RU2610884C2 - Ультразвуковая система с динамически автоматизированной установкой параметров потоковой допплерографии при движении контрольного объема - Google Patents

Ультразвуковая система с динамически автоматизированной установкой параметров потоковой допплерографии при движении контрольного объема Download PDF

Info

Publication number
RU2610884C2
RU2610884C2 RU2014117543A RU2014117543A RU2610884C2 RU 2610884 C2 RU2610884 C2 RU 2610884C2 RU 2014117543 A RU2014117543 A RU 2014117543A RU 2014117543 A RU2014117543 A RU 2014117543A RU 2610884 C2 RU2610884 C2 RU 2610884C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
doppler
angle
color frame
image
color
Prior art date
Application number
RU2014117543A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2014117543A (ru
Inventor
Ашраф СААД
Танасис ЛУПАС
Дэвид ХАЛЛ
Стивен Джон ХИЛЛ
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2014117543A publication Critical patent/RU2014117543A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2610884C2 publication Critical patent/RU2610884C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8981—Discriminating between fixed and moving objects or between objects moving at different speeds, e.g. wall clutter filter
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8984—Measuring the velocity vector
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8988—Colour Doppler imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/5206—Two-dimensional coordinated display of distance and direction; B-scan display
    • G01S7/52066—Time-position or time-motion displays
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52071—Multicolour displays; using colour coding; Optimising colour or information content in displays, e.g. parametric imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52073—Production of cursor lines, markers or indicia by electronic means

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к ультразвуковым системам диагностической визуализации. Система формирует отображения спектральной допплерографии потока для анатомических местоположений, выбранных из изображения от цветового картирования потока и содержит зонд с массивом ультразвуковых преобразователей, формирователь лучей, который управляет направлениями, в которых лучи передаются зондом, допплеровский процессор, дисплей, на котором одновременно отображаются изображения цветового допплеровского картирования потока и спектральной допплерографии, пользовательский элемент управления, процессор положения и угла отклонения цветовой рамки, реагирующий на допплеровские сигналы для автоматического изменения положения цветовой рамки в изображении цветового допплеровского картирования потока относительно потока в кровеносном сосуде, когда пользователь манипулирует элементом управления, осуществляя перемещение из одного указанного положения в другое. Использование изобретения позволяет снизить трудоемкость регулировки. 12 з.п. ф-лы, 10 ил.

