DE60026658T2 - Verfahren und Anordnung zur Ultraschallabbildung von Strömungen unter Verwendung von kodierter Anregung - Google Patents

Verfahren und Anordnung zur Ultraschallabbildung von Strömungen unter Verwendung von kodierter Anregung Download PDF

Info

Publication number
DE60026658T2
DE60026658T2 DE60026658T DE60026658T DE60026658T2 DE 60026658 T2 DE60026658 T2 DE 60026658T2 DE 60026658 T DE60026658 T DE 60026658T DE 60026658 T DE60026658 T DE 60026658T DE 60026658 T2 DE60026658 T2 DE 60026658T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
wave energy
filter
transmissions
transmission
signal
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
DE60026658T
Other languages
English (en)
Other versions
DE60026658D1 (de
Inventor
Richard Yung Clifton Park Chiao
David John Mukwonago Muzilla
Anne Lindsay New Berlin Hall
Cynthia Andrews Memphis Owen
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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 General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of DE60026658D1 publication Critical patent/DE60026658D1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE60026658T2 publication Critical patent/DE60026658T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • 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
    • G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
    • 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
    • G01S15/895—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques characterised by the transmitted frequency spectrum
    • G01S15/8954—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques characterised by the transmitted frequency spectrum using a broad-band spectrum
    • 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
    • G01S15/8959—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using coded signals for correlation purposes
    • 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
    • G01S15/8959—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using coded signals for correlation purposes
    • G01S15/8961—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using coded signals for correlation purposes using pulse compression
    • 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
    • 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
    • G01S15/8993—Three dimensional imaging systems
    • 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
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • 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
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
    • G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
    • G01S7/52039—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target exploiting the non-linear response of a contrast enhancer, e.g. a contrast agent
    • 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
    • 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
    • G01S15/8909—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
    • G01S15/8915—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array
    • G01S15/8918—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array the array being linear
    • 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
    • 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
    • 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
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
    • G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00—Surgery
    • Y10S128/916—Ultrasound 3-D imaging

Description

  • Die Erfindung betrifft ganz allgemein Ultraschall-Bildgebungssysteme. Insbesondere betrifft die Erfindung Verfahren und Vorrichtungen zum Abbilden von Blutstrom und Kontrastmitteln.
  • Herkömmliche Ultraschallscanner erzeugen zweidimensionale B-Mode-Bilder von Gewebe, bei denen die Helligkeit eines Pixels auf der Intensität der Echoreflexion basiert. In einem sogenannten "Color-Flow"-Modus lässt sich der Blutstrom oder die Bewegung von Gewebe bildgebend erfassen. Herkömmliche Ultraschall-Flow-Bildgebungsverfahren benutzen entweder das Prinzip des Doppler-Effekts oder ein Kreuzkorrelationsverfahren im Zeitbereich, um die mittlere Strömungsgeschwindigkeit abzuschätzen, die anschließend überlagert auf einem B-Mode-Bild in Farbe angezeigt wird.
  • Blutstrommessungen im Herzen und in Blutgefäßen mittels des Doppler-Effekts sind hinlänglich bekannt. Die Frequenzverschiebung rückgestreuter Ultraschallwellen kann genutzt werden, um die Geschwindigkeit der Rückstreustellen von Gewebe oder Blut zu erfassen. Die Änderung oder Verschiebung der rückgestreuten Frequenz steigt, wenn das Blut in Richtung auf den Wandler zu strömt, und nimmt ab, wenn das Blut von dem Wandler wegströmt. Die Dopplerverschiebung kann verarbeitet werden, um die mittlere Strömungsgeschwindigkeit zu berechnen, die mittels unterschiedlicher Farben angezeigt wird, um die Geschwindigkeit und Richtung einer Strömung darzustellen. Der Color-Flow-Geschwindigkeits-Modus gibt hunderte von benachbarten Abtastvolumina gleichzeitig wieder, die sämtliche farbkodiert sind, um die Geschwindigkeit jedes Abtastvolumens darzustellen.
  • Herkömmliche Ultraschall-Flow-Bildgebung gibt entweder die mittlere Doppler-Leistung ("Leistungs-Dopplerbildgebung") oder die mittlere Strömungsgeschwindigkeit ("Color-Flow-Geschwindigkeitsbildgebung") als eine Farbüberlagerung in einem B-Mode-Bild auf einem Display wieder. Die gesendeten Pulse sind gewöhnlich schmalbandiger als B-Mode-Impulse, um die Doppler-Empfindlichkeit zu verstärken. Bei einem auf einem Paket von nicht weniger als 16 Sendeimpulsen basierenden Betrieb verwirft ein Hochpass-Wandfilter zunächst Echos, die von relativ langsam sich bewegenden Geweben oder Gefäßwänden stammen, um den Dynamikbereich eines Signals zu reduzieren. Die Anzahl der von einem Wandfilter ausgegebenen Abtastwerte pro Paket ist durch (N – W + 1) gegeben, mit N gleich der Paketgröße und W gleich der Wandfilterlänge. Daran anschließend wird die momentane Doppler-Leistung als der quadrierte Betrag jedes Wandfilter-Quadraturausgangssignals berechnet und der Mittelwert sämtlicher Quadraturausgangssignale liefert die mittlere Doppler-Leistung. In einer Abwandlung wird die mittlere Geschwindigkeit anhand der Wandfilter-Quadraturausgangssignale basierend auf dem Doppler-Prinzip (Phasenwechsel) oder der Zeitverzögerung zwischen Sendevorgängen berechnet. Der Kasai-Autokorrelationsalgorithmus oder ein Zeitbereich-Kreuzkorrelationsalgorithmus kann verwendet werden, um die mittlere Strömungsgeschwindigkeit abzuschätzen.
  • Obwohl herkömmliche Color-Flow-Bildgebung eine sehr gute Strömungsempfindlichkeit aufweist, ist die Fähigkeit, eine physikalische Strömung sichtbar zu machen, begrenzt, und zwar durch den (teilweise von der Kompressionskurve abhängigen) begrenzten Dynamikbereich dieser Technik, die (aufgrund der schmalbandigen Impulse) beschränkte Auflö sung, die (aufgrund der großen Paketgrößen) beschränkte Framerate, und die lediglich in Axialrichtung vorhandene Strömungsempfindlichkeit (die durch die Abhängigkeit von dem Doppler-Effekt vorgegeben ist). Darüber hinaus wird die herkömmliche Color-Flow-Bildgebung durch Artefakte, beispielsweise Verfremdung, Farbverschleierung und -verwaschung beeinträchtigt.
  • Bisher wurden digitale Subtraktionsverfahren vorgeschlagen, um sich bewegende Reflektoren in der B-Mode-Bildgebung abzubilden (siehe Ishihara et al., "Path Lines in Blood Flow Using High-Speed Digital Subtraction Echography," Proc. 1992 IEEE Ultrason. Symp., pp. 1277-1280, und Ishihara et al., "High-Speed Digital Subtraction Echography: Principle and Preliminary Application to Arteriosclerosis, Arrhythmia and Blood Flow Visualization," Proc. 1990 IEEE Ultrason. Symp., S. 1473-1476. Diese Verfahren benutzen Subtraktion von Frame zu Frame, die im Wesentlichen auf einem zwei Anschlüsse aufweisenden Wandfilter mit einer außerordentlich niedrigen Eckfrequenz basiert. Die niedrige Eckfrequenz ist durch die große Zeitverzögerung zwischen benachbarten Frames vorgegeben, die von langsam sich bewegenden Geweben oder Gefäßwänden stammende Signale nicht adäquat unterdrückt.
  • Herkömmliche Ultraschallbilder werden anhand einer Kombination von Grund- und harmonischen Signalkomponenten erzeugt, wobei letztere in einem nicht linearen Medium, beispielsweise in einem Gewebe oder Kontrastmittel enthaltenden Blutstrom entstehen. In manchen Fällen lassen sich Ultraschallbilder durch Unterdrücken der Grundschwingungssignalkomponenten und Betonen der harmonischen Signalkomponenten verbessern.
  • EP 0 948 931 beschreibt ein Verfahren zur bildgebenden Darstellung von Blutströmen mittels Contrast Harmonic Imaging.
  • Für medizinische Sonographie wurden Kontrastmittel entwickelt, um die Diagnose von bisher in der Regel nur schwierig abzubildender vaskulärer Anatomie zu unterstützen. Beispielsweise wird die Verwendung von Kontrastmittel von de Jong et al. in "Principles and Recent Developments in Ultrasound Contrast Agents," Ultrasonics, Bd. 29, S.324-380 (1991) erörtert. Die Kontrastmittel, die gewöhnlich auf Mikroblasen basieren, deren Durchmesser im Bereich von 1-10 Mikrometer liegt, werden in den Blutstrom injiziert. Da das Rückstreusignal der Mikroblasen viel größer ist als dasjenige von Blutzellen, werden die Mikroblasen als Markierungsmittel verwendet, um die Bildgebung von Blutstrom zu ermöglichen. Ein Verfahren, um von diesen Kontrastmitteln ausgehende Echos weiter zu isolieren, basiert auf der Verwendung der (sub)harmonischen Komponenten des Kontrastechos, das erheblich größer ist als dasjenige von harmonischen Komponenten des umgebenden Gewebes, das kein Kontrastmittel aufweist. [Siehe beispielsweise Newhouse et al., "Second Harmonic Doppler Ultrasound Blood Perfusion Measurement," Proc. 1992 IEEE Ultrason. Symp., 5.1175-1177; und Bums, et al., "Harmonic Power Mode Doppler Using Microbubble Contrast Agents: An improved Method for Small Vessel Flow Imaging," Proc. 1994 IEEE Ultrason. Symp., S.1547-1550]. Eine Kontrastbildgebung von (sub)harmonischen Signalen wurde meist durchgeführt, indem ein schmalbandiges Signal bei einer Frequenz /0 übertragen und bei einem bei einer Frequenz 2/0 (zweite Harmonische) zentrierten Band oder bei einer Frequenz /0/2 (Subharmonische) empfangen wurde und anschließend einer herkömmlichen Color-Flow-Verar beitung unterzogen wurde. Dieser Ansatz weist sämtliche Nachteile eines herkömmlichen Color-Flow-Systems auf, nämlich eine niedrige Auflösung, eine geringe Framerate sowie eine lediglich in der axialen Richtung vorhandene Strömungsempfindlichkeit.
