DE69935841T2 - Verfahren und Gerät zur automatischen Bestimmung des Doppler-Winkels bei der Ultraschallabbildung - Google Patents

Verfahren und Gerät zur automatischen Bestimmung des Doppler-Winkels bei der Ultraschallabbildung Download PDF

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Description

  • Diese Erfindung betrifft im Wesentlichen die Bildgebung von sich bewegenden Ultraschall-Streuobjekten. Insbesondere betrifft die Erfindung Verfahren zum Ermitteln des Doppler-Winkels zwischen einem Ultraschallstrahl und einem Blutgefäß in medizinisch diagnostischer Ultraschall-Bildgebung.
  • Besonders gute medizinisch diagnostische Ultraschall-Bildgebungssysteme erfordern einen umfangreichen Satz von Bildgebungsmodi. Dieses sind die in der klinischen Diagnose verwendeten hauptsächlichen Bildgebungsmodi und umfassen den Zeitverlaufs-Doppler-Mode, Farbströmungs-Doppler-Mode, B-Mode und M-Mode. In dem B-Mode erzeugen derartige Ultraschall-Bildgebungssysteme zwei-dimensionale Bilder von Gewebe, in welchem die Helligkeit eines Pixels auf der Intensität des Echorücklaufs beruht. Alternativ kann in einem Farbströmungs-Bildgebungsmodus die Bewegung von Fluid (z.B. Blut) oder Gewebe abgebildet werden. Die Messung des Blutstroms im Herzen und in Gefäßen unter Verwendung des Doppler-Effektes ist allgemein bekannt. Die Phasenverschiebung von rückgestreuten Ultraschallwellen kann zum Messen der Geschwindigkeit der Rückstreuer aus Gewebe oder Blut genutzt werden. Die Doppler-Verschiebung kann unter Verwendung unterschiedlicher Farben zum Darstellen von Geschwindigkeit und Richtung der Strömung dargestellt werden. In dem Spektral-Doppler-Bildgebungsmodus wird das Leistungsspektrum dieser Doppler-Frequenzverschiebungen zur visuellen Darstellung als Geschwindigkeits-Zeit-Wellenformen berechnet.
  • Einer der Hauptvorteile von Doppler-Ultraschall besteht darin, dass er nicht-invasive und quantitative Messungen von Blutströmung in Gefäßen liefern kann. Wenn der Winkel θ zwischen dem Beschallungsstrahl und der Strömungsachse (hierin nachstehend als der "Doppler-Winkel" bezeichnet) gegeben ist, kann die Größe des Geschwindigkeitsvektors durch die Standard-Doppler-Gleichung ermittelt werden: v = cfd/(2f0cosθ) (1)wobei c die Schallgeschwindigkeit im Blut, f0 die Sendefrequenz und fd die Bewegungs-induzierte Doppler-Frequenzverschiebung in dem rückgestreuten Ultraschallsignal ist.
  • In herkömmlichen Ultraschallscannern, die B-Mode und Spektral-Doppler-Bildgebung entweder simultan oder in einer segmentierten Weise ausführen, wird der Winkel zwischen dem Doppler-Strahl-Cursor (Strahlmittellinie) und einem Gefäßneigungs-Cursor in dem B-Mode-Bild verwendet, um Doppler-Frequenzverschiebungen in Geschwindigkeitseinheiten gemäß der Doppler-Gleichung umzuwandeln. Die Bedienungsperson muss manuell (z.B. mittels eines Kippschalters) den Gefäßneigungs-Cursor auf der Basis der Orientierung der Gefäßwand bzw. Wände in dem B-Modebild einstellen. Der Wert des Doppler-Winkels wird üblicherweise zusammen mit der Grafik angezeigt. Da die Einstellungen des Doppler-Winkels auf einer visuellen Schätzung beruhen, sind sie insbesondere dann fehlerempfindlich, wenn die Winkelschrittgröße grob ist. Wenn feine Winkeleinstellungen möglich sind, kann der Prozess zeitaufwändig werden. Daher wird ein automatisches Verfahren zur Einstellung des Gefäßneigungs-Cursors benötigt, um sowohl die Genauigkeit als auch Effizienz von Dopplergeschwindigkeitsmessungen zu verbessern.
  • Die veröffentlichte Europäische Patentanmeldung EP 0 842 638 lehrt ein Verfahren zum automatischen Verfolgen der Gefäßwände, um dadurch Gefäßdurchmesser- und Volumenstrommessungen zu ermöglichen. Das Verfahren erfordert jedoch, dass die Bedienungsperson zuerst manuell die Wandlinien eines speziellen Cursors positioniert, bis sie mit den nahen und fernen Gefäßwänden übereinstimmen. In der Mitte des speziellen Cursors liegt die Gefäßneigungslinie, welche parallel zu den Wandlinien ist.
  • Das US Patent Nr. 5 690 116 lehrt ein Verfahren zur automatischen Messung des Doppler-Winkels und eine Anordnung zum Ausführen des Verfahrens. Dieses Verfahren besteht aus den nachstehenden Grundschritten: (1) Von einem Ausgangspunkt wird eine erste isotropische Verfolgung von Strahlen über dem interessierenden Bereich durchgeführt, um so ein Histogramm von Grauwerten ausgewählter Punkte entlang den Strahlen zu erzeugen. (2) Ein Bildverarbeitungsalgorithmus wird an dem Histogramm ausgeführt, welches zu einem niedrigeren Schwellenwert zur Detektion von Gefäßwandechos führt. (3) Eine zweite Verfolgung von Strahlen wird von dem Ausgangspunkt aus durchgeführt, während welcher der Grauwert jedes Punktes jedes Strahls mit dem Schwellenwert verglichen wird, und der erste Endpunkt jedes Strahls, dessen Grauwert den Schwellenwert überschreitet, als ein Randpunkt klassifiziert wird. Dieses führt zu einer Darstellung des Blutgefäßes in der Form einer so genannten "lokalen Markierung" eines Dreiecksektors. (4) Die Steigung der Regressionslinie der lokalen Markierung wird ermittelt und der Doppler-Winkel zwischen der angepassten Linie und dem Doppler-(Strahl)-Cursor berechnet. Da eine lineare Regression der Koordinaten aller Pixel in der lokalen Markierung durchgeführt wird, nimmt dieses Verfahren implizit an, dass die die nahen und fernen Gefäßwände repräsentierenden Pixel sowohl deutlich als auch zuverlässig sind. Die Validität der sich ergebenden Steigungsschätzung wird durch Prüfen eines Korrelationskoeffizienten getestet. Eine Korrelation unter einem bestimmten akzeptablen Wert (z.B. 0,5) wird als Anzeige für eine schlechte Positionierung der sektionalen Ebene gehalten, und die Bedienungsperson muss einen weiteren Versuch nach einer Korrektur unternehmen.