Description

Настоящее изобретение относятся к ультразвуковым системам диагностической визуализации и более конкретно к ультразвуковым системам с автоматизированной установкой параметров потоковой допплерографии.
Ультразвуковые системы визуализации работают в B режиме применительно к визуализации ткани и в допплеровских режимах применительно к анализу и визуализации потока. Типичные допплеровские режимы включают в себя энергетический допплеровский режим, используемый как для визуализации движения ткани, так и для визуализации потоков, цветовое допплеровское картирование потоков для качественной визуализации потоков и спектральную допплерографию для количественной оценки потока. Допплерография может выполняться в одном измерении (M режим и спектральная допплерография), в виде двухмерной визуализации и в виде трехмерной визуализации.
Существующие диагностические ультразвуковые системы предлагают ряд элементов управления для сбора данных, которыми может манипулировать пользователь, чтобы добиться оптимального качества изображения с целью оказания помощи при диагностировании пациента. При обследовании сосудов пользователи часто используют режим цветового допплеровского картирования потоков для оценки и диагностики кровеносных сосудов. Пользователи часто манипулируют положением цветовой рамки, чтобы расположить ее по центру интересующего их сосуда, и манипулируют допплеровским контрольным объемом, чтобы располагать его в интересующих их точках сосуда для получения спектральной допплеровской формы колебаний применительно к конкретному местоположению в теле пациента. Пользователи манипулируют также элементом управления для коррекции допплеровского угла, чтобы выровнять курсор направления потока с ориентацией сосуда. Делались предложения по автоматизации расположения углового курсора потока относительно кровотока в сосуде, как изложено в патенте США 6,464,637 (Criton и др.), публикации WO 96/17549 (Coujon), патенте США 6068598 (Pan и др.) и патенте США 6,176,830 (Freiburger). Freinberg описывает также автоматическое расположение допплеровского контрольного объема, основанное на обнаруженном местоположении максимальной скорости в изображении, установку частоты повторения импульсов (PRF), основанную на максимальном обнаруженном частотном сдвиге, и автоматическую установку усиления, основанную на амплитуде данных цветового картирования потока. В патенте США 6126605 (Washburn и др.) автоматически регулируются пороговые значения и сжатие данных для допплеровского изображения, используя гистограммы и выборки данных цветового картирования потоков, а в патенте США 6322509 (Pan и др.) регулируются положение и размер допплеровского контрольного объема на основе данных изображения кровеносного сосуда. В WO 03/19227 (Christopher и др.) описана автоматическая установка параметров дисплеев для спектральной допплерографии и цветового допплеровского картирования потоков на основе информации как от спектральной допплерографии, так и от цветового допплеровского картирования потоков.
Для получения согласованных результатов измерения скорости при многих обследованиях одного и того же пациента или для сравнения результатов измерения разных пациентов пользователи стараются поддерживать фиксированный допплеровский угол, то есть угол, под которым допплеровские лучи передаются по отношению к направлению потока, и существуют два подхода к достижению этой цели. Один подход заключается в фиксировании курсора угловой коррекции по всему изображению и манипулировании приемопередатчиком движением «с пятки на носок» для выравнивания сосуда с линией угла. Другой подход полагается на ультразвуковую систему, предлагая функцию регулировки угла отклонения луча при каждом изменении пользователем угловой коррекции для обеспечения фиксированного допплеровского угла. Однако угловая коррекция по-прежнему осуществляется вручную. Необходима ультразвуковая система, которая автоматически регулирует угол отклонения луча и цветовой рамки, в которой производится допплеровский опрос, на основе характеристик кровеносных сосудов в изображении, причем это должно делаться автоматически всякий раз, когда сонографист перемещает контрольный объем в новое положение для спектрального допплеровского измерения.
В соответствии с принципами настоящего изобретения описывается диагностическая ультразвуковая система, которая автоматизирует расположение цветовой рамки, расположение допплеровского контрольного объема, угловую коррекцию и угол отклонения луча, используя сегментацию сосудов и анализ изображения потока. В предпочтительном варианте реализации автоматизация выполняется каждый раз, когда пользователь указывает точку в кровеносном сосуде для анализа потока, не требуя от пользователя регулировки каких-либо элементов управления. Оптимальные ультразвуковые параметры передачи и визуального контроля определяются и устанавливаются автоматически при каждом указании пользователем нового местоположения для диагностики, что исключает затраты времени и трудоемкие регулировки, необходимые в противном случае при каждом выборе нового представляющего интерес места. Эргономически обусловленные повреждения из-за повторяющихся манипуляций с элементами управления уменьшаются, особенно при сканировании в длинных сосудах, таких как сонная артерия или сосуды нижних конечностей.
На чертежах:
ФИГ. 1 - блок-схема диагностической ультразвуковой системы, построенной в соответствии с принципами настоящего изобретения.
ФИГ. 2 - блок-схема, иллюстрирующая работу процессора положения и угла отклонения цветовой рамки, представленного на фиг.1.
ФИГ. 3a и 3b - иллюстрация сегментации и анализа изображения кровотока в кровеносном сосуде.
ФИГ. 3c и 3d - иллюстрация автоматического изменения положения цветовой рамки в соответствии с принципами настоящего изобретения.
ФИГ. 4-7 - последовательность видов экрана, иллюстрирующих реализацию настоящего изобретения.
ФИГ. 8 - вид экрана ультразвуковой системы, иллюстрирующий элементы управления для автоматического отслеживания потока в соответствии с принципами настоящего изобретения.
ФИГ. 9 и 10 - виды экрана ультразвуковой системы, иллюстрирующие автоматическое отслеживание контрольного объема, положения цветовой рамки и угловой коррекции во время ультразвукового обследования без вмешательства пользователя.