  • In der medizindiagnostischen Ultraschall-Sonographie ist es außerdem erwünscht, das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) zu optimieren. Eine Erhöhung des SNR kann genutzt werden, um bei einer vorgegebenen Bildgebungsfrequenz eine tiefere Durchdringung zu erhalten, oder um die Auflösung zu verbessern, indem die Ultraschallbildgebung bei einer höheren Frequenz gefördert wird. Eine codierte Anregung ist eine hinlänglich bekannte Radartechnik, die eingesetzt wird, um das Signal-Rausch-Verhältnis in Situationen zu steigern, in denen zwar die Spitzenleistung eines abgestrahlten Signals nicht gesteigert werden kann, dies jedoch für den Mittelwert der Leistung möglich ist. Diese Situation ist häufig in medizinischer Ultraschallbildgebung anzutreffen, wo Konstruktionsbeschränkungen eines Systems die Scheitelamplitude des Signals diktieren, das den Wandler treibt. In dieser Situation können längere Signale, z.B. Zwitschersignale, verwendet werden, um höhere durchschnittliche Leistungswerte zu liefern, und die zeitliche Auflösung wird wiederhergestellt, indem das reflektierte Signal mit einem angepassten Filter korreliert wird. Die Verwendung von Zwitschersignalen in einem ein phasengesteuertes Feld verwendenden Ultraschallsystem ist aufgrund der Komplexität der Elektronik jedoch kostspielig, und Binärcodes oder Codes, die sich ohne weiteres als eine Serie von Digitalelementen +1, –1 oder 0 digital darstellen lassen, sind daher wesentlich praktischer. Binärcodes werden außerdem bevor zugt, da sie für eine vorgegebene Scheitelamplitude und Impulsdauer die höchste Energie aufweisen.
  • Daher besteht ein Bedarf nach einem Verfahren zum Visualisieren physikalischer Strömungen, bei dem sich bewegende Reflektoren unmittelbar abgebildet werden. Diese setzt voraus, dass das Bildgebungssystem einen großen SNR/Dynamikbereich, eine hohe Auflösung, eine hohe Framerate, die Fähigkeit Clutter-Störungen zurückzuweisen, die auf stationäre oder mit geringerer Geschwindigkeit sich bewegende Gewebe und Gefäßwände zurückzuführen ist, und Strömungsempfindlichkeit in sämtlichen Richtungen aufweist.
  • Ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bildgebung von Blutstrom mit hoher Auflösung, hoher Framerate, hohem SNR/Dynamikbereich sowie Strömungsempfindlichkeit in sämtlichen Richtungen erzielt klinische Vorteile, beispielsweise eine deutliche Visualisierung komplexer Hämodynamik, Residuallumen bei Stenose- und Thrombusbewegung. Die hohe Auflösung wird durch den Einsatz von Breitbandpulsen erzielt, während die hohe Framerate durch Einsatz geringer Paketgrößen erreicht wird. Der hohe SNR/Dynamikbereich wird durch die Verwendung codierter Anregung aufrecht erhalten. Die Strömungsempfindlichkeit in der Bereichsrichtung ist am höchsten und ist auf einer HF-Dekorrelation von Impuls zu Impuls zurückzuführen, während die Strömungsempfindlichkeit in der quer zum Bereich verlaufenden Richtung auf einer Amplitudendekorrelation basiert, die von Impuls zu Impuls durchgeführt wird, während eine Gruppe von Reflektoren (beispielsweise Blut oder Kontrastmittel) quer durch das Strahlprofil strömt.
  • In dem hier offenbarten Verfahren wird ein kleines Paket von codierten Breitbandpulsen mit einem vorgegebenen Impulswiederholungsintervall zu einer Sendefokusposition abgestrahlt. Die von dieser Folge von Sendevorgängen stammenden rückgestreuten Signale werden zeitlupengefiltert, um Echos zu eliminieren, die von stationären oder sich mit geringerer Geschwindigkeit bewegenden Reflektoren längs des Sendepfades stammen. Die Paketgröße ist klein (weniger als sechs Sendevorgänge), um eine hohe Framerate zu erhalten; allerdings ist dies mit der unerwünschten Nebenwirkung eines reduzierten SNR verbunden. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird das SNR durch die Verwendung einer codierten Anregung wiederhergestellt. Die Zeitlupenfilterung wird vorzugsweise durch einen Wandfilter ausgeführt, der Hochpass-FIR (Finite Impulse Response = begrenztes Ansprechen auf einen Impuls) oder IIR (Infinite Impulse Response = unbegrenztes Ansprechen auf einen Impuls) verwendet. Der Wandfilter erhöht das Signal-Clutter-Verhältnis der Strömung, das weiter gesteigert werden kann, indem dem Patienten vor der Bildgebung ein Kontrastmittel verabreicht wird. Ein Strömungsbild wird erzeugt, indem die Sendefokusposition über den interessierenden Bereich hinweg gescannt wird. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel verläuft die Scanrichtung entgegengesetzt zur Strömungsrichtung, um eine maximale Wiedergabeauflösung und Strömungsempfindlichkeit zu erzielen. Die Framerate kann erhöht werden, indem mittels paralleler Empfangshardware anhand eines einzelnen Sendevektors gleichzeitig mehr als ein Empfangsvektor verarbeitet wird. Die Paketgröße, das Impulswiederholungsintervall (PRI) und der interessierende Bereich (ROI) können durch den Benutzer gesteuert werden.
  • Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung wird eine codierte Folge von (bei einer Grundfrequenz zentrierten) Breitbandpulsen mehrere Male zu einer speziellen Sendefokusposition abgestrahlt, wobei jede codierte Folge einen Sendevorgang bildet. Beim Empfang werden die für jeden Sendevorgang akquirierten Empfangsimpulse komprimiert und einer Bandpassfilterung unterzogen, z.B. um einen komprimierten Impuls zu isolieren, der bei der Grundfrequenz zentriert ist. Die komprimierten und isolierten Signale werden anschließend unter Verwendung eines Wandfilters über die Sendevorgänge hinweg einer Hochpassfilterung unterzogen. Die der Wandfilterung unterzogenen Signale werden genutzt, um eine Blutströmung abzubilden, ohne Kontrastmittel in das Blut zu injizieren.
  • In Übereinstimmung mit einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung werden Kontrastmittel, beispielsweise mit Gas gefüllte Mikroblasen, in das Blut injiziert, die als Markierungsmittel zur Bildgebung des Blutstroms dienen. Wie in dem zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiel wird eine codierte Folge von Breitbandpulsen mehrere Male zu einer speziellen Sendefokusposition abgestrahlt. Grundschwingungs- und (sub)harmonische Signale entstehen aufgrund der Wechselwirkung zwischen den abgestrahlten Ultraschallpulsen und dem Ausbreitungsmedium, insbesondere den injizierten Kontrastmitteln. Beim Empfang werden die Empfangssignale decodierte und einer Bandpassfilterung unterzogen, um die Grundsignale zu isolieren. Die isolierten Grundsignale werden anschließend unter Verwendung eines Wandfilters über die Sendevorgänge hinweg einer Hochpassfilterung unterzogen. Aufgrund dieser Filterung lassen sich Grundsignale extrahieren, die von nicht stationärem Gewebe oder Strömungsbereichen längs des Sendepfades reflektiert wurden. Die sich ergebenden Strömungssignale können einem herkömmlichen B-Mode-Bildgebungsdatenvektor überlagert oder aufsummiert, und auf einem Display wiedergegeben werden. Bei der Grundfrequenz empfangene Energie, die zu einem von stationärem Gewebe stammenden unerwünschten Signal beitragen würde, wird durch das Wandfilter unterdrückt.
  • In Übereinstimmung mit weiteren bevorzugten Ausführungsbeispielen der Erfindung kann das Strömungsbild, um anatomische Orientierungspunkte vorzusehen, mit dem Bild eines stationären Gewebes (d.h. einem B-Mode-Bild), das durch Erfassen entweder der Grund- oder der (sub)harmonischen Signalkomponenten akquiriert wurde, entweder durch Summierung oder als eine Überlagerung zusammengeführt werden. Ein Vorteil einer Überlagerung besteht darin, dass eine farbliche Darstellung möglich ist, die die Strömungsbereiche klar hervorhebt. Allerdings setzen diese Verfahren eine komplexere Bildwiedergabehardware und über die für die Strömungsbildgebung verwendeten Sendevorgänge hinausgehende zusätzliche Sendevorgänge voraus (um stationäres Gewebe darstellende Bildgebungsdaten zu akquirieren). Außerdem sind die aufleuchtenden Artefakte erheblich. Eine Hinzufügung des Hintergrund-B-Mode-Bildes durch eine (entweder kohärente oder inkohärente) Summierung bewirkt weniger störende aufleuchtende Artefakte. Durch Einsatz eines Wandfilterdurchlassverfahrens kann ein B-Mode-Bild hinzugefügt werden, das (im Falle eines harmonischen B-Mode-Bildes) zusätzliche Sendevorgänge oder (im Falle eines Grundfrequenz-B-Mode-Bildes) keine zusätzlichen Sendevorgänge aufweist. Wenn für den Flow-Mode und den B-Mode jeweils gesonderte Sendevorgänge verwendet werden, werden diese überlagert, und die Strömungssignale können vor der Bildwiedergabe mit tels Schwellwerten voneinander unabhängig aus den B-Mode-Signalen ausgefiltert werden.