  • In klinischen Routineuntersuchungen kann, selbst wenn die Scanebene korrekt zu der Mittenachse des Gefäßes ausgerichtet ist, oft eine von den zwei Wänden durch Nachhallstörung und/oder Schatten verfälscht oder verdeckt sein. Manchmal wird eine nichtlineare Grau-Zuordnung dazu genutzt, um den wahrgenommenen Kontrast der Bilddarstellung zu verbessern. Aus diesen Gründen kann die alleinige Verwendung eines Grauwert-Schwellenwertes zu einer falschen Detektion von Rändern führen. Ferner ist es nicht ungewöhnlich, dass eine von den zwei Gefäßwänden einfach aufgrund der Scangeometrie in Bezug auf die Krümmung des Gefäßes nicht klar in dem Bild erscheint. In einigen Fällen können die nahen und fernen Wände sogar in dem besten Gefäßbild, das in der zulässigen Zeit erhalten werden kann, nicht parallel sein. Wenn eine trotzdem eine Doppler-Geschwindigkeitsmessung in jeder von den vorstehenden Situationen ausgeführt werden muss, wird der Benutzer oft den Gefäßneigungs-Cursor an der deutlich definierteren Gefäßwand ausrichten, oder die beste Entscheidung treffen, indem er versucht, durch ein Teil des Gewirres in dem Gefäßbild "hindurch zu sehen". Um die Doppler-Winkelabschätzung in derartig herausfordernden Situationen zu verbessern, ist ein robusteres Verfahren als das in der herkömmlichen Technik bekannte erforderlich.
  • Die vorliegende Erfindung ist ein Verfahren zur automatischen Doppler-Winkelabschätzung auf der Basis des B-Mode- und (falls verfügbar) Farbströmungs-Bildes. Das Verfahren verwendet einen Algorithmus zur automatischen Gefäßneigungsmessung, welche zuerst einen optimalen Ausgangspunkt innerhalb des Probenvolumens oder Bereichsbildfensters findet, und dann nach den zuverlässigsten Pixelpunkten (nahe oder ferne Wand) auf der Basis einer Kombination nur von Intensitäts- und von Intensitäts-Differenz-Schwellenwerten sucht, bevor er eine Neigungsschätzung durchführt. B-Mode-Intensitätsdaten und optional Farbströmungsgeschwindigkeits- oder Leistungsdaten (vor der Grau/Farb-Zuordnung) werden verwendet. Der Algorithmus kann auch auf Verfahren zur automatischen Verfolgung von Gefäßdurchmesser- und Strömungsratenberechnungen angewendet werden, obwohl die Hauptaufgabe die Erzielung einer automatischen Abschätzung des Doppler-Winkels in einem Ultraschallscanner ist.
  • Ausführungsformen der Erfindung werden nun im Rahmen eines Beispiels unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, in welchen:
  • 1 ein Schemabild ist, das ein Blockdiagramm eines allgemeinen Ultraschall-Bildgebungssystems zeigt, welches die bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung unterstützt.
  • 2 eine schematische Darstellung ist, die ein Ultraschallbild eines Abschnittes eines Blutgefäßes mit einem darüber überlagerten Doppler-Strahl-Cursor darstellt.
  • 3 eine schematische Darstellung des Ultraschallbildes von 2 mit darüber überlagerter Randpunktsuchinformation gemäß der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist.
  • 4 eine schematische Darstellung ist, welche die Segmentierung der Randpunkte gemäß der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung darstellt.
  • 5 eine schematische Darstellung des Ultraschallbildes von 2 mit einem Doppler-Strahl-Cursor und einem darauf überlagerten Gefäßneigungs-Cursor darstellt.
  • 6 ein Flussdiagramm ist, das den Algorithmus zur automatischen Ausrichtung des Gefäßneigungs-Cursors gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
  • Ein herkömmliches Ultraschall-Bildgebungssystem ist allgemein in 1 dargestellt. Der Hauptdatenpfad beginnt mit den analogen HF-Eingängen zu der Strahlformerleiterplatte 4 ausgehend von dem Messwandler 2. Die Strahlformerleiterplatte 4 ist für die Sende- und Empfangs-Strahlformung verantwortlich. Die Eingangssignale des Strahlformers sind die analogen HF-Signale mit geringem Pegel aus den Wandlerelementen. Die Strahlformerleiterplatte 4, welche einen Strahlformer, einen Demodulator und Filter aufweist, gibt zwei summierte digitale I- und Q-Basisbandempfangsstrahlen aus, die aus den erfassten Datenabtastungen erzeugt sind. Diese Datenabtastwerte sind aus dem reflektierten Ultraschall von den entsprechenden Fokuszonen der gesendeten Strahlen abgeleitet. Die I- und Q-Daten werden an FIR-Filter geleitet, welche mit Filterkoeffizienten pro grammiert sind, dass sie ein an der Grundfrequenz f0 der Sendewellenform oder einer (sub)-harmonischen Frequenz davon zentriertes Frequenzband durchlassen.
