bereitzustellen, die es einem Betrachter eines ICUS-/IVUS-Bilds
ermöglicht,
leicht zwischen einem Bild der Blutstrom-Region in einem Gefäß-Querschnitt
und einem gleichzeitig abgebildeten Bild des Gefäßes und des umgebenden Gewebes
zu unterscheiden.
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Es
ist eine artverwandte Aufgabe der vorliegenden Erfindung, auf einem
Monitor die Blutstrom-Region in einem Blutgefäß derart abzubilden, dass ein
starker Kontrast zwischen der Blutstrom-Region und der Gefäßwand sowie
dem umgebenden Gewebe besteht.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt ferner die Aufgabe zugrunde, die obengenannten
Bilder derart zu erzeugen, dass es visuell so scheint, dass sich diese
der Echtzeit-Bilderzeugung annähern.
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Die
obengenannten und weitere Aufgaben werden mit einem Verfahren und
einer Einrichtung des vorgenannten Typs zum Erzeugen eines Bilds
eines Sichtfelds mit dynamischen Regionen erfüllt. Insbesondere wird erfindungsgemäß ein Bild
eines Sichtfelds auf der Basis von Bilddaten, die sowohl Bewegungsfrequenz-
als auch Bewegungsstärkekomponenten
aufweisen, abgebildet. Die Bewegungsfrequenz ist in Form festgelegter
Farben für Bildpunkte
und die Bewegungsstärke
in Form von Helligkeitspegeln in den Farbbildpunkten repräsentiert.
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Insbesondere
werden gemäß dem neuen Bilderzeugungsverfahren
und der neuen Bilderzeugungseinrichtung Augenblicksbewegungsstärkedaten
für ein
abgebildetes Sichtfeld erzeugt. Augenblicksbewegungsfrequenzdaten
werden ebenfalls für das
abgebildete Sichtfeld erzeugt. Die Bewegungsfrequenzdaten entsprechen
der Veränderungsrate (oder
Strömungsgeschwindigkeit)
des Materials in den einzelnen Bildregionen innerhalb des abgebildeten
Sichtfelds. Im Falle der Blutstrombilderzeugung entsprechen die
Frequenzdaten der Blutstromgeschwindigkeit für Bildregionen in einem Sichtfeld.
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Gemäß einem
Aspekt des neuen Bilderzeugungsverfahrens und der neuen Bilderzeugungseinrichtung
wird eine zeitgemittelte Bewegungsstärke anhand eines Augenblicksbewegungsstärkedatensatzes,
einer Rückkopplungsbewegungsstärke und mindestens
eines ersten Persistenzfaktors berechnet. Eine zeitgemittelte Bewegungsfrequenz
wird anhand eines Augenblicksbewegungsfrequenzdatensatzes, einer
Rückkopplungsbewegungsfrequenz und
mindestens eines zweiten Persistenzfaktors, der sich von dem ersten
Persistenzfaktor unterscheidet, berechnet. Die zeitgemittelte Bewegungsstärke und die
zeitgemittelte Bewegungsfrequenz werden von dem Bildverarbeitungssystem
zum Definieren eines Farbbilds verwendet. Danach wird entsprechend dem
Farbbild ein Bild zum Anzeigen auf einer Sichtanzeigevorrichtung
erzeugt.
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Gemäß einem
weiteren Aspekt des neuen Bilderzeugungsverfahrens und der neuen
Bilderzeugungseinrichtung werden Bildsignalzustände für spezielle Bildpunkte durch
Zeit-Raum-Filtern einer speziellen Anzeigecharakteristik (Färben) bestimmt.
Insbesondere werden Bildpunktwerte entsprechend einem Satz von Bildpunkten
nahe dem festgelegten Bildpunkt für einen aktuellen Bildrahmen
und für
einen Satz von Bildrahmen, der in einem Zeitraum nahe dem aktuellen
Bildrahmen erzeugt worden ist, summiert, um einen zeit- und raumgemittelten
Wert für
den festgelegten Bildpunkt zu erhalten. Als nächstes vergleicht der Bildprozessor
den zeit- und raumgemittelten Wert mit mindestens einem Schwellenwert
zum Zuweisen eines der mindestens zwei potentiellen Signalzustände für den festgelegten
Bildpunkt. Bei dem speziellen oben beschriebenen Beispiel wird durch
den Signalzustand festgelegt, ob ein spezieller Bildpunkt ein Farb-
oder Grauskalenpunkt ist. Wenn ein endgültiges Bild von dem Bildverarbeitungssystem
dargestellt wird, wird ein abgebildeter Bildpunkt zumindest teilweise
durch den zugewiesenen Signalzustand für den Bildpunkt definiert.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Die
beiliegenden Patentansprüche
legen die Merkmale der vorliegenden Erfindung genau dar. Die Erfindung
mit ihren Aufgaben und Vorteilen ist am besten anhand der nachfolgenden
detaillierten Beschreibung in Zusammenhang mit den beiliegenden Zeichnungen
verständlich.
Es zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung des Ultraschall-Bilderzeugungssystems zum
Durchführen der
vorliegenden Erfindung mit Darstellung der Verwendung der Vorrichtung
zum Erzeugen des Bilds einer Koronararterie;
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2 eine
vergrößerte und
teilgeschnittene Ansicht eines Teils der in 1 gezeigten
Koronararterie mit Darstellung der nahe eines Ballons befindlichen
Sondenanordnung einer Ultraschall-Bilderzeugungsvorrichtung;
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3 eine
Darstellung eines Corner-Turner-Verfahrens zum Erzeugen eines Satzes
dynamischer Bilddaten für
eine Region, von der ein Bild erzeugt worden ist;
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4 ein
Blockschaltbild eines ersten Teils eines Farb-Strömungsprozessorsystems
gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung; und
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5 ein
Blockschaltbild eines zweiten Teils eines Farb-Strömungsprozessorsystems
gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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6 eine
erläuternde
Darstellung eines Satzes von 3 × 3
Bildpunkten, die im Verlauf des Farbmasken-Raum-Zeit-Filterns gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung abgetastet werden;
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7 ein
Ablaufdiagramm, das gemäß einer bevorzugten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung die Schritte zusammenfasst, die von einem Bilderzeugungssystem
mit einem Farb-Strömungsprozessor
zum Erzeugen eines Helligkeits-Strömungsmischbilds eines Blutgefäßes, von
dem ein Bild erzeugt wird, durchgeführt werden; und
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8 ein
Ablaufdiagramm, das die von dem erfindungsgemäßen Bildverarbeitungssystem zwecks
Reduzierens von Rauschen und Farbaufblitzen in einem angezeigten
Bild durchgeführten Raum-Zeit-Filteroperationen
zusammenfasst.
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ZUSAMMENFASSENDER ÜBERBLICK ÜBER DIE BEVORZUGTE
AUSFÜHRUNGSFORM
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Gemäß der dargestellten
Ausführungsform und 1–2 kann
ein Aufbau von Fettmaterial oder Ablagerung 12 in einer
Koronararterie 14 eines Herzens 16 in bestimmten
Situationen durch Einsetzen eines Ballons 18 in deflatiertem
Zustand über eine
Katheteranordnung 20 in die Arterie behandelt werden. Gemäß 1 ist
die Katheteranordnung 20 eine dreiteilige Anordnung mit
einem Führungsdraht 19,
einem Führungskatheter 20a zum
Einführen
in die große
Arterien, wie z. B. die Aorta 22, und einem Katheter 20b mit
kleinem Durchmesser, der in den Führungskatheter 20a passt.
Nachdem ein Chirurg den Führungskatheter 20a und
den Führungsdraht 19 durch
eine große
Arterie geleitet hat, die zu der Aorta 22 führt, wird
der Katheter 20b mit kleinem Durchmesser eingeführt. Am
Anfang der Koronararterie 14, die teilweise durch die Ablagerung 12 blockiert
ist, wird der Führungsdraht 19 zuerst
in die Arterie gefahren, woraufhin der Katheter 20b folgt,
der den Ballon 18 an seiner Spitze aufweist.
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Wenn
der Ballon 18 in die Koronararterie 14 eingetreten
ist, wie in 2 dargestellt, liefert eine Ultraschall-Bilderzeugungsvorrichtung
mit einer Sonden anordnung 24, die sich in der proximalen
Hülse 26 des
Ballons 18 befindet, dem Chirurgen eine Querschnittsansicht
der Arterie auf einer Videoanzeige 28. Die Sondenanordnung 24 kann
separate Träger-
und Haltematerialien aufweisen, wie in der US-Patentanmeldung Nr.