  • Das Verfahren der Erfindung unterscheidet sich in verschiedener Hinsicht sowohl von der herkömmlichen Leistungdopplerbildgebung als auch von der Color-Flow-Geschwindigkeitsbildgebung des Standes der Technik. Beispielsweise extrahiert das erfinderische Verfahren das Dopplersignal nicht und ist somit in der Lage, Breitbandpulse zu nutzen. Weiter benötigt das erfinderische Verfahren weder Basisbanddaten (obwohl es dazu in der Lage ist, solche Daten zu benutzen) noch eine Geschwindigkeitsabschätzung. Darüber hinaus ist das Summationsverfahren zum Erzeugen eines B-Mode-Hintergrundes im Vergleich zu dem herkömmlichen Überlagerungsverfahren einfacher (d.h. es wird weniger Bildwiedergabehardware benötigt), wirkungsvoller (das Durchlass-Verfahren erfordert keine zusätzlichen Sendevorgänge, um ein Grundfrequenz-B-Mode-Bild zu akquirieren) und effektiver (störende aufleuchtende Artefakte sind reduziert).
  • Im Folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung beispielhaft anhand der beigefügten Zeichnungen beschrieben:
  • 1 veranschaulicht in einem Blockdiagramm im Wesentlichen vielfältige Subsysteme eines herkömmlichen Ultraschall-Bildgebungssystems.
  • 2 zeigt in einem Blockdiagramm ein Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung.
  • 3 veranschaulicht in einem Graph die Filterkoeffizienten eines fehlangepassten Filters mit 16 Anschlüssen, das für den Einsatz im Zusammenhang mit einer einzelsendeimpulscodierten nicht-Barker Anregung [1, 1, 1, –1, –1, 1, –1, 1] geeignet ist, gemäß einem Beispiel eines bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung.
  • 4 veranschaulicht in einem Graph das decodierte Signal, das durch das in 5 dargestellte fehlangepasste Filter mit 16 Anschlüssen erzeugt wird, wenn dessen Filterkoeffizienten mit dem Code [1, 1, 1, –1, –1, 1, –1, 1] gebündelt werden.
  • 5 zeigt anhand eines Flussdiagramms "Zeitlupen"-Wandfilterung mit einem Durchlass des B-Mode-Signals, gemäß bevorzugten Ausführungsbeispielen der Erfindung.
  • 6 zeigt in einem Blockdiagramm ein Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung.
  • 1 veranschaulicht ein herkömmliches Ultraschall-Bildgebungssystem. Das System weist eine Wandlermatrix 10 mit einer Anzahl von getrennt getriebenen Wandlerelementen 12 auf, von denen jedes einen Ultraschallenergiestoß erzeugt, wenn es durch einen gepulsten Schwingungsverlauf mit Energie versorgt wird, der durch einen Sender 14 erzeugt wird. Die von dem untersuchten Objekt zu der Wandlermatrix 10 reflektierte Ultraschallenergie wird durch jedes Empfangswandlerelement 12 in ein analoges elektrisches Signal konvertiert und durch einen Satz von Sende/Empfangs-(T/R)-Schaltern 18 voneinander unabhängig an einen Empfänger 16 angelegt. Der Sender 14 und der Empfänger 16 werden unter der Kontrolle eines Host-Computers oder Mastercontrollers 20 betrieben, der auf Steuerbefehle anspricht, die über eine (nicht gezeigte) Anwenderschnittstelle von einer Bedienperson eingegeben werden. Ein vollständiger Scandurchlauf wird durchgeführt, indem eine Serie von Echos akquiriert wird, wobei der Sender 14 vorübergehend zeitgefiltert auf EIN geschaltet wird, um jedes Wandlerelement 12 anzuregen, und die anschließend durch jedes Wandlerelement 12 erzeugten Echosignale werden an den Empfänger 16 angelegt. Der Empfänger 16 wandelt die analogen Echosignale in digitale Signale um und führt die von jedem Wandlerelement abgeleiteten entsprechenden digitalen Signale zusammen, um ein einzelnes Strahlsummensignal hervorzubringen, das verwendet wird, um eine Zeile in einem Bild zu erzeugen, das durch ein Display-Subsystem 22 wiedergegeben wird.
  • Gesteuert durch den Host-Computer 20 treibt der Sender 14 die Wandlermatrix 10, so dass die Ultraschallenergie als ein gerichteter fokussierter Strahl abgegeben wird. Um dies zu erreichen, prägt ein Sendestrahlformer 26 einer Vielzahl von Pulsgeneratoren 24 entsprechende Zeitverzögerungen ein. Der Host-Computer 20 ermittelt die Bedingungen, unter denen die Schallimpulse abzustrahlen sind. Anhand dieser Daten ermittelt der Sendestrahlformer 26 die Zeitsteuerung und die Amplituden jedes der durch die Pulsgeneratoren 24 zu erzeugenden Sendepulse. Die Amplituden jedes Sendepulses werden durch einen Wichtungserzeugungsschaltkreis 36 erzeugt, beispielsweise ist dies ein Hochspannungscontroller, der die Versorgungsspannung an jeden Pulsgenerator anlegt. Die Pulsgeneratoren 24 wiederum strahlen die Sendepulse zu jedem der Elemente 12 der Wandlermatrix 10 über T/R-Schalter 18 aus, die Tiefenabhängige Verstärkungsgradkompensation verwendenden (TGC)-Verstärker 28 vor den hohen Span nungen schützen, die möglicherweise an der Wandlermatrix vorhanden sind. Die Gewichtungen werden geeignet ausgewählt, um einen optimalen Kompromiss zwischen der Sendeleistung und einem Nebenkeulenpegel zu erzielen. Die Gewichtungen werden durch den Wichtungserzeugungsschaltkreis 36 erzeugt, der möglicherweise einen Satz von A/D-Konvertern aufweist, die die Gewichtungsdaten von dem Sendestrahlformer 26 entgegennehmen und sie an die Pulsgeneratoren 24 anlegen. Durch geeignetes Einrichten der Sendefokuszeitverzögerungen in einer herkömmlichen Weise und außerdem durch Anpassung der Sendegewichtungen, können mehrere durch einzelne Wandlerelemente abgestrahlte Ultraschallwellen kombiniert werden, um einen gerichteten und fokussierten Sendestrahl zu bilden. Die Gewichtungen und die Sendefokuszeitverzögerungen können durch den Host-Computer basierend auf einer Systemprogrammierung und durch Bedienereingaben eingestellt werden.
  • Jeder Ultraschallenergiestoß wird von Objekten reflektiert, die sich in aufeinanderfolgenden Bereichen längs jedes Sendestrahls befinden. Die sich ergebenden Echosignale werden durch jedes Wandlerelement 12 voneinander unabhängig erfasst, und ein Abtastwert der Echosignalstärke zu einem speziellen Zeitpunkt repräsentiert die Intensität einer in einem speziellen Abstand auftretenden Reflexion. Aufgrund der unterschiedlichen Ausbreitungspfade zwischen einem reflektierenden Punkt und jedem Wandlerelement 12 werden die Echosignale nicht gleichzeitig erfasst, und deren Amplituden stimmen nicht überein. Der Empfänger 16 verstärkt die gesonderten Echosignale über einen in jedem Empfangskanal vorhandenen entsprechenden TGC-Verstärker 28. Die TGC wird durch ein Steigern oder Reduzieren des Verstärkungsgrads in Abhängigkeit von der Tiefe durchgeführt. Der Grad der durch die TGC-Verstärker vorgesehenen Verstärkung wird durch einen (nicht gezeigten) TGC-Schaltkreis gesteuert, der durch den Host-Computer und durch manuelle Betätigung von Potentiometern eingestellt wird. Die verstärkten Echosignale werden anschließend in einen Empfangsstrahlformer 30 eingespeist.
  • Gesteuert durch den Host-Computer 20, verfolgt der Empfangsstrahlformer 30 die Richtung des gesendeten Strahls. Der Empfangsstrahlformer 30 prägt jedem verstärkten Echosignal die geeigneten Zeitverzögerungen und Empfangsgewichtungen ein und summiert diese Signale auf, um ein Echosignal zu erzeugen, das die Gesamtultraschallenergie exakt kennzeichnet, die von einem Punkt reflektiert wird, der sich in einer speziellen Senderichtung in einem speziellen Abstand befindet. Die Empfangsfokuszeitverzögerungen werden mittels spezialisierter Hardware in Echtzeit berechnet oder werden aus einer Referenztabelle ausgelesen. Die Empfangskanäle weisen außerdem Schaltungen auf, die dazu dienen, die empfangenen Impulse zu filtern. Die Empfangsgewichtungen und Empfangsfokuszeitverzögerungen können basierend auf einer Systemprogrammierung durch den Host-Computer und durch Bedienereingaben eingestellt werden.
  • Die zeitverzögerten Empfangssignale werden anschließend aufsummiert und an einen Signalprozessor oder Detektor 32 ausgegeben, der die aufsummierten Empfangssignale in Displaydaten umwandelt. In der typischen Grauskalenbildwiedergabe sind die Bildwiedergabedaten die Hüllkurve des Signals, an der eine gewisse zusätzliche Verarbeitung durchgeführt wurde, z.B. Randverbesserung und logarithmische Kompression. Im Falle von HF-Daten kann die Hüllkurve mittels eines Tiefpassfilters erfasst werden; für Basisbanddaten lässt sich die Hüllkurve mittels eines Hüllkurvendetektors erfassen, der eine Signal erzeugt, das (I2 + Q2)1/2 kennzeichnet, mit I gleich der In-Phase- Signalkomponente und Q gleich der Quadratursignalkomponente der Basisbanddaten.