  • Die von den Filtern ausgegebenen Bilddaten werden an das Mittelprozessor-Teilsystem gesendet, wo sie gemäß dem Erfassungsmodus verarbeitet und als verarbeitete Vektordaten ausgegeben werden. Typischerweise besteht das Mittelprozessor-Teilsystem aus einem Farbströmungsprozessor 6, einem B-Mode-Prozessor 8, und einem Spektral-Doppler-Prozessor 10. Alternativ kann ein Digitalsignal-Prozessor oder eine Anordnung von derartigen Prozessoren programmiert sein, um die Signale für alle drei Modi zu verarbeiten.
  • Der B-Mode-Prozessor 8 wandelt die I- und Q-Basisbanddaten aus der Strahlformerleiterplatte 4 in eine logarithmisch-komprimierte Version der Signalhüllkurve um. Die B-Mode-Funktion bildet die zeitlich variierende Amplitude der Hüllkurve des Signals als eine Grauskala ab. Die Hüllkurve eines Basisbandsignals ist die Größe des Vektors, welchen I und Q darstellen. Der I-, Q-Phasenwinkel wird in der B-Mode-Darstellung nicht verwendet. Die Größe des Signals ist die Quadratwurzel der Summen der Quadrate der orthogonalen Komponenten, d. h. (I2 + Q2)1/2. Die B-Mode-Intensitätsdaten werden an einen (nicht dargestellten) akustischen B-Mode-Laufzeitspeicher in dem Scan-Wandler 12 ausgegeben.
  • Der Scan-Wandler 12 akzeptiert die verarbeiteten B-Mode-Vektordaten, interpoliert falls erforderlich, und wandelt die Daten in das X-Y Format für die Videodarstellung um. Die scangewandelten Frames werden an einen Videoprozessor 14 weitergegeben, welcher die Videodaten einer Grauskalenzuordnung für die Videodarstellung zuordnet. Ein her kömmliches Ultraschall-Bildgebungssystem verwendet typischerweise eine Vielzahl von Grauskalen, welche einfache Übertragungsfunktionen der Rohbilddaten in Anzeigegrauwerte sind. Die Grauskalen-Bild-Frames werden dann an den Anzeigemonitor 16 zur Anzeige gesendet.
  • Die durch den Monitor 16 dargestellten B-Mode-Bilder werden aus einem Bild-Frame von Daten erzeugt, in welchem jedes Datenelement die Intensität oder Helligkeit eines entsprechenden Pixels in der Anzeige angibt. Ein Bild-Frame kann beispielsweise eine Anordnung von 256 × 256 Daten umfassen, in welcher jedes Intensitätsdatenelement eine 8-Bit Binärzahl ist, welche die Pixelhelligkeit darstellt. Jedes Pixel besitzt einen Intensitätswert, welcher eine Funktion des Rückstreuquerschnittes eines entsprechenden Abtastvolumens als Antwort auf Abfrage-Ultraschallimpulse und die verwendete Grauzuordnung ist. Das dargestellte Bild repräsentiert Gewebe und/oder Blutströmung in einer Ebene des abgebildeten Körpers.
  • Der Farbströmungs-Prozessor 6 wird dazu genutzt, um ein zweidimensionales Echtzeitbild der Blutgeschwindigkeit in der Abbildungsebene zu erzeugen. Die Frequenz von Schallwellen, die von der Innenseite der Blutgefäße, Herzhohlräume, usw. reflektiert werden, ist proportional zu der Geschwindigkeit der Blutzellen verschoben: positiv verschoben für Zellen, die sich zu dem Messwandler hin bewegen, und negativ für diejenigen, die sich davon weg bewegen. Die Blutgeschwindigkeit wird durch Messen der Phasenverschiebung von Abfeuerung zu Abfeuerung in einem spezifischen Bereichsbildfenster berechnet. Anstelle der Messung des Doppler-Spektrums bei einem Bereichsbildfenster in dem Bild wird eine mittlere Blutgeschwindigkeit aus mehreren Vektor positionen und mehreren Bereichsbildfenstern entlang jedes Vektors berechnet und ein zwei-dimensionales Bild aus dieser Information erzeugt. Der Farbströmungs-Prozessor 6 empfängt die summierten linken und rechten, komplexen I/Q-Daten aus der Strahlformerleiterplatte 4 und verarbeitet diese, um die mittlere Blutgeschwindigkeit, die (die Blutturbulenz repräsentierende) Varianz und die Gesamtvornormierungsenergie für alle Abtastvolumina innerhalb eines bedienerdefinierten Bereiches zu berechnen. Diese drei Ausgangswerte werden dann zu zwei Endausgangswerten, einen primären und einen sekundären kombiniert. Der primäre Ausgangswert ist entweder Geschwindigkeit oder Leistung. Der zweite Ausgangswert kann entweder Varianz oder Leistung sein. Welche zwei Werte dargestellt werden, wird durch den von dem Bediener gewählten Anzeigemodus bestimmt. Beide Werte werden an einen (nicht dargestellten) akustischen Farblaufzeitspeicher in dem Scan-Wandler 12 geleitet. Die Änderung oder Verschiebung in der rückgestreuten Frequenz erhöht sich, wenn Blut auf den Messwandler zuströmt und verringert sich, wenn Blut von dem Messwandler wegströmt. Typischerweise stellt der Farbströmungs-Mode Hunderte von benachbarten Abtastvolumina gleichzeitig dar, welche alle einem B-Mode-Bild überlagert und farbcodiert sind, um die Geschwindigkeit jedes Abtastvolumens zu repräsentieren.
  • In dem Farbströmungs-Mode des hierin beschriebenen herkömmlichen Ultraschall-Bildgebungssystems wird eine Ultraschallwandleranordnung aktiviert, um eine Serie von Mehrfachzyklus-(typischerweise vier bis acht Zyklen)-Tonbündeln, welche auf dieselbe Sendefokusposition fokussiert sind, mit denselben Sendeeigenschaften zu senden. Diese Tonbündel werden mit einer Pulswiederholungsfrequenz (PRF) abgefeuert. Die PRF liegt typischerweise in dem Kilohertz- Bereich. Eine Serie von auf dieselbe Sendefokusposition fokussierten Sendeabfeuerungen wird als ein "Paket" bezeichnet. Jeder Sendestrahl wandert durch ein abzubildendes Objekt und wird durch Ultraschallstreuer, wie z.B. Blutzellen, reflektiert. Die Rücklaufsignale werden durch die Elemente der Wandleranordnung detektiert und dann durch einen Strahlformer in einen Empfangsstrahl geformt.