08/712,576 vom 13. September 1996 beschrieben. Bei anderen Ausführungsformen
kann das Haltematerial des Wandler-Arrays jedoch auch zum Stützen der
integrierten Schaltungsanordnung in einer flexiblen Schaltungskonfiguration
des in US-A-5,857,974 von Eberle et al beschriebenen Typs verwendet
werden, welche hiermit ausdrücklich
zum Gegenstand der vorliegenden Offenbarung gemacht wird. Die Sondenanordnung 24 weist
ein Array von Wandlern auf, die aus hochempfindlichen Wandlermaterialien
des in dem US-Patent 5,368,037 und der US-Patentanmeldung Nr. 08/712,576
beschriebenen Typs gefertigt sind. Bei der dargestellten Ausführungsform
der Erfindung senden die Wandler 20 MHz-Ultraschall-Anregungswellenformen aus.
Andere geeignete Frequenzen der Anregungswellenformen sind jedoch
Fachleuten auf dem Sachgebiet bekannt. Die Wandler der Sondenanordnung 24 empfangen
die reflektierten Ultraschall-Wellenformen
und konvertieren die Ultraschallechos in Echo-Wellenformen. Die
verstärkten Echo-Wellenformen
von der Sondenanordnung 24, die reflektierte Ultraschallwellen
anzeigen, werden durch ein Mikrokabel 25 zu einem außerhalb
des Körpers
des Patienten befindlichen Signalprozessors 30 geleitet.
Der Katheter 20b endet in einer dreiteiligen Verzweigung 29 herkömmlicher
Konstruktion, über die
der Katheter mit einer Aufblasquelle 31, einem Führungsdrahtlumen
und dem Signalprozessor 30 gekoppelt ist. Die Aufblas- und Führungsdrahtports 29a bzw. 29b entsprechen
der herkömmlichen PTCA-Katheterkonstruktion.
Der dritte Port 29c bildet einen Pfad für das Kabel 25 zum
Verbinden über
ein elektronisches Verbindungsteil 33 mit dem Signalprozessor 30 und
der Videoanzeige 28.
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Es
sei darauf hingewiesen, dass die vorliegende Erfindung in einer
Vielzahl von Ultraschall-Abbildungskatheteranordnungen verwendet
werden kann. Beispielsweise kann die vorliegende Erfindung in einer
Sondenanordnung verwendet werden, die an einem Diagnosekatheter
angebracht ist, welcher kei nen Ballon aufweist. Ferner kann die
Sondenanordnung auch derart angebracht sein, wie im US-Patent 4,917,097
und im US-Patent 5,167,233 beschrieben. Dies sind jedoch nur Beispiele
für verschiedene Sondenanordnungsanbringkonfigurationen.
Andere Konfigurationen sind Fachleuten auf dem Gebiet der Ultraschallkathetersondenkonfiguration
bekannt.
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Obwohl
Fachleuten auf dem Sachgebiet eine Anzahl von Techniken und Einrichtungen
zum Erhalten von Ultraschallbilddaten zwecks Darstellung dynamischer
Merkmale in einem Sichtfeld einer Ultraschall-Bilderzeugungssonde
bekannt sind, verwendet bei einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung das Farb-Strömungssystem Informationen sowohl
von zur Bilderzeugung erfolgenden statischen Abtastungen als auch
zur Bilderzeugung erfolgenden dynamischen Abtastungen zum Detektieren
und Erzeugen eines Bilds von sich bewegendem Blut in einem Gefäß. Solche
Abtastungen werden hier als B-Abtastungen (Helligkeit) bzw. F-Abtastungen
(Strömung)
bezeichnet. Die B-Abtastungen und F-Abtastungen sind aus einem Satz
empfangener Hochfrequenz- (nachstehend als "RF" bezeichnet)
Signale aufgebaut und sind generell als RF-A-Abtastungen bekannt.
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Gemäß 3 werden
dynamische Bilddaten anfangs mittels eines Mehrport-Filterbank-Verfahrens
erhalten, das generell im US-Patent 5,453,575 beschrieben ist. Bei
der bevorzugten Ausführungsform
fungieren bei den F-Abtastungen acht einander benachbarte Array-Elemente
als Einzel-Sendeempfänger
zum Schießen
von Ultraschallwellen in das Gefäßsystem.
Anders als bei anderen bekannten Bilderzeugungstechniken erfolgen
mehrere Messungen von mehreren Schüssen an einer speziellen Position der
Wandleranordnung, bevor die aktive Apertur um ein Element weiterbewegt
wird. Für
jede Position werden sämtliche
während
der F-Abtastung empfangenen RF-A-Abtastechos
auf bekannte Weise von einer 8-Port-Filterbank 40 verarbeitet,
um acht (8) unterschiedliche Frequenzgang-Bildsignalsätze zu erhalten.
Diese Signalfiltertechnik, die in 3 dargestellt
ist, ist Fachleuten auf dem Sachgebiet als klassische Corner-Turner-Methode
bekannt.
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In 3 repräsentiert
jedes "x" eine einzelne digitalisierte
umgewandelte Echosignalanzeige. Ferner repräsentiert jede Reihe einen Satz
von Anzeigen in verschiedenen Distanzen zu dem Satz von 8 Wandlern.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform erfolgen
2048 solcher Anzeigen für
einen einzigen Schuss von einem Wandler. Schließlich repräsentiert jede Spalte den Satz
digitalisierter Signalanzeigen in einer speziellen Tiefe an einer
speziellen Wandler-Schießposition.
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Die
acht (8) unterschiedlichen Filter, die die Filterbank 40 bilden,
erzeugen acht (8) Ausgangs-RF-A-Abtastungen für jede Position innerhalb einer
F-Abtastung, und zwar derart, dass jedes der acht (8) Ausgangssignale
von der Filterbank 40 das Signal repräsentiert, das eines der acht
(8) Bewegungsfilter passiert hat, die auf das Erzeugen eines Signals
eingestellt sind, welches für
eine spezielle Geschwindigkeit des Materials innerhalb des ausgewählten Sichtfelds
der Ultraschall-Bilderzeugungsvorrichtung repräsentativ ist. Idealerweise
repräsentiert
die Stärke
in jedem der acht Ausgangssignale von den acht Filterports in einer
vorgegebenen Tiefe das Strömungssignal
für einen
von der Bandbreite des Bewegungsfilters bestimmten Blutströmungsgeschwindigkeitsbereich.
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Gemäß 4 sind
die acht Filter in einen Strahlformer 50 eingebaut, der
mit einer Taktrate von 34,4 MHz arbeitet. Es sei jedoch darauf hingewiesen, dass
bei anderen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung der Strahlformer 50 mehr oder
weniger Filter aufweisen kann. Die derzeit bevorzugte Ultraschallsonde
weist 64 Ultraschall-Array-Elemente auf. Somit werden zum Erzeugen
von 512 dynamischen Bilderzeugungsvektoren F-Abtastungen an 64 Apertur-Positionen
durchgeführt,
und zwar an einer für
jedes Array-Element. Die 512 dynamischen Bilderzeugungsvektoren
bestehen aus acht (8) gefilterten Bilddatensätzen an jeder der 64 Apertur-Positionen
an dem bevorzugten 64-Element-Wandler-Array.
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Es
sei ferner darauf hingewiesen, dass Zahlen in den die Stufen des
derzeit bevorzugten Bildsignalverarbeitungs- und -anzeigesystems
verbindenden Pfaden vorgesehen sind. Diese Zahlen identifizieren
die Datenpfadbreite zwischen den Hardware-Stufen. Es sei darauf
hingewiesen, dass solche Bezeichnungen generelle, bei der Auslegung
angestellten Überlegungen
sind und andere Pfadbreitenkonfigurationen Fachleuten auf dem Sachgebiet
angesichts der Beschreibung der hierin enthaltenen Ausführungsform
bekannt sind.