  • Der Scan-Wandler 34 nimmt die Bildwiedergabedaten von dem Detektor 32 entgegen und wandelt die Daten zur Wiedergabe in das gewünschte Bild um. Insbesondere wandelt der Scan-Wandler 34 die akustischen Bilddaten von einem Polarkoordinaten-(RX)-Sektorformat oder einem linearen kartesischen Koordinatenfeld in geeignet skalierte kartesische Koordinaten verwendende Display-Pixeldaten bei der Videorate um. Die scankonvertierten Ultraschalldaten werden anschließend durch das Display-Subsystem 22 zur Bildwiedergabe ausgegeben, das die zeitlich veränderliche Amplitude der Hüllkurve des Signals als einen Grauwert abbildet. Für jeden Sendestrahl wird eine entsprechende Abtastzeile angezeigt.
  • 2 zeigt ein Ultraschall-Strömungsbildgebungssystem gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung. Jedes Wandlerelement in der Abstrahlöffnung wird mittels desselben codierten Schwingungsverlaufs N-mal gepulst (wobei N vorzugsweise gleich 6 oder kleiner ist), indem dieselbe Sendeimpulsfolge von einem Speicher 38 an jeden Pulsgenerator N-mal ausgegeben wird. Die Pulsgeneratoren 24 treiben die Elemente 12 der Wandlermatrix 10 so, dass die erzeugte Ultraschallenergie für jeden Sendevorgang in einen Strahl gerichtet oder gelenkt wird. Um dies zu erreichen, werden den entsprechenden gepulsten Schwingungsverläufen, die durch die Pulsgeneratoren in Reaktion auf die Sendeimpulsfolge aus dem Speicher 38 erzeugt werden, Sendefokuszeitverzögerungen 36 eingeprägt. Durch geeignetes Einstellen der Sendefokuszeitverzögerungen in einer her kömmlichen Weise lässt sich der Ultraschallstrahl auf eine gewünschte Sendefokusposition fokussieren. Die N Impulse werden unter Verwendung eines spezifizierten Impulswiederholungsintervalls (PRI = Pulse Repetition Interval) an die Sendefokusposition abgestrahlt. Die Sendeimpulsfolgen werden durch den Host-Computer basierend auf einer Systemprogrammierung und durch Bedienereingaben bereitgestellt.
  • Das grundlegende Konzept der einzelsendeimpulscodierten Anregung beinhaltet ein Modulieren einer speziell entworfenen Codesequenz, die auf einer Sendestoßwelle (Basissequenz) der Länge P basiert. Eine codierte Impulsfolge von n Stoßwellen wird häufig als ein n-Chip-Code bezeichnet. Die codierte Impulsfolge, die eine Länge von n × P aufweist, gestattet es, eine größere akustische Dosierung oder eine kürzere Basissequenz zu verwenden, um das strömende Blut abzufragen. Das Ausgangssignal des Decodier-(d.h. Kompressions)-Filters ist ein komprimierter Signalimpuls mit einer Länge gleich oder nahezu gleich der ursprünglichen Sendepulslänge P, jedoch ist seine Amplitude jene, die durch die n-mal längere codierte Impulsfolge erzeugt wird. Diese Codierungstechnik weist keine nachteiligen Wirkungen auf die Framerate auf, und die Wahrscheinlichkeit einer fehlerhaften Decodierung aufgrund hoher Geschwindigkeiten oder einer adaptiven Rotation ist wesentlich geringer.
  • Ein einzelner codierter Schwingungsverlauf wird abgestrahlt und der empfangene Schwingungsverlauf wird mit der Impulsantwort des Decodierfilters gebündelt, um die Schwingungsverlaufsenergie in ein kleineres Zeitintervall hineinzukomprimieren. Das Decodierfilter kann ein angepasstes Filter (bei dem die Filterkoeffizienten mit dem Sendecode übereinstimmen) oder ein fehlangepasstes Filter sein. Das fehlangepasste Filter ist dazu eingerichtet, den Quadratsummenfehler zwischen dem Filterausgangssignal (mit der Codesequenz als Eingangssignal) und einer Kronecker-Deltafunktion zu minimieren. Zu bevorzugten Einzelsendeimpulscodes gehören Barker-Codes und nicht-Barker-Codes beispielsweise der Code der Länge 8 [1, 1, 1, –1, 1, –1, –1, 1]. wenn dieser Code mit dem in 3 gezeigten fehlangepassten Filter der Länge 16 gebündelt wird, ergibt sich ein Ausgangssignal, wie es in 4 gezeigt ist.
  • Für jeden Sendevorgang werden die von den Wandlerelementen 12 stammenden Echosignale den entsprechenden Empfangskanälen 40 des Empfangsstrahlformers eingespeist. Gesteuert durch den Host-Computer 20 (1) verfolgt der Empfangsstrahlformer die Richtung des gesendeten Strahls. Der Empfangsstrahlformer prägt dem empfangenen Echosignal die geeigneten Empfangsfokuszeitverzögerungen 42 ein und summiert die Echosignale auf, um ein zusammengesetztes Echosignal zu erzeugen, das die gesamte Ultraschallenergie exakt kennzeichnet, die von einer speziellen Position längs eines Sendestrahls reflektiert wird. Die zeitverzögerten Empfangssignale werden in einem Empfangsstrahlsummierer 44 für jeden der N Sendevorgänge aufsummiert, die auf einer speziellen Sendefokusposition fokussiert sind.
  • Die für aufeinanderfolgende Sendevorgänge aufsummierten Empfangssignale werden an ein Filter 46 ausgegeben, das die Funktionen der Decodierung, Bandpassfilterung und Wandfilterung durchführt. Dies wird durch geeignete Selektion der Filterkoeffizienten durch den Host-Computer basierend auf einer Systemprogrammierung und Bedienereingaben bewirkt. Das Filter 46 filtert über die N Sendevorgänge hinweg und gibt ein gefiltertes Signal an den Detektor 32 aus, der die Hüllkurve des von Impulsabgabe zu Impulsabgabe gefilterten Signals bildet. Nach einer Nachverarbeitung (zu der eine Randverbesserung und logarithmische Kompression gehört) und einer Scankonvertierung wird durch das Display-Subsystem 22 (1) eine Abtastzeile wiedergegeben. Dieses Verfahren wird wiederholt, so dass (in der Situation einer Sendefokusposition für jeden Strahlwinkel) für jede Sendefokusposition jeweils eine Abtastzeile oder (in der Situation mehrerer Sendefokuspositionen für jeden Strahlwinkel) für jeden Vektor jeweils eine Abtastzeile angezeigt wird.
  • Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung umfasst das Filter 46 ein FIR-Filter 48 mit einem an den Ausgang des Empfangsstrahlsummierers 44 gekoppelten Eingang; und einen Vektorsummierer 50, der einen an das FIR-Filter 48 gekoppelten Eingang und einen an den Detektor 32 gekoppelten Ausgang aufweist. Das FIR-Filter weist M Filter Anschlüsse für den Empfang eines entsprechenden Satzes von M Filterkoeffizienten für jeden Sendevorgang auf. Die Filterkoeffizienten für den n-ten Sendevorgang sind anc1, anc2, ..., ancM, mit an gleich der skalaren Gewichtung für den n-ten Sendevorgang, n = 1, 2, ..., N, und c1, c2, ..., cM gleich ein Satz von Filterkoeffizienten, der geeignet ausgewählt ist, so dass das FIR-Filter 48 sowohl die Empfangsimpulse komprimiert als auch einen Großteil des gewünschten Grundfrequenzband durchlässt. Insbesondere werden Filterkoeffizienten c1, c2, ..., cM gewonnen, indem ein erster Satz von Filterkoeffizienten b1, b2, ..., bP, die eine Funktion des durchzulassenden Frequenzbandes sind, mit einem zweiten Satz von Filterkoeffizienten d1, d2, ..., dQ gebündelt wird, die entweder angepasste oder fehlangepasste Filterkoeffizienten sind, wobei M = (P + Q – 1). Die skalaren Gewichtungen a1, a2, ..., aN bilden einen "Wand"-Filter in Zeitlupe, der selektiv Signale durchlässt, die von Reflektoren stammen, die sich mit einer einen vorgegebenen Schwellwert überschreitenden Geschwindigkeit bewegen, d.h. die Zeitlupen- Filterkoeffizienten werden geeignet gewählt, um niedrige Frequenzen zurückzuweisen, die Bewegungen mit geringen Geschwindigkeiten entsprechen. Die aufeinanderfolgenden FIR-Filter-Ausgangssignale für die N Sendevorgänge werden kohärent in dem Vektorsummierer 50 akkumuliert. Dies ist äquivalent zu einem Wandfilter mit einem einzigen Ausgangssignalabtastwert. An dem Ausgangssignal des Vektorsummierers wird anschließend eine Hüllkurvenerfassung, eine Nachverarbeitung, eine Scankonvertierung und eine Bildwiedergabe in einer bekannten Weise durchgeführt.