  • Beispielsweise ist die herkömmliche Farbabfeuerungssequenz eine Serie von Abfeuerungen (z.B. Tonbündeln) entlang derselben Position, welche die entsprechenden Empfangssignale:
    F1 F2 F3 F4 ... FM
    erzeugen, wobei Fi das Empfangssignal für die i-te Abfeuerung ist und M die Anzahl der Abfeuerungen in einem Paket ist. Diese Empfangssignale werden in einen "Corner-Turner"-Speicher geladen, und ein Hochpassfilter (Wandfilter) auf jede Abwärtsbereichsposition während der Abfeuerungen (d.h. in "slow time") angewendet. In dem einfachsten Falle eines (1, –1) Wandfilters wird jeder Bereichspunkt gefiltert, um die entsprechenden Differenzsignale zu erzeugen:
    (F1–F2) (F2–F3) (F3–F4) ... (FM–1–FM)
    und diese Differenzen in einen Farbströmungsgeschwindigkeits-Schätzer eingegeben. Typischerweise sind der "Corner-Turner"-Speicher, das Wandfilter und Parameter-(z.B. Geschwindigkeits)-Schätzer in den Farbströmungsprozessor 6 eingebaut.
  • Die akustischen Farb- und B-Mode-Laufzeitspeicher in dem Scan-Wandler 12 akzeptieren verarbeitete digitale Daten aus den Farbströmungs- und B-Mode-Prozessoren. Diese Komponenten des Scan-Wandlers führen auch die Koordinatentransformation der Farbströmungs- und B-Mode-Daten aus dem Polarkoordinaten-(R-θ)-Sektorformat oder dem Kartesischen Koordinaten-Linearformat in geeignet skalierte Anzeigepixeldaten in kartesischen Koordinaten um, welche in dem (nicht dargestellten) X-Y Anzeigespeicher in dem Scan-Wandler gespeichert werden. Farbströmungsbilder werden durch Überlagern eines Farbbildes der Geschwindigkeit von sich bewegendem Material wie z.B. Blut über einem anatomischen B-Mode-Bild in Schwarz/Weiß erzeugt.
  • Wenn das anzuzeigende Bild eine Kombination eines B-Mode-Frame und eines Farbströmungs-Frames ist, werden dann beide Frames an den Videoprozessor 14 weitergegeben, welcher die B-Mode-Daten einer Grauzuordnung zuordnet und die Farbströmungsdaten einer Farbzuordnung zur Videodarstellung zuordnet. In dem letztlich dargestellten Bild werden die Farbpixeldaten den Grauskalenpixeldaten überlagert. Aufeinanderfolgende Rahmen von Farbströmungs- und/oder B-Mode-Daten werden in einen Kine-Speicher 24 auf einer First-in, First-out-Basis gespeichert. Die Speicherung kann kontinuierlich sein oder als Folge eines externen Auslöseereignisses erfolgen. Der Kine-Speicher 24 ist wie ein Ringbildpuffer, welcher im Hintergrund läuft, und Bilddaten erfasst, die in Echtzeit dem Benutzer angezeigt werden. Wenn der Benutzer das System (durch Betätigung einer entsprechenden Vorrichtung auf der Benutzerschnittstelle 22) einfriert, hat der Benutzer die Möglichkeit, zuvor in dem Kine-Speicher erfasste Bilddaten zu betrachten.
  • In der Spektral-Doppler-Bildgebung werden die I/Q-Komponenten über ein spezifisches Zeitintervall integriert (summiert) und dann durch den Spektral-Doppler-Prozessor 10 abgetastet. Das Summierungsintervall und die Sendebündellänge definieren zusammen die Länge des von dem Benutzer spezifizierten Abtastvolumens. Eine "Sum-and-Dump"-Operation erzeugt effektiv das von dem Abtastvolumen rückgestreute Dopplersignal. Das Dopplersignal wird durch ein Wandfilter geführt, welches jede Störung in dem Signal, die einem stationären oder sich sehr langsam bewegenden Gewebe entspricht, unterdrückt. Das gefilterte Ausgangssignal wird dann in einen Spektrum-Analysator eingeführt, welcher schnelle Fourier-Transformationen (FFTs) über ein sich bewegendes Zeitfenster von 32–128 Abtastungen durchführt. Jedes FFT-Leistungsspektrum wird komprimiert und dann von dem Spektral-Doppler-Prozessor 10 an einen Grafik/Zeitverlaufs-Anzeigespeicher 18 ausgegeben. Der Videoprozessor 14 ordnet die komprimierten Spektral-Doppler-Daten einer Grauskala zur Anzeige auf dem Monitor 16 als eine einzelne Spektrallinie zu einem spezifischen Zeitpunkt in dem Doppler-Geschwindigkeits (Frequenz)/Zeit-Spektrogramm zu.
  • Die Systemsteuerung ist in einem Host-Computer (d.h., einer Hauptsteuerung) 20 zentriert, welche Bedienereingaben über eine Bedienerschnittstelle 22 (z.B. eine Bedienkonsole) annimmt und wiederum die verschiedenen Teilsysteme steuert. Der Host-Computer 20 führt Systemebenen-Steuerfunktionen durch. Er akzeptiert Eingaben von dem Bediener über die Bedienerschnittstelle 22 sowie Systemstatusänderungen (z.B. Modusänderungen) und führt entsprechende Systemänderungen durch. Ein (nicht dargestellter) Systemsteuerbus stellt die Schnittstelle von dem Host-Computer zu den Teilsystemen bereit. Eine Scan-Steuerung stellt Echtzeit- (akustische Vektorraten)-Steuereingangssignale für die verschiedenen Teilsysteme bereit. Die Scan-Steuerung wird von dem Host-Computer mit den Vektorsequenzen und Synchronisationsoptionen für die Erfassungen akustischer Frames programmiert. Somit steuert die Scan-Steuerung die Strahlverteilung und die Strahldichte. Die Scan-Steuerung überträgt die von dem Host-Computer definierten Strahlparameter über einen (nicht dargestellten) Scan-Steuerbus an die Teilsysteme.