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Der
Strahlformer 50 ist zum Multiplexen zwischen F-Abtast-
(Bewegungs-) und B-Abtast- (statischen) Messungen derart vorgesehen,
dass separate Bewegungs- und statische Bilddatenrahmen alternierend
von dem Strahlformer 50 erzeugt werden. Bei der B-Abtastbilddatenerfassung
für einen
Rahmen werden vier Schüsse
an jeder Apertur-Position in einer (nicht gezeigten) Analog-Digital-Konverter- (ADC-)
Platine signalgemittelt und erfolgen unabhängige Messungen an sämtlichen
Sende-/Empfangs-Elementpaaren über
die aktive Apertur. Der Strahlformer 50 ist für die Rekonstruktion
eines vollständigen
Datensatzes, d. h. Phasen-Arrays, über eine aktive Apertur von
14 Elementen bei jedem der 512 Vektoren während einer B-Abtastoperation
konfiguriert. Die von dem Strahlformer 50 während der B-Abtastoperation
ausgegebenen 512 RF-A-Abtastwerte repräsentieren 512 Strahlen, die
gleichmäßig um einen
Kreis herum angeordnet sind, welcher einem zylindrischen Ultraschall-Wandler-Array
entspricht. Wie derzeit für
die Farb-Strömungsbilderzeugungsoperation
vorgesehen, sind die Impulsrepetierintervalle derart ausgewählt, dass
ein Rahmenzeitraum von ungefähr
41,6 mSek. (24 Rahmen/Sek.) erzeugt wird.
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Die
gleiche Hardware des Strahlformers 50 wird bei der Erzeugung
von B-Abtastrahmen verwendet. Wie jedoch oben gesagt, wird die Hardware
derart gesteuert, dass acht (8) Sätze von Bewegungsinformationen
an jeder der 64 Apertur-Positionen erzeugt werden. Bewegungsdetektionsbilddaten
werden durch Kurzschließen
von acht einander benachbarten Wandlerelementen während jeder
der 64 Schüsse
an einer einzelnen Position erhalten. Jeder Satz aus zwei Schüssen wird
im ADC signalgemittelt (summiert), wodurch 32 von einander unabhängige Signale
erzeugt werden, die dem Strahlformer 50 zur Bewegungsverarbeitung
zugeführt
werden. Der Strahlformer 50 ist im US-Patent 5,453,575
beschrieben. Zum Ausführen
der 24-Rahmen/Sek.-Operation sollte das Impulsrepetierintervall
für Bewegungsdetektionsrahmen
ungefähr
10 μSek.
betragen.
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Die
Primärfunktionen
desjenigen Teils des Strömungsbilderzeugungssystems,
der in 4 und 5 dargestellt ist, sind das
Auswählen
von B-Abtast- (statisches Bild) und F-Abtast- (Bewegungsdetektion)
Informationen aus separat erzeugten "Strömungs-" und "Helligkeits"-Abtastungen und
das Erzeugen eines Mischrahmens, der eine 512-Vektor-Raum-Darstellung
der Blutstromregionen in einem Sichtfeld repräsentiert. Dies erfolgt durch
Legen von Teilen eines Strömungsabtastbilds,
das ein Strömungsbildsignalkriterium
erfüllt,
auf ein aus B-Abtastdaten aufgebautes Bild.
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In
Fortsetzung der Beschreibung von 4 empfängt ein
16-Bit-Bitstellenverschieber 52 F-Abtast- oder B-Abtastdaten (je
nach Betriebsmodus) direkt von dem Strahlformer 50 mit
einer Taktrate von 34,4 MHz. Wie für Fachleute auf dem Sachgebiet
offensichtlich, wird der Bitstellenverschieber 52 derart selektiv
gesteuert, dass er eine Bitverschiebung von Eingangsdaten entsprechend
einem Satz von Steuereingängen
durchführt.
Bitstellenverschobene Daten werden an ein 16-Abgriffs- Filter 54 mit
endlicher Impulsantwort (FIR) ausgegeben.
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Das
FIR-Filter 54 legt auf der Basis des Abtasttyps programmierbar
ausgewählte
Gewichte an jeden der 16 Abgriffe an. Bei B-Abtastrahmen werden Koeffizienten
an die 16 Abgriffe angelegt, um die Wandler-Impulsantwort zu verbessern
und axiale Artefakte zu reduzieren, die bei starken Reflektoren
wie z. B. Gefäßprothesenverstrebungen
zu sehen sind. Dies erfolgt durch Anlegen von mittels bekannter
Filterverfahren abgeleiteter Filterkoeffizienten. Bei der F-Abtastrahmenverarbeitung
werden die an jeden Abgriff des FIR-Filters 54 angelegten
Gewichte auf bekannte Weise ausgewählt, um die Impulsband breite
um die Trägerfrequenz
herum (nominell 20 MHz) zu begrenzen, um sowohl das von den acht
(8) Bewegungsdetektionsfiltern erzeugte bandexterne Rauschen zu
reduzieren als auch das gesamte elektronische Signal-Rausch-Verhältnis zu
verbessern.
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Die
Ausgangssignale von dem FIR-Filter 54 werden während der
B-Abtastrahmenverarbeitung auf einen Bildvektorverzögerungs-RAM 56 entmultiplext.
Das Verarbeiten von Strömungsbildern
ist ein mehrstufiger Prozess. Zur Verbesserung des Durchsatzes werden
die Strömungsbilder
in einer Pipeline verarbeitet. Die Pipeline verarbeitet bis zu vier
Strömungsbilder
zu einer vorgegebenen Zeit. Der Vektorverzögerungs-RAM 56 weist
einen Speicher auf, der eine 4-Rahmenspeicher-Speicherung bietet,
die (mit neuen Rahmendaten) aktualisiert und auf Round-Robin-Weise
ausgelesen wird. Somit erleichtert der Bildvektorverzögerungs-RAM 56 die
Synchronisierung von B-Abtastrahmen mit F-Abtastrahmen, die, wie
oben beschrieben, von dem Strahlformer 50 auf alternierender
Basis erhalten werden. Die gespeicherten und gefilterten B-Abtastdaten
werden an einen Bild- und Farbausgabemultiplexer (MUX) 58 (in 5 dargestellt)
ausgegeben, welcher Signale zum Eingeben in einen (nicht gezeigten)
Digital-Vektor-Prozessor auswählt,
der eine zusätzliche
Verarbeitung der B-Abtastdaten durchführt, wie z. B. eine Ringdown-Subtraktion
und Detektion. Die B-Abtastdaten werden schließlich in Videopixelkoordinaten konvertiert
und selektiv mit verarbeiteten F-Abtastbilddaten kombiniert, um
ein Mischbild zu erzeugen, das ein gefärbtes Bild von Strömungsregionen gleichzeitig
mit relativ statischen Merkmalen innerhalb eines Sichtfelds anzeigt.
-
Die
Ausgangsdaten des FIR-Filters 54, die F-Abtastrahmen entsprechen,
werden zu einer F-Abtastsignalverarbeitungs-Hardware-Kette entmultiplext,
welche von der B-Abtastbildsignalverarbeitungskette getrennt ist
und sich von dieser unterscheidet. Die F-Abtastsignalverarbeitungskette
ist in dem übrigen
Teil von 4 dargestellt und erzeugt einen
Satz von Farb- (Bewegungs-) Stärkedaten
und einen Satz von Farb- (Bewegungs-) Frequenzdaten für jeden Bildpunkt
in einem F-Abtastrahmen. Anfangs werden die entmultiplexten F-Abtastdaten von einem
Strahlpuffer 60 empfangen.
-
Ein
Azimutal-FIR-Filter 62 reduziert in Zusammenhang mit der
Strahlformung in F-Abtastrahmen auftretende Artefakte, die aus dem
Kurzschließen
von acht (8) einander benachbarten Wandlerelementen resultieren,
welches zu einer weniger stark fokussierten Apertur führt. Bei
der bevorzugten Ausführungsform
weist das Azimutal-FIR-Filter 62 3 Abgriffe zum Durchführen einer
Strahlglättung über drei (3)
einander benachbarte Apertur-Positionen (Strahlen) für jeden
Satz von Filterbankdaten auf. Da acht (8) Filterbankdatensätze jeder
Apertur-Position zugeordnet sind, ist der Strahlpuffer 60 für das Speichern von
8 × 3
Sätzen
von Strahldaten dimensioniert.
-
Ein
Satz von über
den Bereich variierenden Koeffizienten 64 wird bei der
Verarbeitung der 8 × 3 Strahlen
an das Azimutal-FIR-Filter 62 angelegt, um bereichsabhängige (distanzabhängige),
bei der Azimutal-Strahlerzeugung auftretende Artefakte auf Fachleuten
auf dem Sachgebiet bekannte Weise auszugleichen. Bei der bevorzugten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung werden die Werte der über den Bereich variierenden
Koeffizienten 64 bis zu sechzehnmal über die gesamten 2048 Datenpunkte
in einem Strahl modifiziert. Es sei darauf hingewiesen, dass die
von dem Strahlpuffer 60, dem Azimutal-FIR-Filter 62 und
den über
den Bereich variierenden Koeffizienten 64 repräsentierte
Azimutal-Filterstufe zwar wünschenswert
ist, diese Stufe jedoch bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung nicht
vorhanden ist.