  • Die Filterkoeffizienten anc1, anc2, ..., ancM werden für jeden Sendevorgang aus einem Filterkoeffizientenspeicher 52 durch den Host-Computer an das Filter 48 ausgegeben. Beispielsweise wird für den ersten Sendevorgang der Satz von Filterkoeffizienten a1c1, a1c2, ..., a1cM an das FIR-Filter 48 ausgegeben; für den zweiten Sendevorgang wird der Satz von Filterkoeffizienten a2c1, a2c2, ..., a2cM an das FIR-Filter ausgegeben; und so fort. Die Filterkoeffizienten lassen sich in Abhängigkeit von deren diagnostischer Anwendung programmieren. Verschiedene Sätze von Filterkoeffizienten können im Speicher des Host-Computers in Referenztabellen gespeichert sein, und der gewünschte Satz von Koeffizienten kann durch den Systembediener ausgewählt werden. Für Anwendungen, bei denen die Anzahl von Sendevorgängen N = 2 ist, werden Paare von Sätzen von Filterkoeffizienten im Arbeitsspeicher gespeichert, wobei ein Satz von Filterkoeffizienten eines ausgewählten Paars vor dem ersten Sendevorgang an das FIR-Filter übertragen wird, und der andere Satz von Filterkoeffizienten des ausgewählten Paars in dem Zeitraum nach dem ersten Sendevorgang und vor dem zweiten Sendevorgang an das FIR-Filter übertragen wird. In ähnlicher Weise werden im Falle von Anwendungen, bei denen die Anzahl von Sendevorgängen N = 3 ist, zwei oder drei Sätze von Filterkoeffizienten im Arbeitsspeicher gespeichert, um für das Filtern der Empfangssignale eingesetzt zu werden, die von dem ersten bis dritten Sendevorgang herrühren. Nach einem ähnlichen Verfahren wird im Falle von Anwendungen vorgegangen, bei denen die Anzahl von Sendevorgängen N > 3 ist.
  • Das Zeitintervall zwischen jeden der N Sendevorgänge pro fokaler Position kann durch den Benutzer gesteuert werden, um die "Zeitlupen"-Filtereckfrequenz zu bestimmen. Ein längeres Intervall zwischen jeden der N Sendevorgänge an einer speziellen fokalen Position bewirkt eine geringer Eckfrequenz mit einer höheren Empfindlichkeit für Strömungen mit geringen Geschwindigkeiten.
  • Das Strömungsbild kann mit Blick auf einen maximalen Strömungskontrast für sich allein wiedergegeben werden, oder es kann mit einem B-Mode-Hintergrundbild aufsummiert werden. Ein Überlagern des Strömungsbildes auf ein herkömmliches B-Mode-Bild ermöglicht es dem Diagnostiker, den Blutstrom während einer medizinischen Diagnose mit Bezug auf bekannte anatomische Orientierungspunkte zu beobachten. Der in dieser Summierung von Strömungs- und B-Mode-Bildern zu beobachtende aufleuchtende Artefakt ist weniger störend als jener der in der herkömmlichen Color-Flow-Bildgebung vorzufinden ist.
  • In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird ein von dem Grundfrequenzband abgeleitetes B-Mode-Bild zu dem Strö mungsbild addiert. Dies wird erreicht, indem eine der "Zeitlupen-"-Filtergewichtungen gestört wird, so dass eine Grundfrequenz-B-Mode-Signalkomponente durch den Wandfilter durchgelassen oder eingespeist wird. Beispielsweise kann die Gewichtung a1 für den ersten Sendevorgang, wie in 5 gezeigt, (oder für jeden anderen Sendevorgang) um einen Betrag α gestört werden. Der B-Mode-Durchlass ermöglicht es das Strömungsbild zur Wiedergabe auf ein herkömmliches B-Mode-Bild zu überlagern. In einer Abwandlung kann das Strömungsbild zur Wiedergabe in Farbe auf einem herkömmlichen B-Mode-Bild überlagert werden. Diese Durchlasstechnik stellt einen Weg zum Erzeugen des B-Mode-Hintergrundbilds ohne zusätzliche Sendevorgänge dar. Andere Wege zum Erzeugen eines B-Mode-Hintergrundbilds beinhalten ein Abstrahlen von Impulsen speziell für das B-Mode-Bild (dieses Verfahren wird für einen ROI benötigt) und Abstrahlen von Impulsen die sich innerhalb eines Pakets geringfügig voneinander unterscheiden, so dass das Wandfilterausgangssignal auch dann nicht Null ist, wenn alles stationär ist.
  • In alternativen bevorzugten Ausführungsbeispielen kann das Hintergrund B-Mode-Bild auch ein (sub)harmonisches Bild sein, das eine Beseitigung gewisser Bildartefakte, wie Nachhall und nichtplanare akustische "Störpegel" erleichtert, die möglicherweise die Strömungsbildgebung verschleiern. Dies kann auf beliebige unterschiedliche Weise erreicht werden.
  • In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel zur Herstellung eines harmonischen B-Mode-Hintergrundbilds wird ein zusätzlicher nicht codierter Impuls mit einer Frequenz /0 (gewöhnlich der Rand des niedrigeren Frequenzband des Wandlers) übertragen, wobei durch ein (in dem in 2 gezeig tes FIR-Filter 48 verwendetes) Bandpassfilter gefilterte Echos bei einer Frequenz 2/0 (zweite Harmonische) oder Frequenz /0/2 (subharmonische) zentriert ist. Auf diesen nicht codierten Sendevorgang folgen, wie zuvor beschrieben, mindestens zwei codierte Sendevorgänge. Die Empfangssignale für sämtliche dieser Sendevorgänge werden durch das Wandfilter zeitlupengefiltert. In Fällen, wo auf einen nicht codierten Sendevorgang zwei codierte Sendevorgänge folgen, sind die skalaren Wandfiltergewichtungen [a0, a1, a2] = [1, 1, –1]. Die Reihenfolge, in der die codierten und nicht codierten Sendevorgänge abgestrahlt werden, kann so verändert werden, dass der nicht codierte Sendevorgang sich in der Mitte oder am Ende befindet. Eine derartige Anordnung bewirkt, dass der harmonische B-Mode-Hintergrundbildvektor durchgelassen wird, während der eine Strömungsbildvektor von dem anderen subtrahiert wird.
  • In noch einem bevorzugten Ausführungsbeispiel zur Herstellung eines harmonischen B-Mode-Hintergrundbilds, wird eine gerade Anzahl von nicht codierten Impulsen hintereinander abgestrahlt, auf die mindestens zwei codierte Impulse folgen. Jeder zweite nicht codierte Impuls in dem Sendepaket kann negiert sein, so dass nach Addition der von den negierten nicht codierten Impulsen stammenden Echos mit dem von den positiven nicht codierten Impulsen stammenden Echo: das Grundsignal ausgelöscht ist und das harmonische Signal übrig bleibt. Daran anschließend wird das harmonische Signal dem Strömungssignal entweder vor einer (kohärenten) oder nach einer (inkohärenten) Detektion hinzugefügt. Beispielsweise kann das Sendepaket auf zwei nicht codierten Impulsen und mindestens zwei codierten Impulse basieren, wobei der erste nicht codierte Impuls positive Polarität, und der zweite nicht codierte Impuls negative Polarität aufweist. Die Empfangssignale für sämtliche dieser Sendevorgänge werden anschließend durch das Wandfilter zeitlupengefiltert. In Fällen, wo auf zwei nicht codierte Sendevorgänge entgegengesetzter Polarität zwei codierte Sendevorgänge folgen, gilt für die skalaren Wandfiltergewichtungen [a0, a1, a2, a3] = [1, 1, 1, –1]. Die Reihenfolge, in der codierte und nicht codierte Sendevorgänge abgestrahlt werden, kann permutiert werden. Diese Anordnung bewirkt, dass der harmonische B-Mode-Hintergrundbildvektor durch das Wandfilter durchgelassen wird, während der eine Strömungsbildvektor von dem anderen subtrahiert wird.
  • In alternativen bevorzugten Ausführungsbeispielen der Erfindung, wird das SNR durch eine mittels zwei Sendevorgängen codierte Anregung, z.B. Golay-Code-Paare, wiederhergestellt. Insbesondere wird das SNR verbessert, indem nacheinander ein Paar Golay-codierte Basissequenzen auf jedem Strahl zu derselben Fokusposition abgestrahlt werden, und die über den Strahl aufsummierten Daten anschließend decodiert werden. Ein Paar Golay-codierte Basissequenzen wird gebildet, indem nach einer Überabtastung eine Basissequenz mit einem Golay-Code-Paar gebündelt wird. Ein Golay-Code-Paar ist ein Paar von binären (+1, –1)-Folgen mit der Eigenschaft, dass die Summe der Autokorrelationen der beiden Folgen eine Kronecker-Deltafunktion ist. Eine überabgetastete Golay-Sequenz ist die Golay-Sequenz, die zwischen jeder +1 und –1 Nullen aufweist, wobei die Anzahl der Nullen größer oder gleich der Länge der Basissequenz minus Eins ist. Golay-Codes weisen keine Bereichsnebenkeulen auf. Für jeden Sendevorgang wird eine Decodierung durchgeführt, die die überabgetastete Golay-Sequenz verwendet, die der während der Abstrahlung verwendeten Golay-codierten Basissequenz entspricht. Durch Abstrahlen von zwei Impulsfolgen, die gemäß einem Golay-Paar polaritätscodiert sind, ermöglicht eine Korrelation jedes empfangenen Strahlsummensignals mit dessen entsprechender überabgetasteten Golay-Sequenz und die Summierung jener Korrelationen eine Steigerung des SNR nahezu ohne Verschlechterung der Bildauflösung oder des Kontrastes. In der Praxis treten auf Codeverzerrung zurückzuführende Bereichsnebenkeulen sehr wohl auf, liegen allerdings in der Regel unterhalb des Störpegel und rufen keine Beeinträchtigung der Bildqualität hervor. Eine zwischen der Abstrahlung der beiden Folgen des Golay-Paares auftretende Gewebebewegung ruft ebenfalls eine Codeverzerrung hervor, die die Bereichsnebenkeulen vergrößert. Durch Abstrahlen der zweiten Folge unmittelbar nach dem vollständigen Empfang der von der ersten Folge stammenden Echos lässt sich das Zeitintervall zwischen den zwei Sendevorgängen auf ein Minimum reduzieren. Eine Minimierung des Intervalls zwischen Sendevorgängen minimiert die bewegungsinduzierte Codeverzerrung.