На фиг. 1 показана блок-схема ультразвуковой системы, построенной в соответствии с принципами настоящего изобретения. Ультразвуковой зонд 10 содержит массив 12 преобразователей из элементов преобразователей, который передает ультразвуковые волны в тело пациента и принимает возвращенные эхо-сигналы. Передаваемые волны направляются в лучи или линии сканирования для опрашивания интересующей области в теле. Одномерный массив может быть использован для передачи лучей в одной плоскости для двухмерного изображения, или двухмерный массив элементов преобразователей может быть использован для передачи лучей по объемной области тела для трехмерного изображения. Лучи могут отклоняться и фокусироваться в разных направлениях зондом с целью опрашивания ткани в конкретных местоположениях или кровотока в конкретных направлениях, как поясняется более подробно ниже. Управление и обработка лучей при передаче и приеме обеспечиваются контроллером 16 формирователя лучей, который управляет формирователем 14 лучей, соединенным с элементами массива 12 преобразователей, для передачи правильно сформированных лучей и формирования луча принятых сигналов посредством задержки и суммирования в когерентные эхо-сигналы.
Формирователь лучей может управлять массивом преобразователей, например, для сканирования лучей по желаемой плоскости изображения и для повторного сканирования лучей по зонам плоскости изображения, в которых должен оцениваться кровоток при PRF, соответствующих скоростям кровотока, присутствующим в этой области тела.
Квадратурный полосовой фильтр 18 обрабатывает эхо-сигнал в квадратурные I и Q компоненты. Отдельные компоненты используются вычислителем допплеровского угла для оценки фазового или частотного сдвига допплеровского сигнала в точках, в которых должен выполняться допплеровский опрос. Детектор В режима использует I и Q компоненты для выполнения режима В для изображений тканей, извлекая квадратный корень из суммы квадратов I и Q компонентов. Обнаруженные интенсивности эхо-сигналов обрабатываются на пространственной основе для формирования двух- или трехмерного изображения ткани в теле, которое обрабатывается для отображения на экране процессором 36 отображения и отображается на экране 52 дисплея.
Допплеровские частоты в местоположениях в плоскости изображения, которые вырабатываются вычислителем 20 допплеровского угла, могут отображаться непосредственно в значения скорости потока в этих положениях. Эти допплеровские данные передаются в процессор 30 цветового картирования потоков, который пространственно обрабатывает данные в двух- или трехмерный формат изображения, в котором значения скорости цветокодированы. Эта допплеровская цветовая карта накладывается на пространственно соответствующее изображение В режима процессором 36 отображения для иллюстрации определенных мест в анатомической структуре, где имеет место поток, и скорости и направления этого потока посредством цветового кодирования. Допплеровские данные из конкретной точки в изображении, выбранной размещением контрольного объема над этим местом в изображении, передаются в процессор 32 спектральной допплерографии, который создает на экране спектральное отображение вариаций и распределения скоростей потока в этой точке во времени. Вид экрана спектральной допплерографии передается в процессор 36 отображения для обработки и отображения спектральной допплерографии на экране 52 дисплея.
В соответствии с принципами настоящего изобретения данные цветового картирования потоков от процессора 30 цветового картирования потоков и, предпочтительно, данные В режима от процессора 24 В режима передаются в процессор 40 положения и угла отклонения цветовой рамки. Процессор положения и угла отклонения цветовой рамки управляет автоматизацией установочных параметров и свойств изображения при цветовом картировании потоков, включая сюда правильное расположение цветовой рамки, установку допплеровского угла допплеровских лучей, расположение контрольного объема в изображении и позиционирование углового курсора потока. Для управления допплеровским углом процессор положения и угла отклонения цветовой рамки подсоединяется к контроллеру 16 формирователя лучей для управления направлением допплеровского луча. Установка и управление автоматизацией, осуществляемой процессором положения и угла отклонения цветовой рамки, обеспечивается установкой элементов управления на пользовательской панели 50 управления. Графическое отображение функций, управляемое процессором положения и угла отклонения цветовой рамки, такое как начертание цветовой рамки и углового курсора потока, обеспечивается графическим процессором 34, который подсоединен к процессору 36 отображения для нанесения графических символов на ультразвуковые изображения.
Принцип действия процессора 40 положения и угла отклонения цветовой рамки иллюстрируется блок-схемой последовательности операций на фиг. 2. На первом этапе 102 процесса производится пространственная сегментация потоков в ультразвуковом изображении. Это может производиться маскированием зон изображения, в которых поток отсутствует. В данном варианте реализации допплеровское изображение от процессора цветового картирования потоков может обеспечивать пространственное изображение только мест с наличием потока в изображении. Этот этап может также включать в себя усреднение данных потока по некоторым или всем сердечным циклам для получения средних или медианных значений потока. На этапе 104 кровеносные сосуды сегментируются, чтобы отделить их от других двигательных эффектов, таких как перфузия или движение ткани. На этапе 106 выбирается представляющий интерес сосуд. Представляющий интерес сосуд будет в общем случае располагаться в центре изображения, полученного пользователем. Представляющий интерес сосуд может также выбираться, исходя из размера, потока и типа кровеносных сосудов, которые были сегментированы. Например, при каротидном обследовании сонная артерия будет идентифицирована как артерия и как наибольший сосуд в изображении. На фиг. 3а показано действительное ультразвуковое изображение 120 потока в кровеносном сосуде, который был сегментирован и выбран для дальнейшей обработки.