-
Im
Anschluss an die Azimutal-Filterung detektiert das Farb-Strömungsverarbeitungssystem sämtliche
512 RF-A-Abtastwerte, die einen F-Abtastrahmen bilden. Nachdem ein
Gleichrichter 66 die von dem Azimutal-FIR-Filter 62 kommenden
512 F-Abtaststrahlen verarbeitet hat, wird das gleichgerichtete Ausgangssignal
an ein FIR-Filter 68 geliefert, das die Empfangsdaten integriert
und die gefilterten Daten zu einem Dezimator 70 weiterleitet.
Durch die 4:1-Dezimierung werden die Taktrate der Daten von 34,4
MHz auf 8,6 MHz und die Gesamtlänge
jedes Strahls von 2048 Punkten auf 512 Punkte reduziert. Die Ausgangsrate
von 8,6 MHz entspricht der Ausgangsrate eines nachstehend beschriebenen
Digital-Vektor-Prozessors (DVP).
-
Im
Gegensatz zu B-Abtastdaten profitieren detektierte Bewegungssignale
normalerweise von einer zusätzlichen
axialen Glättung
zur Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses. Folglich werden die
Ausgangsdaten von dem Dezimator 70 von einem 8-Abgriffs-FIR-Filter 72 empfangen,
das eine zusätzliche
Filterung entlang jedes Strahls bietet. Das Ausgangssignal des 8-Abgriffs-FIR-Filters 72 wird von
einer Komprimier-Look-up-Tabelle (LUT) 74 empfangen, die
die Bitdichte von 16 auf 8 Bits reduziert. Die Form der Amplitudenabbildung
ist lediglich eine bei der Auslegung getroffene Wahl und umfasst lineares
Abbilden und logarithmisches Abbilden als zwei praktikable Alternativen.
-
Die
komprimierten Daten werden zu zwei unterschiedlichen Strömungsbildverarbeitungs-Subsystemen
geleitet, welche anhand der von der Komprimier-LUT 74 kommenden
F-Abtastdaten eine Signalstärke
(Bewegungsstärke)
und eine Strömungsgeschwindigkeit
(Bewegungsfrequenz) für
jeden Bildpunkt berechnen. Da die Strömungsinformationen als Farbbild
angezeigt werden, werden die Signalstärke (Bewegungsstärke) und
die Strömungsgeschwindigkeit
(Bewegungsfrequenz) hier als "Farbstärke" bzw. "Farbfrequenz" bezeichnet.
-
Die
Farbstärke
repräsentiert
eine Schätzung der
Signalstärke
innerhalb eines Bewegungs-Pixels. Bei einem herkömmlichen Farb-Doppler (bei
dem die vorliegende Erfindung zur Anwendung kommen kann) ist dieses
Signal ein Äquivalent
zu dem Bereich unter der Kurve des Doppler-Spektrums. Zur Annäherung an
diese Stärke
bei der vorliegenden Erfindung werden die detektierten Ausgangssignale
der Filterbank über
sämtliche
acht (8) Sätze
von Daten für
eine spezielle Apertur-Position, die den acht (8) Filterbankabschnitten
entspricht, summiert. Ein Acht-Zeilen-Puffer 76 und ein
Akkumulator 78 führen die
Summieroperation der komprimierten F-Abtastdaten durch. Obwohl in
den Zeichnungen nicht gezeigt, wird das Ausgangssignal des Akkumulators 78 durch
eine Bitverschiebung des akkumulierten Ausgangssignals um 3 Bits
normiert, um einen Acht-Bit-Wert (Farbstärke) wiederzugeben, der von einer
weiteren Farbbildverarbeitungs-Hardware, die in 5 dargestellt
ist, empfangen wird.
-
Es
sei darauf hingewiesen, dass die Details der Komprimier-LUT 74 die
in dem Akkumulator erhaltene Summe beeinflussen. Wenn eine rein
logarithmische Komprimierung angewendet wird, ist die Summe der
8 Filterbankdatensätze
für eine
spezielle Apertur ein Äquivalent
zu einem Produkt der detektierten Filterausgangssignale. Umgekehrt
werden, wenn eine lineare Komprimierung angewendet wird, sämtliche
8 Filterbankdatensätze
einfach addiert, wodurch der Einfluss rauschbehafteter Filterausgänge mit
niedrigen Strömungsamplituden
erhöht
wird. Somit muss eine angemessene Komprimierfunktion sorgfältig ausgewählt werden,
so dass die Summe der Filterbänke
ungefähr
dem Bereich unter der Kurve eines Doppler-Spektrums entspricht.
-
Vor
der Beschreibung der Schaltungen zum Erzeugen von "Farbfrequenz"-Werten für F-Abtastrahmen sei darauf
hingewiesen, dass detektierte Bewegungs-F-Abtastwerte auch zum Schätzen der
Geschwindigkeit strömenden
Bluts verwendet werden können.
Dies ist natürlich
ein sehr kompliziertes Problem, da eine Strömung mit gleicher Geschwindigkeit aufgrund
einer Anzahl von Faktoren in unterschiedlichen Filterbankabschnitten
auftreten kann, wobei die Faktoren umfassen: Strömungsrichtung (in der Ebene
im Vergleich zu außerhalb
der Ebene), lokale Fleckencharakteristiken, Filterleckage und Rauschen. Ein
Verfahren zum Unterscheiden zwischen schneller Strömung und
langsamer Strömung
ist das Zählen der
Anzahl von Filterbankabschnitten oberhalb einer festgelegten Rauschschwelle.
-
Ferner
wird, da jedes Filter in der Bank leicht unterschiedliche Charakteristiken
aufweisen kann, insbesondere das Filter, das der Nullfrequenz am nächsten ist,
die Rauschschwelle für
jeden Filterbankabschnitt unabhängig
einge stellt. Bei jedem Bereichs-Abfragewert wird jedes der acht
(8) Filterbanksignale an einer Schwelle einer Einhüllenden 80 verglichen
und wird eine logische 1 jedem der acht (8) Filterbanksignale zugewiesen,
welches den von einem einstellbaren Einhüllenden-Schwellensignaleingang
erzeugten Schwellenwert überschreitet.
Das daraus resultierende 8-Bit-Ergebnis des Schwellenvergleichs
wird in einem 8 × 512-
(einzelner dezimierter Strahl) Puffer 82 gespeichert. Jedes
Bit in dem 8-Bit-Wort repräsentiert
den Ausgang des Schwellentests für
einen entsprechenden Filterabschnitt. Jedes der 8-Bit-Wörter wird
zum Zugreifen auf eine Eingabe in einer Farbfrequenz-LUT 84 verwendet.
Bei einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird anhand der programmierten Eingaben
in der Farbfrequenz-LUT 84 nominell die Strömungs-(Bewegungs-) Frequenz
durch Zählen
der Anzahl von in jedem Eingangswort gesetzten Bits geschätzt. Das heißt, je mehr
Bits gesetzt sind, desto höher
ist die Strömungsgeschwindigkeit.
Mit anderen Worten ist es wahrscheinlich, dass höherentwickelte Farbfrequenz-LUTs
komplizierte Algorithmen enthalten, da mit zahlreichen unterschiedlichen
Mustertypen für
im wesentlichen gleiche Strömungsbedingungen
gerechnet werden kann, welche am besten mittels klinischer Versuche
unter einer Vielzahl von Bedingungen geklärt werden.
-
5 zeigt
schematisch eine Signalverarbeitungs-Hardware, die programmierbar
gesteuert wird, um Farb- (Bewegungs-) Stärke, Farb- (Bewegungs-) Frequenz
und B-Abtastrahmendaten zu einer einzelnen Strömungsschätzung zusammenzufassen. Gemäß einem
Aspekt einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird eine Signalstabilität sowohl
für die
Farbstärke-
als auch die Farbfrequenzwerte über
die Zeit mittels eines Einzel-Rückkopplungs-Filters/Puffers
mit unendlicher Impulsantwort 85 bzw. 86 erreicht.
Jedes Filter/jeder Puffer 85 und 86 weist einen
64 × 512 × (1 Wort)-Puffer
zum Speichern der zuvor berechneten Werte für einen gesamten F-Abtastrahmen
auf. Ein Farbstärke-Persistenzkoeffizient
K1 und ein diesem zugeordneter Koeffizient M bilden einen ersten
Persistenzfaktor. Ein Farbfrequenz-Persistenzkoeffizient K2 und
ein diesem zugeordneter Koeffizient N bilden einen zweiten Persistenzfaktor.