  • Das in 2 gezeigte Ultraschall-Bildgebungssystem verwendet komplementäre Codeverarbeitung. Auf dies Weise wird anstelle einer Abstrahlung eines aus N Sendepulsen bestehenden Pakets (bei dem z.B. jeder Impuls ein Tonimpuls ist) ein Paket abgestrahlt, das aus 2N Sendepulsen besteht, bei dem aufeinanderfolgende Sendepulse abwechselnd mit den entsprechenden Codes des komplementären (z.B. Golay-) Code-Paares codiert sind, um alternierend codierte Impulsfolgen A und B zu bilden. Beispielsweise kann die codierte Impulsfolge A gebildet werden, indem eine Folge von M Sendepulsen mit einem M Digitalelemente aufweisenden ersten Sendecode codiert wird, und eine weitere Folge von M Sendepulsen mit einem M Digitalelemente aufweisenden zweiten Sendecode codiert wird, wobei der erste und zweite Sendecode komplemen tär sind. Eine Autokorrelation für jeden Sendevorgang wird erzielt, indem das Decodierfilter mit einem Empfangscode geladen wird, der gleich dem Sendecode für den betreffenden Sendevorgang ist, und die empfangenen Signale gefiltert werden. Die autokorrelierten Folgen werden anschließend unter Verwendung des Wandfilters aufsummiert, wobei z.B. die skalaren Gewichtungen für jedes ungeradzahlige Sendeimpulspaar gleich dem negativen Wert der skalaren Gewichtungen für jedes geradzahlige Sendeimpulspaar sind. Gemäß einem in 6 gezeigten bevorzugten Ausführungsbeispiel strahlt der in einem Strahlformer 54 befindliche (nicht gezeigte) Sender ein Paket komplementärer codierter Impulsfolgen A und B in Wechselfolge ab, d.h. A B A B.... Die auf dieses Paket zurückzuführenden Empfangssignale können bezeichnet werden mit: A1 B1 A2 B2 A3 B3, .. ANBM mit Ai gleich das Empfangssignal für die i-te Impulsabgabe mit dem Code A, Bi gleich das Empfangssignal für die i-te Impulsabgabe mit dem Code B, der das Komplement von Code A ist, und 2N gleich der Anzahl von Sendevorgängen in einem Paket. Diese Empfangssignale werden durch das Filter 48 komprimiert und einer Bandpassfilterung unterzogen. In der Ausprägung eines HF-(Hochfrequenz)-Strahlformer-Ausgangssignals transformiert ein Demodulator 56 das komprimierte HF-Signal in seine I- und Q-Komponete und lädt die I- und Q-Komponeten in einen Eckenwendespeicher 58. Ein (1, 1, –1, –1)-Wandfilter 60 wird quer über die Sendevorgänge auf jede niederrangigere Bereichsposition, d.h. in "Zeitlupe", angewandt, wobei jeder Bereichspunkt gefiltert wird, um die entsprechenden Differenzsignale hervorzubringen: (A1 + B1) – (A2 + B2) (B1 + A2) – (B2 + A3) (A2 + B2) – (A3 + B3) (B2 + A3) – (B3 + A4)... (AN-1, + BN-1) – (AN + BN)(die Klammern wurden eingefügt, um den mathematischen Zusammenhang zu verdeutlichen). benachbarte komplementäre Codesequenzen werden dementsprechend aufsummiert, und die sich ergebenden Summen werden wandgefiltert. Das Wandfilterausgangssignal wird durch den Detektor 32 hüllkurvenerfasst, durch den Scan-Wandler 34 abtastkonvertiert, durch einen Videoprozessor 62 in Farbe kartiert und auf einem Anzeigemonitor 64 wiedergegeben. Das Wandfilter 60 ermöglicht im Allgemeinen (N – W + 1) Signalabtastwerte zu erzeugen, mit N gleich der Paketgröße, und W gleich der Wandfilterlänge. Das Wandfilter für die in 2 gezeigte Verwirklichung entspricht dem Fall N = W. Neben dem Einsatz von Breitbandimpulsen und geringen Paketgrößen werden die Kompressionskurven und Displayabbildungen geeignet ausgewählt, um eine größere Anzahl von effektiven Display-Bits bereitzustellen. Die Vektordichte wird erhöht, um die Auflösung zu steigern. Das Strömungsbild wird auf einem B-Mode-Bild als eine Farbüberlagerung (mit auswählbaren Farbkartierungen, die in den Videoprozessor 62 geladen werden) angezeigt.
  • In dem Ausführungsbeispiel von 6 ermöglicht der Versatz der codierten Impulsfolgen, obwohl zwei codierte Impulsfolgen für jeden Sendevorgang erforderlich sind, die Gesamtzahl von Sendevorgängen in dem Paket lediglich um die Anzahl zusätzlicher Wandfilteranschlüsse für die entsprechende Anzahl Punkte zu erhöhen, die dem Strömungsdetektor geliefert werden, und nicht um einen Faktor zwei. Durch die Verwendung verhältnismäßig kurzer Wandfilter können daher ausreichend hohe Frameraten beibehalten werden. Diese Verwirklichung erhält darüber hinaus den ursprünglichen Geschwindigkeitsdynamikbereich von ± PRF/2 aufrecht, wobei PRF (= Pulse Repetition Frequency) die Frequenz ist, mit der die einzeln codierten Impulsfolgen A oder B wiederholt abgegeben werden, und nicht die Wiederholfrequenz ist, mit der die Paare komplementär-codierter Impulsfolgen abgegeben werden.
  • Unter Verwendung eines Einzelsendeimpulscodes erfordert die Erfindung wenigstens zwei Sendevorgänge des Codes, wobei die sich ergebenden Echos durch das Wandfilter "Zeitlupen"-gefiltert werden. Im Gegensatz dazu erfordert bei Verwendung von Golay-Codes die Erfassung von zwei Datenpunkten zu unterschiedlichen Zeitpunkten vier Sendevorgänge, nämlich zwei für jeden Golay-Code des Golay-Code-Paares. Folglich erfordert der Einsatz von zwei Sendevorgänge verwendenden Codes wenigstens vier codierte Sendevorgänge. Während der Wandfilterung wird derselbe Satz von skalaren Gewichtungen auf die Echos beider Golay-Codes des Golay-Code-Paares angewandt. Zusätzliche nicht codierte Sendevorgänge können in dem Paket enthalten sein, um, wie zuvor beschrieben, ein harmonisches B-Mode-Hintergrundbild zu akquirieren.
  • In den auf 2 basierenden Ausführungsbeispielen sind das Decodierfilter, das Bandpassfilter und das Wandfilter dynamisch in einem FIR-Filter kombiniert, dem geeignete Filterkoeffizienten und ein Vektorsummierer zur Verfügung gestellt werden. In einer Abwandlung könnten gesonderte Filter verwendet werden. In dem in 6 gezeigten Aus führungsbeispiel sind das Decodierfilter und das Bandpassfilter in einem FIR-Filter kombiniert, während der Wandfilter gesondert ist. Ferner sollte es klar sein, dass jedes der in 2 und 6 dargestellten Ausführungsbeispiele im Zusammenhang mit einer Anregung verwendet werden kann, die entweder durch einzelne Sendevorgänge oder durch mehrere Sendevorgänge codiert ist.
  • Die Framerate sowohl für die Durchführung in 2 als auch in 6 kann erhöht werden, indem parallele Empfangshardware verwendet wird, um mehr als einen Empfangsvektor, die von einem einzelnen Sendevektor stammen, mittels der parallelen Empfangshardware gleichzeitig zu verarbeiten. Die Paketgröße, das Impulswiederholungsintervall (PRI) und der interessierende Bereich (ROI) können durch den Benutzer gesteuert werden. Das PRI bestimmt die Wandfiltergrenzfrequenz, und ein größeres PRI bewirkt eine geringere Eckfrequenz mit einer höheren Empfindlichkeit für Strömungen mit geringer Geschwindigkeit. Wenn das Hintergrund B-Mode-Bild anhand von Sendevorgängen erzeugt wird, die gesondert von jenen sind, die verwendet werden, um das Strömungsbild (d.h., nicht-Durchlass) zu erzeugen, können die gesonderten B-Mode-Sendevorgänge mit den Strömungs-Sendevorgängen überlagert werden, um die Framerate zu steigern, und das Strömungsbild kann unabhängig von dem B-Mode-Bild mittels Schwellwerten gefiltert werden.
  • In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die Scanrichtung des Ultraschallstrahls entgegengesetzt zu der Blutstromrichtung, um dadurch eine größere aufscheinende Strömungsempfindlichkeit (ein gleichmäßigeres Ausfüllen gegen den Blutgefäßrand hin) und eine höhere Auflösung (kleinere Steustellengrößen) zu erzeugen. Die Scanrichtung wird durch Benutzersteuerung entweder elektronisch oder durch manuelles Umdrehen der Sonde gewechselt.