На этапе 108 идентифицируется центр пути движения потока в сосуде. Известны некоторые способы графического изображения центра пути движения потока, такие как определение местонахождения центра распределения ламинарного потока по скорости. Другие способы заключаются в аналитическом вычерчивании линий через просвет кровеносного сосуда, как показано в вышеупомянутой заявке на патент (Goujon). Центры линий или их точки пересечения определяют центр сосуда. На фиг. 3d показан поток через сосуд, изображенный на фиг. 3а, в котором центр пути движения потока идентифицирован белой кривой 122. В этом примере показано ответвление соединяющего сосуда внизу изображения. На этапе 110 вычисляется средневзвешенный центр масс потока. Это производится анализом пространственных измерений потока в целевом сосуде и нахождением его центра. Простой подход заключается в измерении длины и ширины потока в сосуде и определении центра каждого измерения. Могут быть также использованы более сложные подходы взвешивания и интеграции.
В системе, в которой контрольный объем должен устанавливаться автоматически, процесс переходит затем к установке на этапе 112 положения контрольного объема как точки на пути 122 движения потока, ближайшей к вычисленному центру масс. При этом контрольный объем располагается в общем случае в центре изображения кровеносного сосуда и в центре сосуда, где обычно производятся измерения потока. На этапе 114 устанавливается угол потока в соответствии с вектором потока, локализованным по местоположению контрольного объема. Один из способов, описанных в начале настоящего документа, может быть использован для установки ориентации углового курсора потока. Другой подход заключается в установке углового курсора потока параллельно центральной линии 122, когда эта центральная линия ориентирована вблизи контрольного объема.
Используя центр масс потока, предварительно вычисленный на этапе 110, цветовая рамка располагается так, чтобы быть центрированной относительно центра масс. Если центр масс очень близок к боковому краю изображения, некоторая часть зоны цветовой рамки может быть обрезана в случае необходимости. Может быть также изменен размер цветовой рамки по высоте или ширине, если это окажется желательным для однородного внешнего вида.
На фиг. 3c и 3d иллюстрируется такое изменение положения цветовой рамки 70 в ультразвуковом изображении 60. На фиг. 3c зоной потока 76 является гладкая серая зона в кровеносном сосуде наверху цветовой рамки 70. Вычисление центра масс потока 76 и перемещение его положения к центру цветовой рамки 70 показано на фиг. 3d, где цветовая рамка была смещена таким образом, что поток 76 оказался расположенным ближе к центру цветовой рамки. На этапе 118 угол отклонения цветовой рамки и угол допплеровских лучей устанавливаются таким образом, чтобы достичь желаемого допплеровского угла. Например, если угол потока, установленный на этапе 114, показывает, что поток в целевом сосуде направляется от верхней правой части к нижней левой части изображения, то угол отклонения будет установлен таким образом, чтобы обеспечить угловое направление сверху слева к низу справа. Такое угловое направление ближе совпадает с направлением потока, чем угловое направление от верхней правой к нижней левой части изображения, которое должно оказаться близким к ортогональному по отношению к направлению потока и, следовательно, обеспечивать меньшую чувствительность потоковой допплерографии. Типичный угол отклонения для поверхностных сосудов составляет ±60°. На этапе 118 будет затем устанавливаться угол отклонения, равный +60° или -60°, который будет обеспечивать лучшую чувствительность допплерографии. Такое изменение установки угла отклонения цветовой рамки видно также из сравнения угла отклонения цветовой рамки на фиг. 3c с измененным углом на фиг. 3d. Такая установка угла отклонения цветовой рамки может производиться в соответствии с локальным направлением потока в месте расположения контрольного объема или в соответствии со средними или медианными углами потока вдоль некоторых или всех отображаемых длин кровеносных сосудов. Имея установленное таким образом новое значение угла цветовой рамки, это новое значение угла передается в контроллер 16 формирователя лучей, так что ультразвуковые лучи, передаваемые в цветовую рамку, будут передаваться при заново определенном угле.
Последовательность изображений на фиг. 4-7 иллюстрирует примеры того, как может работать описанная выше ультразвуковая система. На фиг. 4 показано отображение ультразвуковой системы изображения для типичного дуплексного режима спектральной допплерографии /цветового допплеровского картирования потоков при неоптимизированной установке параметров допплерографии.
Анатомическое ультразвуковое изображение 60 отображается наверху экрана, а дисплей 62 спектральной допплерографии располагается внизу экрана. Допплеровский опрос производится в пределах цветовой рамки 70, и изображение от цветового картирования потока отображается внутри этой рамки. За пределами цветовой рамки 70 оттенками серого показана остальная часть изображения в B режиме. Использование цветовой рамки очерчивает ту зону, в которой должна выполняться допплерография, и повторная допплеровская передача для комплектования допплеровского множества не производится за пределами цветовой рамки. Ограничение допплеровской передачи только цветовой рамкой исключает необходимость повторения линейного опроса за пределами этой рамки и, следовательно, ограничивает общее число циклов передачи-приема, необходимых для создания изображения, уменьшая тем самым время, требуемое для получения изображения, что улучшает частоту кадров дисплея в реальном времени. Допплеровские лучи для данных спектральной допплерографии передаются и принимаются по линии 68 направления луча, и эти данные, используемые для отображения на экране спектральной допплерографии, получают из эхо-сигналов, возвращенных от контрольного объема SV по линии направления луча. Курсор 66, определяющий направление потока при допплерографии, используемый для угловой коррекции, не выровнен относительно ориентации сосуда 64 (он должен быть параллелен направлению потока), и допплеровский угол отклонения не оптимизирован для обеспечения наилучшей чувствительности цветовой и спектральной допплерографии. В этом примере допплеровский угол отклонения составляет 0°, что означает вертикаль в изображении и нормаль по отношению к лицевой поверхности зонда приемопередатчика.