Gemäß einem
Aspekt des neuen Bilderzeugungssys tems werden die ersten und zweiten
Persistenzfaktoren unabhängig voneinander
bestimmt.
-
Es
sei darauf hingewiesen, dass bei der oben beschriebenen Ausführungsform
die ersten und zweiten Persistenzfaktoren jeweils durch eine Kombination
der beiden Variablen gebildet werden. Bei anderen Ausführungsformen
der Erfindung können die
ersten und zweiten Persistenzfaktoren aus einer einzelnen einstellbaren
Variablen oder anderen Kombinationen aus Variablen bestehen – selbst
aus Variablen, die zu beiden Filtern gehören. Ein Beispiel für ein solches
System ist der Fall, in dem "M" und "N" den gleichen Wert haben.
-
Die
Operation der Akkumulatoren in einem Filter/Puffer 85 und
einem Filter/ Puffer 86 wird mit den Eingangswerten auf
der mit "Farbstärke" und "Farbfrequenz" gekennzeichneten
Zeile mittels Steuerleitungen "PWRRDY" und "FRQRDY" von dem Akkumulator 78 bzw.
der Farbfrequenz-LUT synchronisiert. Die Struktur, Funktion und
Operation des Filters/Puffers 85 und 86 sind Fachleuten
auf dem Sachgebiet bekannt.
-
Ein
relativ langfristiger Persistenzwert (der nur eine geringfügige Veränderung
gegenüber
einem zuvor berechneten Wert erlaubt) sollte für die Farbstärkefilterung
(mittels korrekter Kennzeichnungen der Werte für K1 und M) gekennzeichnet
sein, da dieser Wert nur geringfügig
gegenüber
dem Herzzyklus variieren sollte, da er ein Maß des Streukoeffizienten von
sich bewegendem Blut ist. Die Farbstärke sollte daher über lange
Zeiträume
Bemittelt und mit dem Herzzyklus verglichen werden, um Rausch- und
Flecken-Veränderungen
zu glätten.
Der Farbstärkekoeffizient
K1 und der Wert "M" werden im wesentlichen zum
Erzeugen eines Persistenzzeitraums von ungefähr 1 Sekunde ausgewählt. Der
erste Persistenzfaktor, der bei der bevorzugten Ausführungsform
von den Werten für
K1 und M bestimmt wird, ist einstellbar, um die Einstellung durch
den Benutzer sowohl während
des Testens als auch des Benutzens an einem Patienten zu erleichtern.
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Im
Gegensatz dazu wird damit gerechnet, dass sich die Farbfrequenz über den
Herzzyklus verändert,
da sie auf die Strömungsgeschwindigkeit
bezogen ist. Somit sind Werte für
K2 und N zum Durchführen
der Glättung
auf Zeitbasis in einem Zeitraum, der kürzer als ein Herzschlag ist,
bestimmt. Der von dem Koeffizienten K2 und dem Wert "N" bestimmte Farbfrequenz-Persistenzfaktor
ist im wesentlichen zum Erzeugen eines Farbfrequenz-Persistenzzeitraums
von 40–100
Millisekunden ausgewählt.
Der zweite Persistenzfaktor, der bei der bevorzugten Ausführungsform
von den Werten K2 und N bestimmt wird, ist einstellbar, um die Einstellung
durch den Benutzer sowohl während
des Testens als auch des Benutzens an einem Patienten zu erleichtern.
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Die
kombinierten rahmengemittelten 8-Bit-Farbstärke- und 7-Bit-Farbfrequenzsignale
werden von Akkumulatorausgängen
von dem Filter/Puffer 85 bzw. 86 zu einer Farbwerterzeugungs-
(CVG-) LUT 87 geliefert. Die CVG-LUT 87 kombiniert
Bewegungsstärke-
und Bewegungsfrequenzinformationen zum Erzeugen eines 7-Bit-Farbsignals
mit sowohl Farb- als auch Helligkeitskoeffizienten. Wie im Falle der
Farbfrequenz-LUT 84 kann auch die CVG-LUT 87 auf
verschiedene Arten programmiert werden, z. B. durch Ignorieren der
Bewegungsfrequenz und Erzeugen nur eines Bewegungsstärkesignals,
Erzeugen einer S-förmigen
Schwelle an dem Stärkesignal zum
Steuern der Leuchtkraft und Variieren der Farbe entsprechend dem
Farbfrequenzwert etc. Die Bestimmung spezieller Ausgangswerte für spezifizierte Eingänge in die
CVG-LUT sind primär
bei der Auslegung angestellte Überlegungen,
die durch klinische Versuche geklärt werden können.
-
Die
CVG-LUT 87 gibt ein einzelnes Farbsignal an einen Azimutal-Interpolator 88 aus.
F-Abtast-Bilderzeugungsvektoren werden mit 64 Strahlen erzeugt,
wohingegen B-Abtastungen 512 Strahlen benutzen. Der Azimutal-Interpolator 88 erzeugt
unter Anwendung einer standardmäßigen linearen
Interpolation 512 Strahlen aus den 64 zur Verfügung stehenden Strahlen. Die
lineare Interpolation ist angemessen, da das 8 miteinander verbundenen
Elementen zugeordnete Azimutal-Strahlungsmuster wahrscheinlich ziemlich
breit ist, selbst bei einer Azimutal-Filterung von RF-Daten vor
der Strömungsverarbeitung.
Der Interpolator 88 sendet die sich ergebenden interpolierten
Bilddaten zu einem Einzelrahmen-Data Skew 89, wo die Daten
gepuffert und die Zeit versetzt wird, um das zum Ausgeben an einen Digital-Vektor-Prozessor
(DVP) und anschließend
an einen Abtast-Konverter, der nicht gezeigt, jedoch im US-Patent 5,453,575
von O'Donnell et
al beschrieben ist, geeignete 7-Bit-Farbwertsignal zu erzeugen.
-
Der
obere Pfad in 5 stellt schematisch die Bildverarbeitungs-Hardware
zum logischen Vergleichen der F-Abtast-Farbstärke- und B-Abtast-Signalpegel
zum Erzeugen einer 1-Bit-Farbmaske dar, die anzeigt, ob ein Punkt
auf einem speziellen Strahl in dem endgültigen 512 × 512-Strömungs-Rahmen als Farb-Strömungsbildpunkt
bestimmt werden soll. Die Einzelbitmaske bestimmt die Quelle (B-Abtastung
oder F-Abtastung) und die Art und Weise der Anzeige (Grauskala oder
Farbe) eines speziellen Bildpunkts auf den 512 Strahlen mit jeweils
512 Punkten. Durch die entlang des oberen Pfads in 5 schematisch
dargestellte Signalverarbeitung wird das "Aufblitzen" wesentlich reduziert – das heißt das scheinbar
zufällige
Ein- und Ausschalten von Farbpixeln während der Anzeige eines Mischbilds von
Strömung/statischem
Gewebe.
-
Ein
Farbstärkeschwellendetektor 90 vergleicht
das von dem Akkumulator 78 ausgegebene Farbstärkesignal
mit einem festgelegten Schwellenpegel T2 zum Erzeugen eines logischen
Signals B. Das logische Signal B ist 1, wenn das Farbstärkesignal
den Schwellenpegel ereicht oder diesen übersteigt, und 0, wenn das
Farbstärkesignal
den Schwellenpegel unterschreitet. Wenn das logische Signal B 1
ist, wird der Punkt als ein potentieller Farb-Strömungsbildpunkt
identifiziert. Wenn das logische Signal B 0 ist, ist ein spezieller
Bildpunkt nicht dynamisch (wie durch den Vergleich mit T2 ermittelt)
und wird daher zum Anzeigen von B-Abtastdaten bestimmt.
-
Parallel
zu der Farbstärkepegeldetektion werden
von einem B-Abtastdatenpuffer 91 des DVP eingegebene B-Abtastdaten
(512 Strahlen) mit einem Schwel lenpegel T1 am B-Abtastschwellendetektor 92 verglichen.
Das von dem B-Abtastschwellendetektor 92 erzeugte logische
Signal ist 1, wenn der B-Abtastwert für einen Bildpunkt einen festgelegten
Schwellenpegel unterschreitet, und 0, wenn er die Schwelle überschreitet
(wodurch eine Geweberegion angezeigt wird). Wenn dieses Bit 1 ist,
ist der B-Abtastpegel niedrig und wird der Punkt als mögliche Blutstromregion
identifiziert. Ein mit dem "Enable"-Eingang von einem
Rahmenmaskenpuffer 94 verbundenes Rahmenidentifikationssignal
leitet selektiv das Schwellensignal weiter, das von dem B-Abtastschwellendetektor 92 zu
dem Rahmenmaskenpuffer 94 geliefert wird, um sicherzustellen,
dass nur B-Abtastdaten an der Erzeugung eines in dem Rahmenmaskenpuffer 94 gespeicherten
logischen Signals A beteiligt sind.