  • Das herkömmliche System hat die Fähigkeit, jedem Ultraschallbild grafische Symbole zu überlagern. Die Überlagerung von Grafiken auf dem Bild-Frame wird in dem Videoprozessor 14 erreicht, welcher die Ultraschallbild-Frames aus dem X-Y Anzeigespeicher in dem Scan-Wandler 12 und die Grafikdaten aus dem Grafik/Zeitverlaufs-Anzeigespeicher 18 empfängt. Die Grafikdaten werden verarbeitet und in dem Grafik/Zeitverlaufs-Anzeigespeicher 18 durch den Host-Computer 20 oder, alternativ, durch einen Grafikprozessor eingegeben, welcher mit den anderen Teilsystemen durch den Host-Computer synchronisiert wird.
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung wird der Doppler-Winkel automatisch durch den Host-Computer geschätzt. Der geschätzte Doppler-Winkelwert wird dann von dem Host-Computer verwendet, um die Strömungsgeschwindigkeit als eine Funktion der Doppler-Frequenzverschiebung zu schätzen. Gemäß 5 wird der Winkel zwischen einem Doppler-Strahl-Cursor (Strahlmittellinie) 26 und einem Gefäßneigungs-Cursor 28 auf einem Gefäß 30 in dem B-Mode-Bild 32 verwendet, um Doppler-Frequenzverschiebungen in Geschwindigkeitseinheiten gemäß der Doppler-Gleichung umzuwandeln. Der Doppler-Winkel wird üblicherweise zusammen mit der Grafik dargestellt.
  • Um Vorstehendes zu erreichen, fordert der Benutzer eine automatische Doppler-Winkel-Schätzung an, indem er einen Drehknopf auf der Bedienerschnittstelle 22 (siehe 1) betätigt, nachdem der Benutzer die Doppler-Bereichsfenster-(Abtastvolumen)-Grafik, bestehend aus einer oberen Bereichsfenstergrafik 36 und einer unteren Bereichsfenstergrafik 34 auf dem Gefäß 30 in dem Bild 32, gemäß Darstellung in 2 ebenfalls über die Benutzerschnittstelle platziert hat. Wenn das Bild nicht zu dem Zeitpunkt der Benutzeranforderung eingefroren ist, friert der Host-Computer automatisch das Bild (Schritt 38 in 6) ein, und speichert den Frame der Abbildungsdaten in dem Kine-Speicher. Sobald das Bild eingefroren ist, wird der Frame der B- und (falls verfügbar) Farbströmungs-Bilddaten aus dem Kine-Speicher durch den Host-Computer (Schritt 40 in 6) ausgelesen. Auf der Basis der Bilddaten wird ein Doppler-Winkel berechnet und der Doppler-Winkelwert und die Grafik werden aktualisiert. Wenn das Bild automatisch in einen Einfrierungszustand gemäß vorstehender Beschreibung gezwungen wurde, wird das Bild freigegeben. Wenn der Benutzer mit dem automatisch geschätzten Doppler-Winkel nicht zufrieden ist, kann der Benutzer den Gefäßneigungs-Cursor durch Betätigen des Drehknopfes, den er zum Initiieren der automatischen Doppler-Winkel-Schätzung gedrückt hatte, ausrichten (Das automatische Einfrieren des Bildes ist nicht erforderlich, wenn die Bilddaten erhalten werden können, während eine Life-Abtastung abläuft).
  • Um automatisch einen Doppler-Winkel zu berechnen, führt der Host-Computer den in 6 dargestellten Algorithmus an dem Frame von aus dem Kine-Speicher im Schritt 40 ausgelesenen Bilddaten durch. Ein Mittelpunkt eines Suchbereichs wird in einem Schritt 42 wie folgt identifiziert. Wenn der Mittelwert einer Anzahl von B-Mode-Intensitätswerten in einem kleinen Bereich 66 um den Mittelpunkt 68 des Doppler-Bereichsfensters (siehe 2) bei oder unterhalb einem gewissen Schwellenwert liegt, wird dann diese Stelle als der Mittelpunkt des Suchalgorithmus verwendet. Wenn die B-Mode-Intensitätswerte über dem Schwellenwert liegen, sucht der Host-Computer von diesem Punkt in Auswärtsrichtung über die Hälfte der Gesamtbereichsfensterbreite in allen Richtungen, um den Bereich mit den minimalen Durchschnitts-B-Mode-Intensitätswerten (typisch für die Streuung von Blut) zu ermitteln. Wenn dieser Minimaldurchschnittswert-Intensitätsbereich um einen gewissen Prozentsatz unter der Intensität des ursprünglichen Mittelpunktbereiches liegt, wird dann der Mittelpunkt zu dem Mittelpunkt 70 dieses Minimalbereichs, wie es in 3 zu sehen ist, verschoben.
  • Der Host-Computer ermittelt dann (Schritt 44 in 6), ob der aus dem Kine-Speicher eingelesene Bild-Frame Farbströmungsdaten bei Pixeladressen enthält, die der Stelle des Mittelpunktes 70 (siehe 3) entsprechen. Wenn der Bild-Frame dem Mittelpunkt entsprechende Farbströmungsdaten enthält, sucht dann der Host-Computer von dem Mittelpunkt aus entlang radialer Linien 72, welche im Winkel um S-Grad über einen Gesamtbereich von 360° gemäß Darstellung in 3 in Abstand angeordnet sind. Die abzusuchende Strecke von dem Mittelpunkt ist D cm. Dieser Randsuchbereich wird durch einen Kreis 74 in 3 dargestellt.