  • Ein Weg, um den Strömungskontrast (d.h. die deutliche Abgrenzung von dem Hintergrund) erheblich zu steigern, basiert darauf, im Grundmodus Kontrastmittel einzusetzen. Kontrastmittel basieren gewöhnlich auf eingekapselten Gasmikroblasen, die einen Durchmesser im Bereich von 0,1 und 10 μm aufweisen. Nachdem Kontrastmittel in den Körper durch Injektion eingeführt sind, dienen sie mit ihrem hohem Reflexionsvermögen als Markierungsmittel für den Blutstrom und die Perfusion. Auf die Mikroblasen treffende Utraschallenergie wird bei den einfallenden (Grund)-Frequenzen und bei den resonanten (harmonischen und subharmonischen) Frequenzen kräftig reflektiert, so dass sowohl fundamentale als auch harmonische Bildgebungstechniken eingesetzt werden, um Kontrastmittel abzubilden. Das bevorzugte Verfahren verwendet die in den Kontrastechos vorhandenen Grund- und nicht deren harmonische Frequenzen. Mehrfachimpulsabgaben identischer Impulse werden aufeinanderfolgend zu einer speziellen Sendefokusposition abgestrahlt. Insbesondere werden N codierte Impulse, die bei einer Grundfrequenz /0 zentriert sind, zu jeder Sendefokusposition abgestrahlt. Bei Empfangsbetrieb komprimiert ein bei der Grundfrequenz zentriertes FIR-Filter die empfangenen Impulse und isoliert die gewünschte Grundkomponente weitgehend. Anschließend extrahiert ein Wandfilter das Grundfrequenzströmungssignal über die N Sendevorgänge hinweg.
  • Während lediglich gewisse bevorzugte Merkmale der Erfindung veranschaulicht und beschrieben wurden, erschließen sich dem Fachmann viele Abwandlungen und Veränderungen. Beispielsweise ist die Erfindung nicht auf die Verwendung von Zweiphasencodes beschränkt; es können auch Mehrphasencodes eingesetzt werden.

Claims (4)

  1. Bildgebungssystem, aufweisend: eine Wandleranordnung (10) mit mehreren Wandlerelementen (12) zum Aussenden einer bei einer Grundfrequenz zentrierten Wellenenergie als Reaktion auf eine elektrische Aktivierung und zum Umwandeln reflektierter Wellenenergie in elektrische Signale; einen mit der Wandleranrodung (10) verbundenen und programmierten Sender (14) zum Aktivieren mehrerer Wandlerelemente, um mit einem Sendecode während erster und zweiter Sendevorgänge codierte fokussierte Wellenenergie auszusenden; einen Empfänger (16), der dafür programmiert ist, jeweils erste und zweite Empfangssignale aus von den mehreren Wandlerelementen anschließend an die ersten, bzw. zweiten Sendevorgängen produzierten elektrischen Signalen zu erzeugen; ein mit ersten und zweiten Filterkoeffizientensätzen programmiertes Wandfilter (46), um erste und zweite Grundsignalkomponenten der ersten bzw. zweiten Empfangssignale zu komprimieren und einer Bandpassfilterung zu unterziehen und selektiv Frequenzen durchzulassen, die Wellenenergiereflektoren entsprechen, die sich mit einer Geschwindigkeit über einem vorbestimmten Schwellenwert bewegen, wobei das Wandfilter (46) ein Strömungssignal erzeugt, das wenigstens teilweise von den komprimierten und bandpaßgefilterten ersten und zweiten Grundsignalkomponenten und den selektiv durchgelassenen Frequenzen abgeleitet ist; und ein Subsystem (22, 32, 34) zum Anzeigen eines Bildes mit einem Bildabschnitt, welcher eine Funktion wenigstens des Strömungssignals ist.
  2. Bildgebungssystem nach Anspruch 1, wobei der mit der Wandleranordnung (10) verbundene Sender (14) dafür programmiert ist, mehrere von den Wandlerelementen zu aktivieren, um mit einem ersten Golay-Code eines Golay-Code- Paares codierte fokussierte Wellenenergie während des ersten Sendevorgangs und eines dritten Sendevorgangs auszusenden, und mit einem zweiten Golay-Code des Golay-Code-Paares codierte fokussierte Wellenenergie während des zweiten Sendevorgangs und eines vierten Sendevorgangs auszusenden; wobei der Empfänger (14) dafür programmiert ist, erste bis vierte Empfangssignale aus den von den mehreren Wandlerelementen erzeugten elektrischen Signalen anschließend an die ersten bis vierten Sendevorgänge zu erzeugen; und wobei das Wandfilter (46) mit ersten bis vierten Filterkoeffizientensätzen programmiert ist, um erste bis vierte Grundsignalkomponenten der ersten bis vierten Empfangssignale zu decodieren und einer Bandpassfilterung zu unterziehen und selektiv Frequenzen durchzulassen, die Wellenenergiereflektoren entsprechen, die sich mit einer Geschwindigkeit über einen vorbestimmten Schwellenwert bewegen, wobei das Wandfilter ein Strömungssignal erzeugt, das wenigstens teilweise von den decodierten und bandpassgefilterten ersten bis vierten Grundsignalkomponenten und den selektiv durchgelassenen Frequenzen abgeleitet ist.
  3. Verfahren zum Betreiben eines Bildgebungssystems, das mehrere Wandlerelemente (12) aufweist, um als Reaktion auf eine elektrische Aktivierung Wellenenergie auszusenden, und reflektierte Wellenenergie in elektrische Signale umzuwandeln, und einen Anzeigemonitor (22), um ein Bild mit einem Bildabschnitt anzuzeigen, welcher eine Funktion eines Strömungs-Bildsignals ist, wobei das Verfahren die Schritte aufweist: (a) Aktivieren von Wandlerelementen der Anordnung, um mit einem Sendecode codierte fokussierte Wellenenergie während ersten und zweiten Sendevorgängen auszusenden; (b) Erzeugen erster und zweiter Empfangssignale aus elektrischen Signalen, die von den Wandlerelementen anschließend an die ersten bzw. zweiten Sendevorgänge erzeugt werden; (c) Komprimieren, Bandpassfiltern und Wand-Filtern erster und zweiter Grundsignalkomponenten der ersten, bzw. zweiten Empfangssignale, um ein Strömungssignal zu erzeugen; (d) Erzeugen eines Strömungs-Bildsignals, das wenigstens teilweise aus dem Strömungssignal abgeleitet ist; und (e) Anlegen des Strömungs-Bildsignals an den Anzeigemonitor.
  4. Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Aktivierungsschritt die Aktivierung von Wandlerelementen der Anordnung zum Aussenden mit einem ersten Golay-Code eines Golay-Code-Paares codierter fokussierter Wellenenergie wäh rend des ersten Sendevorgangs und eines dritten Sendevorgangs und zum Aussenden mit einem zweiten Golay-Code des Golay-Code-Paares codierter fokussierter Wellenenergie während des zweiten Sendevorgangs und eines vierten Sendevorgangs, beinhaltet: wobei der Ausbildungsschritt das Ausbilden erster bis vierter Empfangssignale aus elektrischen Signalen beinhaltet, die von den Wandlerelementen anschließend an die ersten bis vierten Sendevorgänge erzeugt werden; und wobei der Komprimierungsschritt das Decodieren, Bandpassfiltern und Wand-Filtern erster bis vierter Grundsignalkomponenten der ersten bis vierten Empfangssignale zum Erzeugen eines Strömungssignals aufweist.