На фиг. 5 показан вид экрана ультразвуковой системы после нескольких автоматических регулировок, выполненных согласно настоящему изобретению процессором 40 положения и угла отклонения цветовой рамки. После того как пользователь располагает допплеровский контрольный объем SV на интересующем его месте в кровеносном сосуде 64, процессор 40 сегментирует кровоток в сосуде 64 и легко идентифицирует сосуд 64 (этап 106) как целевой сосуд, наибольший сосуд в цветовой рамке 70. Идентифицируется центр пути движения потока (этап 108), и ориентация курсора 66 направления потока устанавливается параллельной направлению потока (этап 114), как показано на фиг. 5. Также видно, что угол цветовой рамки 70 и линия 68 направления луча установлены так, чтобы обеспечить угол 60° по отношению к ориентации сосуда 64 (этап 118). Новая установка обеспечит лучшую чувствительность и точность допплерографии до более оптимальных значений.
На фиг. 6 представлен сценарий, в котором пользователь сдвинул контрольный объем SV в другое местоположение по кровеносному сосуду 64. Автоматизированная система ответила на это вычислением центра масс потока в сосуде 64 внутри цветовой рамки 70 (этап 110). Положение цветовой рамки 70 было изменено таким образом, что эта рамка оказалась отцентрированной по отношению к центру масс (этап 116); контрольный объем SV находится в центре цветовой рамки 70. Углы курсора 66 направления потока, линии 68 направления луча и цветовой рамки 70 были отрегулированы таким образом, чтобы обеспечить желаемый допплеровский угол в 60° между направлением луча и направлением потока.
На фиг. 7 пользователь изменил вид изображения, передвинув ультразвуковой зонд, и изменил положение контрольного объема SV, переместив его в другой сосуд над сосудом 64. Вычисления, основанные на ранее выбранном сосуде 64, и его изображение теперь не применимы больше к новому представляющему интерес месту. Теперь должны быть начаты вычисления по блок-схеме последовательности операций, представленной на фиг. 2, используя новые данные для другого сосуда, чтобы произвести автоматические регулировки по отношению к другому сосуду на новом виде экрана.
На фиг. 8 представлен пример реализации настоящего изобретения, в котором элементы управления пользователя для автоматической регулировки потока выполнены в виде сенсорных клавиш на экране дисплея и выбираются и приводятся в действие с помощью мыши или шарового манипулятора на панели 50 управления. Клавиша 82, именуемая клавишей Autoflow On/Off, приводится в действие для включения (On) или выключения (Off) автоматизации при исследовании потока. Нажатие этой клавиши приведет к включению (если выбрано On) или к выключению (если выбрано Off) автоматизированной системы. Autoflow Reset клавиша 84 обеспечивает сброс результатов автоматизации, если пользователь не удовлетворен ими. При нажатии этой клавиши процессор 40 отменит все предыдущие вычисления и начнет их заново. Autoflow Config клавиша 86 открывает меню (не показано), из которого пользователь может выбрать те функции автоматизированной регулировки, которые ему нужны. Пользователю может быть желательна система, автоматически изменяющая, например, положение цветовой рамки и углы цветовой рамки и направления луча, при этом желательно располагать курсор контрольного объема SV и устанавливать ориентацию курсора направления потока вручную. В этом случае процессор 40 может использовать ориентацию вручную установленного курсора направления потока для вычисления и установки углов отклонения цветовой рамки и направления луча, или использовать вычисленные средние или медианные углы потока. Нажатие Autoflow SV Track клавиши 88 заставит систему динамически отслеживать контрольный объем при изменении его положения и непрерывно производить автоматическую регулировку применительно к потоку, как описано ниже.
На фиг. 9 представлен сценарий, в котором пользователь произвел допплеровские измерения в точке 80 кровеносного сосуда 64 и хочет произвести ряд измерений в других точках вдоль участка этого кровеносного сосуда. В системах предшествующего уровня техники было необходимо произвести регулировку допплеровских установочных параметров сбора данных для каждого измерения, что требует от пользователя непрерывного осуществления регулировок вручную с помощью элементов управления ультразвуковой системы. В приводимом примере пользователь завершил измерения в точке 80 и переместил контрольный объем SV влево в другое местоположение в кровеносном сосуде. Когда пользователь приостанавливает перемещение контрольного объема, чтобы остановить его в новой точке измерения слева, или щелкает клавишей по новому местоположению, ультразвуковая система немедленно производит все автоматические установочные регулировки, которые пользователь выбрал для установки клавишей Autoflow Config. Результаты показаны на фиг. 10, где система автоматически изменила положение цветовой рамки, отцентрировав ее вокруг нового положения контрольного объема, автоматически отрегулировала допплеровский угол цветовой рамки 70 и спектральную линию 68 направления луча и автоматически установила угол курсора 66 направления потока. Система немедленно готова к получению данных спектральной допплерографии при оптимальных условиях в новом положении контрольного объема. Обследование может продолжаться таким же образом. Каждый раз, когда пользователь перемещает курсор контрольного объема в новое положение на сосуде и останавливает его там или щелкает клавишей по новому положению, система будет автоматически устанавливать в исходное положение элементы управления допплеровским опросом для оптимального сбора данных. Пользователь может производить измерения вдоль непрерывной длины кровеносного сосуда без необходимости повторно регулировать вручную установку любого допплеровского элемента управления, что ускоряет проведение обследования и повышает комфортность и удобство для сонографиста.