  • Entlang jeder radialen Linie 72 sucht der Host-Computer von dem Mittelpunkt 70 aus und speichert den Punkt als einen Randpunkt, wenn er der erste von X (≥ 2) Punkten ist, der eine B-Mode-Intensität anstelle einer Farbströmungsge schwindigkeit oder Leistungsdaten (Schritt 46 in 6) anzeigt. Exemplarische Randpunkte werden als Rechteck 76 in 4 dargestellt. Wenn kein derartiger Punkt gefunden wird, bevor D cm durchsucht sind, oder der Rand des interessierenden Farbbereichs gefunden wird, wird dann kein Randpunkt entlang dieser radialen Linie markiert. Sobald jede radiale Linie abgesucht ist, werden alle Randpunkte 76 in einem bestimmten Segment des Randpunktsuchbereichs (z.B. das durch gepunktete Linien in 4 dargestellte Segment 1) zusammengruppiert (Schritt 48) und einem Linienanpassungsalgorithmus zugeführt, welcher sowohl einen Gefäßneigungsschätzwert als auch einen Anpassungsgüte-Messwert (Schritt 50) erzeugt. Dieses wird für weitere Segmente (z.B. das durch durchgezogene gerade Linien in 4 angezeigte Segment 2) wiederholt, und in jedem Falle die Neigung des Gefäßes und die Anpassungsgüte aufgezeichnet. Die Segmente können einander über eine bestimmte Anzahl von Graden überlappen, wie es die in 4 dargestellten Segmente 1 und 2 tun. Wenn ein spezielles Segment keine gewisse minimale Anzahl von Randpunkten in sich enthält, wird dann dieses Segment verworfen.
  • Zusätzlich zu dem Vorstehenden ermittelt der Algorithmus auch B-Mode-Randpunkte (Schritt 52), indem die B-Mode-Intensitätsdaten von dem Mittelpunkt in radialen Linien, die in Abständen von S Grad angeordnet sind, über einen gesamten 360° Bereich durchsucht. Die von dem Mittelpunkt aus zu durchsuchende Strecke ist D cm. Entlang jeder radialen Linie wird jeder B-Mode-Intensitätswert (der den entsprechenden Pixeln entspricht) durch den Mittelwert von sich selbst und seiner zwei Nachbarn entlang des Radius ersetzt. Die Spitzen- und Minimalintensitäten entlang der gemittelten radialen Linie sowie die größte Differenz (von einem Pixel zu dem nächsten) werden jeweils aufgezeichnet. Wenn die Differenz zwischen den Spitzen- und Minimalintensitäten einen gewissen Schwellenwert nicht überschreitet, wird dann kein Randpunkt für diesen Strahl spezifiziert. Wenn die Differenz zwischen den Spitzen- und Minimalintensitäten den Schwellenwert überschreitet, wird dann eine Suche bei einer gewissen Anzahl von Punkten von dem Mittelpunkt aus gestartet und endet, wenn ein Punkt (der Randpunkt) gefunden wird, der einen Schwellenwert nur einer Differenz-, Schwellenwert nur einer Intensität oder einen Schwellenwert einer kombinierten Differenz und Intensität überschreitet. Beispielsweise würde, wenn die Pixelstelle 50 % der Maximalintensität und 30 % der maximalen Differenz hätte, diese dann den Schwellenwert der kombinierten Differenz und Intensität passieren. Die Intensität an dem, Randpunkt wird aufgezeichnet. Wenn kein derartiger Punkt vor dem Durchsuchen von D cm oder vor dem Finden des Randes des B-Mode-Bildes gefunden wird, wird dann kein Randpunkt entlang dieser radialen Linien markiert. Sobald jede radiale Linie durchsucht wurde, wird ein gewisser Prozentsatz der Randpunkte verworfen. Die verworfenen Randpunkte sind die den geringsten Intensitäten zugeordneten. Alle von den restlichen Randpunkten in einem bestimmten Segment des Randpunktsuchbereichs werden gruppiert (Schritt 54) und dann einem Linienanpassungsalgorithmus zugeführt, welcher sowohl einen Gefäßneigungsschätzwert als auch einen Anpassungsgüte-Messwert (Schritt 56) erzeugt. Dieses wird für weitere Segmente wiederholt, und in jedem Falle werden die Gefäßneigung und die Güte der Anpassung aufgezeichnet. Die Segmente können sich über eine bestimmte Anzahl von Graden überlappen. Wenn ein spezielles Segment keine minimale Anzahl von Randpunkten darin enthält, wird dann dieses Segment verworfen.
  • Wenn kein B-Mode oder Farbströmungs-Mode-Segment ausreichend Randpunkte erzeugte, um einen Gefäßneigungsschätzwert zu erhalten, wird dann die Strecke D vergrößert, und der Algorithmus nochmals durchlaufen. (Wenn der nochmalige Durchlauf des Algorithmus immer noch zu keinen Gefäßneigungsschätzwerten führt, bleibt dann der Doppler-Winkel unverändert).
  • An diesem Punkt in dem Algorithmus sind Schätzwerte der Gefäßneigung und deren entsprechenden Anpassungsgüte-Messwerte für eine bestimmte Anzahl von Segmenten (für den B-Mode und möglicherweise den Farbströmungs-Mode) bekannt. Das Segment, mit der besten Anpassungsgüte wird identifiziert (Schritt 58) und dessen Gefäßneigung mit all den anderen Gefäßneigungsschätzwerten kombiniert (gemittelt), die einen Anpassungsgüte-Messwert haben, der eine bestimmte Differenz in Bezug zu dem besten nicht überschreitet (Schritt 60). Wenn jedoch die Farbe aktiv ist, und die beste Farbgefäßneigung eine bestimmte Anzahl von Graden (die ein etwas vertikales Gefäß anzeigen) überschreitet, werden dann nur diese Farbdaten in diesem Gefäßneigungs-Kombinationsalgorithmus verwendet. Dieses wird gemacht, da etwas vertikale Gefäßwände schwierig in dem B-Mode aufgrund der seitlichen Verschmierung der Bilddaten zu detektieren sind. Andererseits werden, wenn die Farbe nicht aktiv ist, die Schritte 46, 48 und 50 in 6 nicht durchgeführt, und der Schritt 60 kombiniert nur Gefäßsteigungen, die von B-Mode-Randpunkten abgeleitet wurden.