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Für einen
vorgegebenen Bildpunkt innerhalb des Bilds wird ein "Farb-Strömungs"-Status bestimmt,
wenn beide Signale A und B eine logische 1 aufweisen. Das heißt, ein
Bildpunkt muss sowohl eine wesentliche Bewegungs-(Farb-) Stärke als auch eine niedrige
B-Abtastintensität
aufweisen, damit er als Blut identifiziert wird. Das logische Signal
A befindet jedoch auf einem 512 Strahlen × 512 Bildpunkte/Strahlen-Gitter,
wohingegen sich das logische Signal B auf einem 64 Strahlen × 512 Bildpunkte/Strahlen-Gitter
befindet. Daher werden die in ein Data Skew und einen Komparator 95 eingebebenen
64 "B"-Strahlen durch achtfaches Replizieren
jedes der ein logisches Signal "B" aufweisenden 64
Stahlen und anschließendes
Durchführen
einer logischen UND-Operation
zwischen den ein logisches Signal A aufweisenden Strahlen und den
ein logisches Signal B aufweisenden versetzten Strahlen aufgeweitet. Das
Ergebnis der oben beschriebenen Verarbeitung wird in einem Farbmaskenpuffer 96 gespeichert.
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Es
sei darauf hingewiesen, dass die Farbstärkeschwellen-Entscheidung getroffen
wird, bevor das Farbstärkesignal
von dem Filter/Puffer 85 rahmengemittelt wird, um ein räumliches
Verwischen der Strömungsinformationen
(d. h. in einer sich bewegenden Umgebung zeitliches Mitteln ebenso
wie räumliches
Mitteln) zu verhindern. Wenn die in dem Farbmaskenpuffer 96 gespeicherten Strömungsmaskeninformationen
von den von dem Filter/Puffer 85 stammenden zeitlich gemittelten
Farbstärkedaten abzuleiten
sind, verwischen sich wahrscheinlich die Grenzflächen zwischen Wand und Lumen.
Zur Vermeidung dieses Problems wird die Farbmaske in Echtzeit berechnet,
um eine räumliche
Ausrichtung zwischen an das Data Skew und den Komparator 95 gelieferten
B-Abtast- und Farbinformationen sicherzustellen.
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In
dem Farbmaskenpuffer 96 gespeicherte Farbmaskeninformationen
können
ein starkes Rauschen enthalten, da sie auf einer Rahmen-zu-Rahmen-Basis
geschätzt
werden. Rauschbehaftete Farbmaskendaten erzeugen wiederum Farbaufblitz-Artefakte.
Um das Auftreten von Farbaufblitz-Artefakten zu reduzieren, werden
Farbmaskendaten von dem Data Skew und Komparator 95 für die vorhergehenden
acht (8) B-Abtast- und F-Abtastrahmen in dem Farbmaskenpuffer 96 gepuffert.
Ein Raum-Zeit-Rangfolge-Filter 97 filtert die Farbbitmaskendaten über den
Raum (um einen interessierenden Bildpunkt zentriert) und jüngste von
dem System erzeugte Farbmaskenrahmen.
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Generell
reduziert ein lineares Filter, wie z. B. ein Tiefpassfilter, Aufblitz-Artefakte,
verwischt jedoch auch Ränder
zwischen Wand und Lumen. Im Gegensatz dazu reduziert ein nichtlineares
Rangfolge-Filter, wie beispielsweise ein Median-Filter, das wahrscheinliche
Auftreten von Popcorn-Rauschen (Aufblitzen) entweder in Raum oder
Zeit, wobei sowohl die räumlichen
als auch die zeitlichen Ränder
beibehalten werden. Das Raum-Zeit-Rangfolge-Filter 97 erzeugt
eine Ausgangsbitmaske durch Anlegen eines 3 × 3 × 8-Raum-Rahmen-Filters an
die in dem Farbmaskenpuffer 96 gespeicherten Daten. Ein räumlicher
L = 8-Kamm wird zum Filtern über
die gleiche räumliche
Ausdehnung verwendet wie bei den Originalfarbdaten für 8 Rahmen.
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6 zeigt
den auf einem einzelnen Bildrahmen während des Raum-Zeit-Filterns
identifizierten 3 × 3-Raum.
Gemäß der Figur
wird ein erster Satz von drei Punkten von einem den aktuellen Bildpunkt
X und zwei benachbarte Bildpunkte aufweisenden ersten radialen Strahl
identifiziert. Die übrigen
sechs Bild punkte werden (jeweils 3) von zwei benachbarten Strahlen
in Distanzen identifiziert, die den drei Punkten auf dem ersten
radialen Strahl entsprechen.
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Der
Wert eines speziellen Maskenbits in der 512 Strahlen × 512 Punkte/
Strahlen-Bitmaske wird durch Summieren der Werte der in dem 3 × 3 × 8-Raum-Zeit-"Volumen" enthaltenen Bits
erhalten. Ein Maximalwert für
die Summenbits ist zweiundsiebzig (72). Bei einer speziellen Ausführungsform
ist das Rangfolge-Filter 97 als Median-Filter konfiguriert.
Bei dieser speziellen Ausführungsform
gibt, wenn der Summenwert gleich oder größer als ein Schwellenwert von
sechsunddreißig
(36) ist, das Rangfolge-Filter 97, das als Median-Filter
fungiert, einen Wert einer logischen Eins (1) für das Maskenbit aus, wodurch
angezeigt wird, dass der spezielle Bildpunkt gefärbt werden soll.
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Es
sei darauf hingewiesen, dass zwar ein 3 × 3-Raum-Kern ausgewählt worden
ist, andere geeignete Raum-Kerne jedoch ebenfalls zum Durchführen einer
robusteren Filterung verwendet werden können. Die Wahl der acht (8)
Maskendaten-Rahmen ist eine derzeit favorisierte Wahl für die Zeit-Filterung, andere
Werte fallen jedoch ebenfalls in den Umfang der vorliegenden Erfindung.
Schließlich
kann die Wahl eines Schwellenwerts von sechsunddreißig (36)
(d. h. die Hälfte
des Maximalwerts – und
somit ein Median-Filter) für
das Rangfolge-Filter 97 entsprechend den Bedürfnissen
oder Präferenzen
einer speziellen klinischen Operation oder einer Bilderzeugungssystem-Hardware
mittels eines THRESH-Signaleingangs modifiziert werden.
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Wenn
der Schwellenwert auf einen anderen Wert als den Medianwert modifiziert
wird, während
es sich immer noch um ein "Rangfolge"-Filter handelt, wird
dieses Filter generell nicht als "Median"-Filter angesehen, da der Bestimmungspunkt
nicht die Mitte des Wertebereichs ist. Selbstverständlich kann
in Fällen,
in denen der ausgewählte
Schwellenwert im wesentlichen dem Medianwert gleich ist, ein solches Filter "im wesentlichen als
Median-Filter" bezeichnet werden.
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Für jeden
der 512 Bildstrahlen und jeden der 512 Bildpunkte auf einem einzelnen
Bildstrahl kombiniert ein Farbvektorverzögerungs-RAM 98 das
von dem Raum-Zeit-Rangfolge-Filter 97 gelieferte Farbmaskendaten-Einzelbit
und die 7-Bit-Farbwertdaten von dem Einzelrahmen-Strömungsdaten-Skew 89 zwecks
Erzeugens eines Farbbildrahmens. Die Farbbilddatenpunkte des Farbbildrahmens
werden jeweils als 8-Bit-Wort gespeichert. Das Ausgangssignal des
CVD-RAM 98 dient als Dateneingangssignal in den Bild- und
Farbausgangs-Multiplexer 58.
Bei dem andere Dateneingangssignal in den Bild- und Farbausgangs-Mux 58 handelt
es sich um die 16-Bit-B-Abtastdaten von dem FIR-Filter 54 und dem Bildvektorverzögerungs-RAM 56 aus 4,
d. h. das Vektor-Bypass-Signal.