Claims (22)

1. Ультразвуковая система диагностической визуализации, которая формирует отображения спектральной допплерографии потока для анатомических местоположений, выбранных из изображения от цветового картирования потока, причем система содержит:
зонд с массивом (12) ультразвуковых преобразователей, который передает лучи и принимает эхо-сигналы от области субъекта, в которой присутствует поток;
формирователь (14, 16) лучей, который управляет направлениями, в которых лучи передаются зондом;
допплеровский процессор (32), реагирующий на эхо-сигналы, чтобы обеспечить изображение цветового допплеровского картирования потоков и изображение спектральной допплерографии;
дисплей (52), на котором одновременно отображаются изображения цветового допплеровского картирования потока и спектральной допплерографии;
пользовательский элемент управления, выполненный с возможностью манипулирования им пользователем для указания множества местоположений, в которых должны производиться измерения в режиме спектральной допплерографии в кровеносном сосуде, показанном в цветовой рамке изображения цветового допплеровского картирования потока; и
отличающаяся тем, что система дополнительно содержит
процессор (40) положения и угла отклонения цветовой рамки, реагирующий на допплеровские сигналы для автоматического изменения положения цветовой рамки в изображении цветового допплеровского картирования потока относительно потока в кровеносном сосуде, когда пользователь манипулирует элементом управления, осуществляя перемещение из одного указанного положения в другое.
2. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 1, дополнительно содержащая пользовательский элемент управления потоком, приводимый в действие пользователем для включения или выключения автоматического режима работы процессора положения и угла отклонения цветовой рамки.
3. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 2, дополнительно содержащая пользовательский элемент управления конфигурацией, приводимый в действие пользователем для определения функций, которые должны выполняться автоматически, когда включается процессор положения и угла отклонения цветовой рамки.
4. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 2, в которой пользовательский элемент управления, используемый для указания множества местоположений, дополнительно выполнен с возможностью перемещения курсора контрольного объема по изображению цветового допплеровского картирования потока; и в которой пользовательский элемент управления выполнен с возможностью побуждения процессора положения и угла отклонения цветовой рамки автоматически изменять положение цветовой рамки в изображении цветового допплеровского картирования потока относительно потока в кровеносном сосуде при каждой приостановке пользователем перемещения курсора контрольного объема.
5. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 1, в которой процессор положения и угла отклонения цветовой рамки дополнительно выполнен с возможностью автоматического ориентирования угла отклонения цветовой рамки относительно потока в кровеносном сосуде.
6. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 5, в которой процессор положения и угла отклонения цветовой рамки соединен с формирователем лучей для управления углом передачи допплеровского луча, чтобы он соответствовал линии допплеровского угла отклонения.
7. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 1, в которой процессор положения и угла отклонения цветовой рамки автоматически изменяет положение цветовой рамки, определяя положение цветовой рамки по отношению к положению допплеровского контрольного объема в ультразвуковом изображении.
8. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 1, в которой процессор положения и угла отклонения цветовой рамки дополнительно выполнен с возможностью автоматической установки ориентации курсора направления потока,
при этом угол отклонения цветовой рамки устанавливается по отношению к ориентации курсора направления потока.
9. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 1, дополнительно содержащая графический процессор (34), реагирующий на процессор положения и угла отклонения цветовой рамки для графического разграничения положения цветовой рамки на ультразвуковом изображении.
10. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 9, в которой графический процессор дополнительно выполнен с возможностью графического разграничения положений графического символа допплеровского контрольного объема и линии допплеровского угла отклонения на ультразвуковом изображении.
11. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 1, которая дополнительно содержит процессор (24) В режима, реагирующий на эхо-сигналы для формирования изображения в В режиме,
причем изображение цветового допплеровского картирования потоков отображается в пространственном совмещении с изображением В режима в цветовой рамке.
12. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 1, в которой процессор положения и угла отклонения цветовой рамки дополнительно выполнен с возможностью определения центра масс потока в кровеносном сосуде.
13. Ультразвуковая система диагностической визуализации по п. 12, в которой процессор положения и угла отклонения цветовой рамки дополнительно выполнен с возможностью изменения положения цветовой рамки таким образом, чтобы она была центрирована относительно определенного центра масс потока в кровеносном сосуде.
RU2014117543A 2011-09-30 2012-09-14 Ультразвуковая система с динамически автоматизированной установкой параметров потоковой допплерографии при движении контрольного объема RU2610884C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201161541369P 2011-09-30 2011-09-30
US61/541,369 2011-09-30
PCT/IB2012/054812 WO2013046089A1 (en) 2011-09-30 2012-09-14 Ultrasound system with dynamically automated doppler flow settings as a sample volume is moved