  • Der Host-Computer ermittelt den Doppler-Winkel durch Berechnen (Schritt 62 in 6) des Winkels zwischen der kombinierten Gefäßsteigung 28 und dem Doppler-Strahl-Cursor 26, wie es in 5 dargestellt ist. Gemäß 1 verwen det der Host-Computer 20 dann den berechneten Doppler-Winkelwert, um die Geschwindigkeit in Abhängigkeit von der Doppler-Gleichung zu berechnen. Falls erforderlich wird das Bild dann freigegeben (Schritt 64 in 6).
  • Die vorstehenden bevorzugten Ausführungsformen wurden nur für den Zweck der Veranschaulichung offenbart. Varianten und Modifikationen des Konzeptes der Erfindung sind für den Fachmann auf diesem Gebiet ohne weiteres ersichtlich. Beispielsweise kann, obwohl entlang. jeder radialen Linie jeder (den entsprechenden Pixeln entsprechende) B-Mode-Intensitätswert durch den Mittelwert von sich selbst und seiner zwei Nachbarn entlang des Radius ersetzt werden kann, jedes geeignete Glättungsfilter, welches statistische Abweichungen reduziert, verwendet werden.

Claims (15)

  1. Verfahren zum Abschätzen eines Doppler-Winkels zwischen einer Richtung eines Ultraschallsendestrahls und einer Achse eines Blutgefäßes mit den Schritten: Anzeigen eines Ultraschallbildes des Blutgefäßes; Speichern eines Frames aus Bildparameterwerten, aus welchen das Ultraschallbild abgeleitet wurde, wobei die Bildparameterwerte entsprechenden Pixeln in dem Bild entsprechen; Platzieren einer ein Bereichsbildfenster repräsentierenden Grafik über dem Blutgefäß in dem Bild; Identifizieren eines Mittelpunktes (70) eines Suchgebietes, der einem in dem Bereichsbildfenster liegenden Punkt entspricht, wobei die Bildparameterwerte in dem Frame, die Pixeln in einem den Mittelpunkt (70) umgebenden Mittengebiet entsprechenden, einen niedrigeren durchschnittlichen Bildparameterwert als die Bildparameterwerte in dem Frame haben, die Pixeln in anderen Gebieten innerhalb des Suchgebiets entsprechen; und nach außen gerichtetes Suchen nach einem entsprechenden Randpunkt entlang jeder einzelnen von mehreren radialen Linien, die sich von dem Mittelpunkt (70) aus erstrecken und im Winkel über einen vorbestimmten Winkelbereich innerhalb des Suchgebiets in Abstand angeordnet sind, wobei die Suchvorgänge von dem Mittelpunkt (70) bis zu einem vorbestimmten Abstand entlang jeder radialen Linie in Abhängigkeit von einem Suchalgorithmus durchgeführt werden; gekennzeichnet durch Anwenden eines Linienanpassungs-Algorithmus auf wenigstens einige von den Randpunkten in jedem von mehreren Segmenten des Suchgebiets, wobei der Linienanpassungs-Algorithmus entsprechende mehrere Gefäßneigungs-Schätzwerte und Anpassungsgüte-Messwerte erzeugt; Identifizieren eines besten Anpassungsgüte-Messwertes von den mehreren Anpassungsgüte-Messwerten; Kombinieren des dem besten Anpassungsgütemesswert entsprechenden Gefäßneigungs-Schätzwertes mit anderen Gefäßneigungsmesswerten, die anderen Anpassungsgüte-Messwerte entsprechen, die eine gewisse Differenz in Bezug auf den besten Anpassungsgütemesswert nicht überschreiten; und Ermitteln des Doppler-Winkels als eine Funktion der kombinierten Gefäßneigung und der Sendestrahlrichtung.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Kombinationsschritt eine Durchschnittsbildung des dem besten Anpassungsgüte-Messwert entsprechenden Gefäßneigungs-Schätzwertes mit den anderen Gefäßneigungs-Schätzwerten umfasst.
  3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, ferner mit den Schritten, die nach dem Suchschritt und vor dem Anwendungsschritt durchgeführt werden: Speichern eines entsprechenden Bildparameterwertes für jeden Randpunkt; und Verwerfen von Randpunkten, die Bildparameterwerten unterhalb eines vorbestimmten Schwellenwertes entsprechen.
  4. Verfahren nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei die Bildparameterwerte B-Mode-Intensitätswerte für wenigstens einige von den Pixeln aufweisen.
  5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Bildparameterwerte ferner Farbströmungs-Schätzwerte für Pixel in dem Frame außer den Pixeln mit B-Mode-Intensitätswerten aufweisen.
  6. Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Suchalgorithmus die Schritte umfasst: entlang jeder radialen Linie, Anwenden eines Glättungsfilters, um statistische Schwankungen zu reduzieren; für jede gefilterte radiale Linie, Speichern der Spitzenwert- und Minimalwert-Bildparameterwerte und der größten Differenz zwischen benachbarten Pixeln entsprechenden Bildparameterwerten; wenn eine Differenz zwischen den Spitzenwert- und Minimalwert-Bildparameterwerten für jede durchschnittliche radiale Linie einen vorbestimmten Schwellenwert. überschreitet, Suchen nach einem Punkt entlang jeder radialen Linie mit einem Bildparameterwert, welcher wenigstens eines von einem Differenzkriterium und einem Wertkriterium erfüllt; und Identifizieren des Punktes als einen Randpunkt.
  7. Verfahren nach Anspruch 5, wobei der Suchalgorithmus die Schritte aufweist: entlang jeder radialen Linie, Suchen nach einem Punkt, welcher der erste von X Punkten mit B-Mode-Intensitätswerten anstelle von Farbströmungsschätzwerten ist; und Identifizieren des Punktes als einen Randpunkt.