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Mittels
eines Farbrahmen-Steuersignals zum Bestimmen, welcher Datentyp (B-Abtastung
oder Farb-Strömung)
weitergeleitet werden soll, wird das Ausgangssignal des MUX 58 zu
dem DVP weitergeleitet. Wenn ein Farbrahmen ausgewählt wird,
leitet der DVP die in dem Farbvektorverzögerungs-RAM 98 gespeicherten
verarbeiteten Farbbilddaten an den Anzeigeprozessor weiter. Alternativ übernimmt, wenn
kein Farbrahmen ausgewählt
wird, der DVP die RF-gefilterten B-Abtast-Rohdaten und verarbeitet diese
(d. h. dezimiert die 2.048 Strahlabfragewerte auf 512 Abfragewerte)
und leitet die B-Abtastdaten zur Abtast-Konvertierung etc. an den
Anzeigeprozessor weiter. Die dezimierten B-Abtastdaten werden in dem
B-Abtastdatenpuffer 91 gespeichert.
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Derzeit
verwendete DVPs verarbeiten B-Abtastdaten und leiten das Ergebnis
zur Abtast-Konvertierung und Anzeige an den Anzeigeprozessor weiter.
Der erfindungsgemäße DVP empfängt sowohl B-Abtast-Rohdaten
als auch verarbeitete Farb-Strömungsrahmen.
Wie oben gesagt, verarbeitet der DVP B-Abtast-Rohdaten, wenn das
Farbrahmenbit eine logische Null ist, durch Dezimieren der eingegebenen
A-Abtastdaten auf 512 Abfragewerte pro Strahl für jeden der 512 Strahlen. Die
verarbeiteten B-Abtastdaten werden dann an den Anzeigeprozessor
weitergeleitet. Wenn das Farbrahmen-Steuerbit gleich einer logischen "1" ist, werden die Farbrahmendaten ohne
Verarbeitung durch den DVP direkt von dem Farbvektorverzögerungs-RAM 98 zu
dem Anzeigeprozessor weitergeleitet.
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Beide
Rahmentypen werden gepuffert, und ihre Position wird durch die gesamte
Verarbeitungskette verfolgt. Das heißt, dass aufeinanderfolgende B-Abtast-
und Farbrahmen, die in den Anzeigeprozessor eintreten, zeitlich
ausgerichtet werden sollten. Der Anzeigeprozessor trennt Farb-Strömungs- und B-Abtastrahmen und
puffert diese unabhängig
voneinander. Für
jedes Ausgangspixel nach der Abtast-Konvertierung (von Strahlen
zu Pixeln) spezifiziert das Farbbit, ob der Farbwert gemäß einer
Farbabbildung oder B-Abtastwerte gemäß einer Grauskalenabbildung
abzubilden sind.
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Es
sei darauf hingewiesen, dass das Farbbit nicht durch Anwendung einer
linearen Operation, wie z. B. einer bilinearen Interpolation, abtastkonvertiert wird.
Für jedes
auf einem geradlinigen Gitter abgebildete Ausgangspixel sollte eine
einfache logische Operation an den Farbbits für die diesen zugeordneten nächsten benachbarten
Pixeln auf dem Polargitter durchgeführt werden, um zu entscheiden,
ob das Ausgangspixel ein Farb- oder Grauskalenpixel ist.
-
Im
Anschluss an die Beschreibung der System-Hardware und der von der
Hardware zum Erzeugen eines Farb-Strömungsbilds während der
intravaskularen Ultraschall-Bilderzeugung zur späteren Anzeige ausgeführten Funktionen
wird nun auf 7 verwiesen, in der die von
diesem Ultraschall-Bilderzeugungssystem zum Erzeugen des Farb-Strömungsbilds
anhand von Ultraschallechoinformationen durchgeführten Schritte zusammengefasst
sind. An einem gewissen Punkt vor der Erzeugung einer Farbmaske
wird ein B-Abtast- (statisches Bild) Rahmen in großer zeitlicher
Nähe zu
dem F-Abtast- (Bewegungsbild) Rahmen erhalten. Es sei darauf hingewiesen,
dass die Schritte zwar eine spezielle Reihenfolge haben, um die
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung zu vereinfachen, es jedoch für Fachleute auf dem Sachgebiet
offensichtlich ist, dass hinsichtlich einer Anzahl von nachstehend
beschriebenen Schritten die Reihenfolge, in der die Schritte durchgeführt werden, nicht
auf die in den Ablaufdiagrammen dargestellte Reihenfolge beschränkt ist.
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Bei
Schritt 100 erfasst das Ultraschall-Bilderzeugungssystem
digitalisierte RF-A-Abtast-Rohdaten.
Vierundsechzig (64) Echoabfragewerte (2048 Punkte) werden an jeder
von 64 Positionen entlang dem Umfang einer Ultraschallwandleranordnung
entnommen. Als nächstes
werden bei Schritt 102 diese F-Abtastdaten von der Farb-Strömungsprozessor-Hardware,
die in 4 schematisch dargestellt ist, gefiltert, um Rauschen
in den Farb-Strömungsrohdaten
zu reduzieren.
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In
Schritt 104 empfangen der Puffer 76 und der Akkumulator 78 Farb-Strömungsdaten
und summieren die Bewegungsstärke
für Bildpunkte über die acht
Bewegungsfrequenzabschnitte zwecks Erhalts einer Gesamtfarbstärke für jeden
Bildpunkt. In Schritt 106 wird eine Schwellen-Einhüllende an
die gleichen Farb-Strömungsdaten
angelegt, die in Schritt 104 verarbeitet worden sind, um
die Strömungsgeschwindigkeit
anhand der acht (8) Bildpunktdatensätze, die den acht (8) Filterabschnitten
entsprechen, zu schätzen.
Nach der Schwellen-Verarbeitung werden die daraus resultierenden
Daten an eine Farbfrequenz-LUT 84 angelegt, um einen Farbfrequenzwert für jeden
Bildpunkt wiederzugeben.
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Gemäß einem
speziellen Aspekt des neuen Bilderzeugungsverfahrens werden in Schritt 108 die in
Schritt 104 erhaltenen Farbstärkewerte rahmengemittelt. Mit
anderen Worten werden die Farbstärkedaten
des aktuellen Rahmens mit einem vorhergehenden gemittelten Farbstärkedatensatz
kombiniert, um einen neuen gemittelten Farbstärkedatensatz wiederzugeben.
Der Beitrag der neuen Farbstärkedaten zu
den gemittelten Farbstärkedaten
wird durch einen ersten Persistenzfaktor bestimmt, der wiederum
von Werten für
den Koeffizienten K1 und den Wert von M bestimmt wird. Der erste
Persistenzfaktor ist vorzugsweise zum Filtern kurzfristiger Veränderungen
vorgesehen, da die Farbstärke über kurze
Zeiträume
relativ stabil sein sollte.
-
In
Schritt 110 werden die in Schritt 106 erhaltenen
Farbfrequenzdaten mit einem vorhergehenden gemittelten Farbfrequenzdatensatz
kombiniert, um einen neuen gemittelten Farbfrequenzdatensatz wiederzugeben.
Der Beitrag der neuen Farbfrequenzdaten zu den gemittelten Farbfrequenzdaten
wird von einem zweiten Persistenzfaktor bestimmt, der wiederum von
den Werten für
den Koeffizienten K2 und den Wert von N bestimmt wird. Der zweite
Persistenzfaktor wird unabhängig
von dem ersten Persistenzfaktor festgelegt, wodurch es einem Benutzer
ermöglicht
wird, einen Wert für
den zweiten Persistenzfaktor zu spezifizieren, welcher es ermöglicht,
dass die gemittelte Farbfrequenz kurzfristige Veränderungen übersteht,
wodurch ein Benutzer in der Lage ist, Veränderungen in der Blutströmungsgeschwindigkeit während der
unterschiedlichen Phasen eines Herzzyklus zu beobachten. Die kombinierten
Werte für
K2 und N, die an ein Filter angelegt werden, wie in 5 dargestellt,
spezifizieren einen Signal-Persistenzzeitraum, der wesentlich kleiner
ist als der von dem ersten Persistenzfaktor spezifizierte Persistenzzeitraum.
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Als
nächstes
werden in Schritt 112 die gemittelten Farbstärke- und
gemittelten Farbfrequenzdaten für
jeden Bildpunkt über
einen Farb-Strömungsrahmen
kombiniert und der Farbwert-Lookup-Tabelle 87 geführt, um
eine Farbbildannäherung
wiederzugeben. Die Farbbildannäherung
umfasst sowohl Farb- als auch Helligkeitswerte für jeden Bildpunkt. Da diese
Daten jedoch nur für
64 Strahlen spezifiziert sind, die von einem kreisförmigen Umfang
entsprechend einer Ultraschallwandleranordnung ausgehen, werden
in Schritten 114 die 64 Strahlen vor der Abtast-Konvertierung
des Strahls in Anzeigekoordinaten auf 512 Strahlen interpoliert.