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2014117543A RU2014117543A (ru) 2015-11-10
RU2610884C2 true RU2610884C2 (ru) 2017-02-17

Family

ID=47189989

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2014117543A RU2610884C2 (ru) 2011-09-30 2012-09-14 Ультразвуковая система с динамически автоматизированной установкой параметров потоковой допплерографии при движении контрольного объема

Country Status (8)

Country Link
US (2) US10166006B2 (ru)
EP (1) EP2744416B1 (ru)
JP (1) JP5992045B2 (ru)
CN (1) CN103841898B (ru)
BR (1) BR112014007189A2 (ru)
MX (1) MX343895B (ru)
RU (1) RU2610884C2 (ru)
WO (1) WO2013046089A1 (ru)

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BR112013015644B1 (pt) * 2010-12-22 2021-07-27 Koninklijke Philips N.V. Sonda de ultrassom compreendendo um circuito de controle configurado para realizar uma série de ações, meio legível por computador para uma sonda de análise de fluxo de fluído corporal por ultrassom e método para análise de fluxo 5 de fluído corporal por ultrassom
WO2013046089A1 (en) * 2011-09-30 2013-04-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasound system with dynamically automated doppler flow settings as a sample volume is moved
EP2628449B1 (en) * 2012-02-17 2020-05-20 Samsung Electronics Co., Ltd. Ultrasound apparatus and method of generating ultrasound image
JP6391912B2 (ja) * 2013-02-26 2018-09-19 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置
US10716536B2 (en) 2013-07-17 2020-07-21 Tissue Differentiation Intelligence, Llc Identifying anatomical structures
US10154826B2 (en) 2013-07-17 2018-12-18 Tissue Differentiation Intelligence, Llc Device and method for identifying anatomical structures
CN104068895B (zh) * 2014-05-13 2016-05-11 苏州佳世达电通有限公司 远距超音波系统、超音波扫描装置及其超音波扫描方法
CN105266848B (zh) * 2015-10-16 2017-12-12 深圳市恩普电子技术有限公司 一种超声频谱多普勒自动优化的方法
US11986341B1 (en) 2016-05-26 2024-05-21 Tissue Differentiation Intelligence, Llc Methods for accessing spinal column using B-mode imaging to determine a trajectory without penetrating the the patient's anatomy
US11701086B1 (en) 2016-06-21 2023-07-18 Tissue Differentiation Intelligence, Llc Methods and systems for improved nerve detection
US20180092621A1 (en) * 2016-09-30 2018-04-05 Robert Bosch Gmbh Single piezoelectric transmitter and receiver to detect blood velocities
US10499883B2 (en) * 2017-02-17 2019-12-10 General Electric Company Methods and systems for spatial color flow for diagnostic medical imaging
US11647983B2 (en) 2017-05-05 2023-05-16 International Business Machines Corporation Automating ultrasound examination of a vascular system
US11534131B2 (en) 2017-05-25 2022-12-27 Koninklijke Philips N.V. Systems and methods for automatic detection and visualization of turbulent blood flow using vector flow data
US11771399B2 (en) * 2018-02-07 2023-10-03 Atherosys, Inc. Apparatus and method to guide ultrasound acquisition of the peripheral arteries in the transverse plane
US20210361262A1 (en) * 2018-02-09 2021-11-25 Koninklijke Philips N.V. Multi-parametric tissue stiffness quanatification
JP7456151B2 (ja) * 2019-12-24 2024-03-27 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、超音波診断装置の制御方法、及び、超音波診断装置の制御プログラム
CN112138249B (zh) * 2020-08-24 2022-02-18 同济大学 一种基于超声评估的静脉注射机器人控制方法
CN113759001B (zh) * 2021-09-24 2024-02-27 成都汇声科技有限公司 获得并处理超声数据的方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6086539A (en) * 1996-12-04 2000-07-11 Acuson Corporation Methods and apparatus for ultrasound image quantification
US6464637B1 (en) * 2000-06-23 2002-10-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. Automatic flow angle correction by ultrasonic vector
WO2003019227A1 (en) * 2001-08-28 2003-03-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Automatic optimization of doppler display parameters
RU2321351C2 (ru) * 2005-12-06 2008-04-10 Ирина Олеговна Гибадулина Способ ультразвуковой диагностики клапанной недостаточности перфорантных вен нижних конечностей
RU2393770C1 (ru) * 2009-03-23 2010-07-10 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "БАШКИРСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ МЕДИЦИНСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ Федерального Агентства по здравоохранению и социальному развитию" (ГОУ ВПО БГМУ РОСЗДРАВА) Способ дуплексного сканирования левой желудочной артерии