  8. System zum Abschätzen eines Doppler-Winkels zwischen einer Richtung eines Ultraschallsendestrahls und einer Achse eines Blutgefäßes, aufweisend: eine Anzeigeeinrichtung mit mehreren Pixeln, welche aktiviert werden können, um ein Ultraschallbild eines Blutgefässes mit einer Grafik darzustellen, die ein über dem Blutgefäß liegendes Bereichsbildfenster repräsentiert; und einen Speicher zum Speichern eines Frame aus entsprechenden Pixeln des Ultraschallbildes entsprechenden Bildparameterwerten; gekennzeichnet durch: einen Computer (20), der dafür programmiert ist, die Schritte auszuführen: (a) Identifizieren eines Mittelpunktes (70) eines Suchgebietes, der einem in dem Bereichsbildfenster liegenden Punkt entspricht, wobei die Bildparameterwerte in dem Frame, die Pixeln in einem den Mittelpunkt (70) umgebenden Mittengebiet entsprechenden, einen niedrigeren durchschnittlichen Bildparameterwert als die Bildparameterwerte in dem Frame haben, die Pixeln in anderen Gebieten innerhalb des Suchgebiets entsprechen; und (b) nach außen gerichtetes Suchen nach einem entsprechenden Randpunkt entlang jeder einzelnen von mehreren radialen Linien, die sich von dem Mittelpunkt (70) aus erstrecken und im Winkel über einen vorbestimmten Winkelbereich innerhalb des Suchgebiets in Abstand angeordnet sind, wobei die Suchvorgänge von dem Mittelpunkt (70) bis zu einem vorbestimmten Abstand entlang jeder radialen Linie in Abhängigkeit von einem Suchalgorithmus durchgeführt werden; (c) Anwenden eines Linienanpassungs-Algorithmus auf wenigstens einige von den Randpunkten in jedem von mehreren Segmenten des Suchgebiets, wobei der Linienanpassungs-Algorithmus entsprechende mehrere Gefäßneigungs-Schätzwerte und Anpassungsgüte-Messwerte erzeugt; (d) Identifizieren eines besten Anpassungsgüte-Messwertes von den mehreren Anpassungsgüte-Messwerten; (e) Kombinieren des dem besten Anpassungsgütemesswert entsprechenden Gefäßneigungs-Schätzwertes mit anderen Gefäßneigungsmesswerten, die anderen Anpassungsgüte-Messwerte entsprechen, die eine gewisse Differenz in Bezug auf den besten Anpassungsgütemesswert nicht überschreiten; und (f) Ermitteln des Doppler-Winkels als eine Funktion der kombinierten Gefäßneigung und der Sendestrahlrichtung.
  9. System nach Anspruch 8, wobei der Kombinationsschritt die Durchschnittsbildung des dem besten Anpassungsgüte-Messwert entsprechenden Gefäßneigungs-Schätzwertes mit den anderen Gefäßneigungs-Schätzwerten umfasst.
  10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, wobei der Computer (20) ferner dafür programmiert ist, nach dem Suchschritt und vor dem Anwendungsschritt die Schritte durchzuführen: Speichern eines entsprechenden Bildparameterwertes für jeden Randpunkt; und Verwerfen von Randpunkten, die Bildparameterwerten unterhalb eines vorbestimmten Schwellenwertes entsprechen.
  11. System nach Anspruch 8, 9 oder 10, wobei die Bildparameterwerte B-Mode-Intensitätswerte für wenigstens einige von den Pixeln aufweisen.
  12. System nach Anspruch 11, wobei die Bildparameterwerte ferner Farbströmungs-Schätzwerte für Pixel in dem Rahmen außer den Pixeln mit B-Mode-Intensitätswerten aufweisen.
  13. System nach Anspruch 11, wobei der Suchalgorithmus die Schritte umfasst: entlang jeder radialen Linie, Ersetzen jedes Bildparameterwertes durch den Durchschnittswert des eigenen und der den benachbarten Pixeln entsprechenden zwei Bildparameterwerte; für jede gefilterte radiale Linie, Speichern der Spitzenwert- und Minimalwert-Bildparameterwerte und der größten Differenz zwischen benachbarten Pixeln entsprechenden Bildparameterwerten; wenn eine Differenz zwischen den Spitzenwert- und Minimalwert-Bildparameterwerten für jede durchschnittliche radiale Linie einen vorbestimmten Schwellenwert überschreitet, Suchen nach einem Punkt entlang jeder radialen Linie mit einem Bildparameterwert, welcher wenigstens eines von einem Differenzkriterium und einem Wertkriterium erfüllt; und Identifizieren des Punktes als einen Randpunkt.
  14. System nach Anspruch 11, wobei der Suchalgorithmus die Schritte aufweist: entlang jeder radialen Linie, Suchen nach einem Punkt, welcher der erste von X Punkten mit B-Mode-Intensitätswerten anstelle von Farbströmungsschätzwerten ist; und Identifizieren des Punktes als einen Randpunkt.
  15. System nach einem der Ansprüche 8 bis 14, ferner aufweisend: ein Ultraschall-Wandlerarray mit mehreren Wandlerelementen; einen Sendestrahlformer zur Impulsansteuerung ausgewählter Wandlerelemente, um eine Serie von Ultraschallsendestrahlen in einer Scanebene zu senden; einen mit ausgewählten Wandlerelementen des Wandlerarrays gekoppelten Empfangsstrahlformer zum Erfassen entsprechender Signale, anschließend an entsprechende Strahlaussendungen; einen Signalprozessor zum Erzeugen von Vektoren von Bildparameterwerten auf den Empfangssignalen; einen Scanwandler (12) zum Umwandeln der Vektoren in einem Frame von Bildparameterwerten und Speichern des Frame von Bildparameterwerten im Speicher; und einen Videoprozessor (14) mit einer Grauskalenzuordnung zum Zuordnen des Frame von aus dem Speicher geholten Bildparameterwerten in Grauskalenpixelwerte.
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