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In
Schritt 116 wird eine Farbmaske für den von dem Farb-Strömungsprozessor
gemäß den in 8 zusammengefassten
Unterschritten erzeugten aktuellen Rahmen an von dem Azimutal-Interpolator 88 (in
Schritt 114) berechnete Farb-Strömungsbilddaten angelegt. Durch
das Anlegen der Farbmaske an die azimutal interpolierten Farb-Strömungsdaten wird
ein Farb-Strömungsbild wiedergegeben,
das für jeden
speziellen Bildpunkt spezifiziert, ob die Farb-Strömungsbilddaten
verwendet werden (wenn die Farbmaske "Strömungsdaten" spezifiziert) oder alternativ
die anhand der B-Abtastungen berechneten statischen Grauskalen-Bilddaten
verwendet werden (d. h. unter Nichtbeachtung der berechneten Farb-Strömungsdaten
für diesen
speziellen Bildpunkt), wenn die Farbmaske "statische Daten" spezifiziert.
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In
Schritt 118 leitet der Bild- und Farbausgangs-MUX 58 auf
der Basis des Werts des Farbrahmen-Steuersignals selektiv entweder
Farb-Strömungs-
(F-Abtastung) Bildrahmendaten
oder statische (B-Abtastung) Bildrahmenrohdaten zu dem Digitalvektorprozessor
weiter. Im Falle eines Farb-Strömungsbildrahmens
leitet der DVP die Daten an den Anzeigeprozessor zur weiteren Ausgangssignalverarbeitung
weiter. Im Falle einer B-Abtastungs-Bildrahmen-Festlegung detektiert der DVP die RF-A-Abtastungen
und dezimiert das daraus resultierende Signal, um einen Strahl mit
512 Abfragewerten für
jeden der 512 Strahlen zu erzeugen, welche einen B-Abtastrahmen
bilden. Danach speichert der DVP die 512 Strahlen in dem B-Abtast-Rahmenpuffer 91 und
leitet die verarbeiteten B-Abtastbilddaten an den Anzeigeprozessor
weiter.
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Als
nächstes
kombiniert in Schritt 120 der Anzeigeprozessor die in Schritt 118 empfangenen gepufferten
verarbeiteten B-Abtast- und Farb-Strömungsbilder zu einem Mischbild.
Dies erfolgt durch Verwenden jedes Bildpunkts von demjenigen Farb-Strömungsbildpunkt,
dessen Farbbit "ein"geschaltet ist, um
anzuzeigen, dass der spezielle Bildpunkt in Farbe angezeigt werden
soll. Sämtliche übrigen Bildpunkte
werden unter Verwendung der entsprechenden von dem B-Abtastbildrahmen
stammenden Bilddaten ausgefüllt.
Es sei darauf hingewiesen, dass das B-Abtastbild mittels des Bildvektorverzögerungs-RAM 56 mit
dem Farb-Strömungsbild synchronisiert
wird, um sicherzustellen, dass die beiden Bilddatensätze Bildrohdaten
entsprechen, die innerhalb des gleichen sehr kurzen Zeitraums (z.
B. benachbarte Rahmen-Zeiträume)
erfasst werden.
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Die
Anzeigeverarbeitung des Misch-Farb-Strömungs-/B-Abtastbilds wird in
Schritt 120 mit der Konvertierung der Mischbildpunkte von den
Polarkoordinaten in Anzeigepixelkoordinaten zur Ausgabe auf der
Anzeige 28 fortgesetzt. Für jedes Ausgangspixel nach
der Abtast-Konvertierung spezifiziert das Farbbit, ob der Farbwert
gemäß einer Farbabbildung
oder der B-Abtastwert gemäß einer Grauabbildung
angezeigt werden soll. Die Abtast-Konvertierung ist keine lineare
Operation, wie z. B. eine bilineare Interpolation. Stattdessen werden für jedes
Pixel die Farbbits für
die nächsten
benachbarten Pixel auf dem Polargitter beobachtet, um festzustellen,
ob das Ausgangspixel als Farb- oder Grauskala festgelegt werden
soll. An diesem Punkt ist die Anzeigeverarbeitung beendet und wird
das Mischbild auf der Anzeige 28 dargestellt. Es sei ferner
darauf hingewiesen, dass die Schritte 100 bis 120 ausreichend
schnell durchgeführt
werden, um im wesentlichen ein Echtzeitbild einer Region, wie z.
B. das Bild eines Koronargefäßes, darzustellen.
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In 8 werden
die Schritte sowohl zum räumlichen
als auch zeitlichen Filtern von Farbmaskenbits zwecks Eliminierung
von Farb"aufblitzen" zusammengefasst.
In Schritt 130 bestimmt der B-Abtast-Schwellenwertdetektor
für einen
Rahmen von B-Abtastbildpunktdaten, ob der Signalpegel für jeden speziellen
Bildpunkt zu hoch ist, um den Blutstrom zu repräsentieren. Wenn das B-Abtastsignal
einen spezifizierten Schwellenwert (T1) erreicht, wird für den Bildpunkt "Farbe aus" festgelegt, um anzuzeigen, dass
der spezielle Bildpunkt wahrscheinlich kein Blut repräsentiert.
Dieser Vergleich wird für
sämtliche B-Abtastdaten durchgeführt und
in einem 512 × 512 Punkte/Strahlen-Puffer
gespeichert.
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In
Schritt 132 wird eine Farbmaske für einen Rahmen aufgebaut, wobei
ein Maskenbit für
einen speziellen Punkt mit "Farbe" bezeichnet wird,
wenn der B-Abtastsignalpegel
die T1-Schwelle unterschreitet und die Farbstärke die Farbstärkeschwelle T2
erreicht oder übersteigt.
Andernfalls wird das Maskenbit für
den speziellen Punkt auf "keine
Farbe" gesetzt.
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Als
nächstes
werden in Schritt 134 die Maskenbits in einem Farbmaskenrahmenpuffer
gespeichert. Solche Farbmaskenrahmen werden für einen aktuellen sowie für einen
Satz vorheriger Rahmen gepuffert. Bei der bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist die Gesamtanzahl von gepufferten
Farbmaskenrahmen gleich acht (8).
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Gemäß einem
speziellen Aspekt der vorliegenden Erfindung werden in Schritt 136 die
gepufferten Farbmaskendaten räumlich
und zeitlich gepuffert, um eine gefilterte Farbmaske wiederzugeben,
die festlegt, ob ein spezieller Bildpunkt ein Farb-Strömungsbildpunkt
oder alternativ ein statischer Grauskalenbildpunkt ist. Bei einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung umfasst die räumliche Ausdehnung für einen
speziellen Bildpunkt den interessierenden Punkt und jeden seiner
acht (8) benachbarten Punkte (in einer Ebene). Zusätzlich zu den
beiden Abmessungsebenen, die neun (9) Farbmaskenbits wiedergeben,
erfolgt die Filterung über die
Zeit durch Einschließen
der acht (8) zuletzt wiedergegebenen Farbmasken, die in dem Farbmaskenpuffer 96 gespeichert
sind.
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Das
bevorzugte Filterverfahren umfasst das Summieren der in der 3 × 3 × 8-Zeit-Raum-Region
repräsentierten
Werte und das Vergleichen des Ergebnisses mit einem Medianwert 36 oder
einem anderen spezifizierten Schwellenwert, um zu bestimmen, ob "Farbe ein" oder "Farbe aus" für den interessierenden
Farbpunkt festgelegt werden soll. Der daraus resultierende gefilterte
Bildpunkt wird zur weiteren Bildverarbeitung zur Verfügung gestellt,
wie oben in Schritt 116 beschrieben.
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Obwohl
die Erfindung in Zusammenhang mit bestimmten bevorzugten Ausführungsformen
beschrieben worden ist, ist sie nicht auf diese Ausführungsformen
beschränkt.
Die vorliegende Erfindung ist im Gegenteil auf andere Bilderzeugungsverfahren anwendbar,
die eine Kombination aus dynamischen und statischen Bilddaten ermöglichen.
Beispielsweise kann die vorliegende Erfindung in vorteilhafter Weise
in einem Bilderzeugungssystem verwendet wer den, bei dem die dynamischen
und statischen Bilddaten unter Anwendung von Doppler-Bilderzeugungstechniken
erhalten werden.