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3472604B2 (ja) * 1993-10-19 2003-12-02 株式会社東芝 超音波ドプラ診断装置
US5690116A (en) 1994-12-07 1997-11-25 U.S. Philips Corporation Method for automatic measurement of the doppler angle and arrangement for carrying out the method
US6293914B1 (en) * 1998-08-31 2001-09-25 Acuson Corporation Ultrasonic system and method for measurement of fluid flow
US6068598A (en) 1998-12-01 2000-05-30 General Electric Company Method and apparatus for automatic Doppler angle estimation in ultrasound imaging
US6126605A (en) 1998-12-31 2000-10-03 General Electric Company Ultrasound color flow display optimization by adjusting dynamic range
US6176830B1 (en) 1999-07-27 2001-01-23 Siemens Medical Systems, Inc. Method and system for pre-determining spectral doppler user parameters
US6312385B1 (en) 2000-05-01 2001-11-06 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for automatic detection and sizing of cystic objects
US6638226B2 (en) * 2001-09-28 2003-10-28 Teratech Corporation Ultrasound imaging system
JP2006520619A (ja) * 2003-02-13 2006-09-14 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 超音波カラーフロードプラ情報から合成されるフロースペクトログラム
CN100496409C (zh) 2005-08-02 2009-06-10 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 频谱多普勒血流速度的自动检测方法
US7983459B2 (en) * 2006-10-25 2011-07-19 Rcadia Medical Imaging Ltd. Creating a blood vessel tree from imaging data
US9380992B2 (en) 2007-03-30 2016-07-05 General Electric Company Method and apparatus for measuring flow in multi-dimensional ultrasound
CN101461720B (zh) 2007-12-18 2012-01-25 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于频谱多普勒的运动速度测量范围的调整方法及装置
JP5409311B2 (ja) * 2009-12-09 2014-02-05 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置
MX346426B (es) * 2011-09-30 2017-03-21 Koninklijke Philips Nv Sistema de ultrasonido con parametros de flujo doppler automatizados.
WO2013046089A1 (en) * 2011-09-30 2013-04-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasound system with dynamically automated doppler flow settings as a sample volume is moved
JP6366589B2 (ja) * 2012-09-27 2018-08-01 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 超音波による狭窄評価のための自動化されたバイプレーンｐｗワークフロー

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6086539A (en) * 1996-12-04 2000-07-11 Acuson Corporation Methods and apparatus for ultrasound image quantification
US6464637B1 (en) * 2000-06-23 2002-10-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. Automatic flow angle correction by ultrasonic vector
WO2003019227A1 (en) * 2001-08-28 2003-03-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Automatic optimization of doppler display parameters
RU2321351C2 (ru) * 2005-12-06 2008-04-10 Ирина Олеговна Гибадулина Способ ультразвуковой диагностики клапанной недостаточности перфорантных вен нижних конечностей
RU2393770C1 (ru) * 2009-03-23 2010-07-10 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "БАШКИРСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ МЕДИЦИНСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ Федерального Агентства по здравоохранению и социальному развитию" (ГОУ ВПО БГМУ РОСЗДРАВА) Способ дуплексного сканирования левой желудочной артерии

Also Published As

Publication number Publication date
MX343895B (es) 2016-11-28
JP2014528267A (ja) 2014-10-27
MX2014003588A (es) 2014-04-25
WO2013046089A1 (en) 2013-04-04
US10166006B2 (en) 2019-01-01
EP2744416A1 (en) 2014-06-25
CN103841898B (zh) 2016-12-21
RU2014117543A (ru) 2015-11-10
EP2744416B1 (en) 2018-02-28
CN103841898A (zh) 2014-06-04
US20190015078A1 (en) 2019-01-17
US20140213905A1 (en) 2014-07-31
BR112014007189A2 (pt) 2017-04-04
US11344282B2 (en) 2022-05-31
JP5992045B2 (ja) 2016-09-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2610884C2 (ru) Ультразвуковая система с динамически автоматизированной установкой параметров потоковой допплерографии при движении контрольного объема
RU2606961C2 (ru) Ультразвуковая система с автоматической установкой параметров доплеровского потока
US10874373B2 (en) Method and system for measuring flow through a heart valve
JP4831465B2 (ja) 超音波検出指標に基づいた超音波収集の最適化
US6884216B2 (en) Ultrasound diagnosis apparatus and ultrasound image display method and apparatus
US10368844B2 (en) Automated biplane-PW workflow for ultrasonic stenosis assessment
TW201336478A (zh) 使用以回音為基及多孔徑都卜勒超音波之移動偵測
US20100130866A1 (en) Method for determining flow and flow volume through a vessel
US20080287799A1 (en) Method and apparatus for measuring volumetric flow
RU2569695C2 (ru) Анализ митральной регургитации посредством ультразвукового формирования изображений
RU2589627C2 (ru) Автоматизированная идентификация положения регургитационного отверстия митрального клапана на ультразвуковом изображении
EP3694418B1 (en) Ultrasonic shearwave imaging with patient-adaptive shearwave generation
US20200174118A1 (en) Ultrasound imaging system and method for measuring a volume flow rate
CN110636799A (zh) 针对器官查看的最佳扫描平面选择
RU2596722C2 (ru) Анализ митральной регургитации из щелевых отверстий посредством ультразвуковой визуализации
CN117770871A (zh) 血流测量方法、设备及存储介质