DE60026658T 1999-04-23 2000-04-19 Verfahren und Anordnung zur Ultraschallabbildung von Strömungen unter Verwendung von kodierter Anregung Expired - Lifetime DE60026658T2 (de)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US29903499A 1999-04-23 1999-04-23
US299034 1999-04-23
US09/437,605 US6210332B1 (en) 1998-03-31 1999-11-10 Method and apparatus for flow imaging using coded excitation
US437605 1999-11-10

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE60026658D1 DE60026658D1 (de) 2006-05-11
DE60026658T2 true DE60026658T2 (de) 2007-01-04

Family

ID=26971001

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE60026658T Expired - Lifetime DE60026658T2 (de) 1999-04-23 2000-04-19 Verfahren und Anordnung zur Ultraschallabbildung von Strömungen unter Verwendung von kodierter Anregung

Country Status (5)

Country Link
US (1) US6210332B1 (de)
EP (1) EP1046928B1 (de)
JP (1) JP4547065B2 (de)
DE (1) DE60026658T2 (de)
IL (1) IL135658A0 (de)

Families Citing this family (93)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6074348A (en) * 1998-03-31 2000-06-13 General Electric Company Method and apparatus for enhanced flow imaging in B-mode ultrasound
US6312384B1 (en) * 1998-03-31 2001-11-06 General Electric Company Method and apparatus for flow imaging using golay codes
US6375618B1 (en) * 2000-01-31 2002-04-23 General Electric Company Enhanced tissue-generated harmonic imaging using coded excitation
KR100362000B1 (ko) * 2000-02-01 2002-11-22 주식회사 메디슨 변형된 골레이 코드를 이용한 펄스 압축 방식의 초음파영상 형성 방법 및 장치
US6436044B1 (en) * 2000-02-14 2002-08-20 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System and method for adaptive beamformer apodization
US6346079B1 (en) * 2000-05-25 2002-02-12 General Electric Company Method and apparatus for adaptive frame-rate adjustment in ultrasound imaging system
US6432054B1 (en) * 2000-06-26 2002-08-13 Acuson Corporation Medical ultrasonic imaging with adaptive synthesis and compounding
KR100381874B1 (ko) * 2000-07-08 2003-04-26 주식회사 메디슨 도플러 효과를 이용하여 혈류 속도를 측정하기 위한초음파 진단 장치 및 방법
JP4642977B2 (ja) * 2000-07-26 2011-03-02 株式会社東芝 超音波診断装置及び超音波イメージング方法
US6443897B1 (en) * 2000-12-28 2002-09-03 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Refraction delay error correction using agile beamformer
US6487433B2 (en) * 2001-01-08 2002-11-26 General Electric Company Method and apparatus using golay-coded excitation for echocardiology
US6552677B2 (en) * 2001-02-26 2003-04-22 Time Domain Corporation Method of envelope detection and image generation
US6951542B2 (en) 2002-06-26 2005-10-04 Esaote S.P.A. Method and apparatus for ultrasound imaging of a biopsy needle or the like during an ultrasound imaging examination
EP1298811A1 (de) * 2001-09-27 2003-04-02 STMicroelectronics S.A. Verfahren und Gerät zur Impulsdetektierung in einem empfangenen Ultrabreitbandsignal
US6796944B2 (en) 2002-05-17 2004-09-28 Ge Medical Systems Global Technology, Llc Display for subtraction imaging techniques
US6789427B2 (en) 2002-09-16 2004-09-14 General Electric Company Phased array ultrasonic inspection method for industrial applications
US6792808B1 (en) 2003-04-30 2004-09-21 General Electric Company Ultrasonic inspection method
US7749166B2 (en) * 2004-04-26 2010-07-06 General Electric Company System and method for filtering in imaging systems
JP5529378B2 (ja) * 2004-08-31 2014-06-25 ユニヴァーシティ オブ ワシントン 狭窄血管における壁振動を評価するための超音波技法
US20060058674A1 (en) * 2004-08-31 2006-03-16 General Electric Company Optimizing ultrasound acquisition based on ultrasound-located landmarks
US9066679B2 (en) 2004-08-31 2015-06-30 University Of Washington Ultrasonic technique for assessing wall vibrations in stenosed blood vessels
US8036732B2 (en) * 2006-10-18 2011-10-11 Board Of Regents, The University Of Texas System Hemoglobin contrast in magneto-motive optical doppler tomography, optical coherence tomography, and ultrasound imaging methods and apparatus
US7887487B2 (en) * 2005-07-11 2011-02-15 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Ultrasound diagnostic flow imaging with coded excitation
US7535797B2 (en) * 2006-06-20 2009-05-19 Rehabtek High-resolution ultrasound displacement measurement apparatus and method
JP5154554B2 (ja) * 2006-08-01 2013-02-27 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド 非線形イメージングのためのパルスインバージョンシーケンス
US9867530B2 (en) 2006-08-14 2018-01-16 Volcano Corporation Telescopic side port catheter device with imaging system and method for accessing side branch occlusions
WO2008092029A2 (en) 2007-01-24 2008-07-31 Access Scientific, Inc. Access device
JP2010524586A (ja) 2007-04-18 2010-07-22 アクセス サイエンティフィック、インク． 進入装置
EP2152348B1 (de) 2007-04-18 2015-02-25 Access Scientific, Inc. Zugangsvorrichtung
JP5404390B2 (ja) * 2007-04-24 2014-01-29 パナソニック株式会社 超音波診断装置
US9596993B2 (en) 2007-07-12 2017-03-21 Volcano Corporation Automatic calibration systems and methods of use
WO2009009802A1 (en) * 2007-07-12 2009-01-15 Volcano Corporation Oct-ivus catheter for concurrent luminal imaging
WO2009009799A1 (en) 2007-07-12 2009-01-15 Volcano Corporation Catheter for in vivo imaging
WO2009010918A2 (en) * 2007-07-18 2009-01-22 Koninklijke Philips Electronics, N.V. System and method for coincident b-mode and doppler imaging using coded excitation
US20100298689A1 (en) * 2007-11-14 2010-11-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. Systems and methods for detecting flow and enhancing snr performance in photoacoustic imaging applications
CA2718496A1 (en) 2008-03-14 2009-09-17 Access Scientific, Inc. Access device
KR101055581B1 (ko) * 2008-03-20 2011-08-23 삼성메디슨 주식회사 초음파 시스템 및 클러터 신호 제거용 필터 설정 방법
WO2010021709A1 (en) * 2008-08-18 2010-02-25 Pocketsonics, Inc. Front end circuitry for imaging systems and methods of use
EP2264483B1 (de) * 2009-06-01 2017-11-29 Samsung Medison Co., Ltd. Ultraschallsystem und Verfahren zur Bereitstellung eines Bewegungsvektors
JP2011087710A (ja) * 2009-10-21 2011-05-06 Toshiba Corp 超音波診断装置
KR101175421B1 (ko) * 2009-12-14 2012-08-20 삼성메디슨 주식회사 적응형 클러터 필터링 방법 및 그를 위한 초음파 시스템
KR101117879B1 (ko) * 2010-05-27 2012-03-07 삼성메디슨 주식회사 컬러 재구성 영상을 제공하는 초음파 시스템 및 방법
US11141063B2 (en) 2010-12-23 2021-10-12 Philips Image Guided Therapy Corporation Integrated system architectures and methods of use
US11040140B2 (en) 2010-12-31 2021-06-22 Philips Image Guided Therapy Corporation Deep vein thrombosis therapeutic methods
JP6486103B2 (ja) 2011-08-17 2019-03-20 アクセス サイエンティフィック， エルエルシーＡｃｃｅｓｓ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ， Ｌｌｃ 弁を用いたアクセス装置
US9360630B2 (en) 2011-08-31 2016-06-07 Volcano Corporation Optical-electrical rotary joint and methods of use
JP2013094223A (ja) * 2011-10-28 2013-05-20 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置
WO2013155537A1 (en) 2012-04-13 2013-10-17 Tessonics Corp. A method to obtain 3d images of a flowing region beneath an object using speckle reflections
US9858668B2 (en) 2012-10-05 2018-01-02 Volcano Corporation Guidewire artifact removal in images
US10070827B2 (en) 2012-10-05 2018-09-11 Volcano Corporation Automatic image playback
US9286673B2 (en) 2012-10-05 2016-03-15 Volcano Corporation Systems for correcting distortions in a medical image and methods of use thereof
US9367965B2 (en) 2012-10-05 2016-06-14 Volcano Corporation Systems and methods for generating images of tissue
US10568586B2 (en) 2012-10-05 2020-02-25 Volcano Corporation Systems for indicating parameters in an imaging data set and methods of use
US9324141B2 (en) 2012-10-05 2016-04-26 Volcano Corporation Removal of A-scan streaking artifact
US9307926B2 (en) 2012-10-05 2016-04-12 Volcano Corporation Automatic stent detection
US9292918B2 (en) 2012-10-05 2016-03-22 Volcano Corporation Methods and systems for transforming luminal images
JP2015532536A (ja) 2012-10-05 2015-11-09 デイビッド ウェルフォード， 光を増幅するためのシステムおよび方法
US11272845B2 (en) 2012-10-05 2022-03-15 Philips Image Guided Therapy Corporation System and method for instant and automatic border detection
US9840734B2 (en) 2012-10-22 2017-12-12 Raindance Technologies, Inc. Methods for analyzing DNA
JP6322210B2 (ja) 2012-12-13 2018-05-09 ボルケーノ コーポレイション 標的化された挿管のためのデバイス、システム、および方法
EP2934282B1 (de) 2012-12-20 2020-04-29 Volcano Corporation Ortung von intravaskulären bildern
US11406498B2 (en) 2012-12-20 2022-08-09 Philips Image Guided Therapy Corporation Implant delivery system and implants
US10939826B2 (en) 2012-12-20 2021-03-09 Philips Image Guided Therapy Corporation Aspirating and removing biological material
US10942022B2 (en) 2012-12-20 2021-03-09 Philips Image Guided Therapy Corporation Manual calibration of imaging system
JP2016504589A (ja) 2012-12-20 2016-02-12 ナサニエル ジェイ． ケンプ， 異なる撮像モード間で再構成可能な光コヒーレンストモグラフィシステム
WO2014099899A1 (en) 2012-12-20 2014-06-26 Jeremy Stigall Smooth transition catheters
JP2016502884A (ja) 2012-12-21 2016-02-01 ダグラス メイヤー， 延在カテーテル本体テレスコープを有する回転可能超音波撮像カテーテル
JP2016508757A (ja) 2012-12-21 2016-03-24 ジェイソン スペンサー， 医療データのグラフィカル処理のためのシステムおよび方法
WO2014099672A1 (en) 2012-12-21 2014-06-26 Andrew Hancock System and method for multipath processing of image signals
US9486143B2 (en) 2012-12-21 2016-11-08 Volcano Corporation Intravascular forward imaging device
US9612105B2 (en) 2012-12-21 2017-04-04 Volcano Corporation Polarization sensitive optical coherence tomography system
US10191220B2 (en) 2012-12-21 2019-01-29 Volcano Corporation Power-efficient optical circuit
WO2014099896A1 (en) 2012-12-21 2014-06-26 David Welford Systems and methods for narrowing a wavelength emission of light
US10166003B2 (en) 2012-12-21 2019-01-01 Volcano Corporation Ultrasound imaging with variable line density
US10058284B2 (en) 2012-12-21 2018-08-28 Volcano Corporation Simultaneous imaging, monitoring, and therapy
US10413317B2 (en) 2012-12-21 2019-09-17 Volcano Corporation System and method for catheter steering and operation
US10226597B2 (en) 2013-03-07 2019-03-12 Volcano Corporation Guidewire with centering mechanism
CN105103163A (zh) 2013-03-07 2015-11-25 火山公司 血管内图像中的多模态分割
US20140276923A1 (en) 2013-03-12 2014-09-18 Volcano Corporation Vibrating catheter and methods of use
EP3895604A1 (de) 2013-03-12 2021-10-20 Collins, Donna Systeme und verfahren zur diagnose koronarer mikrovaskulärer erkrankungen
CN105120759B (zh) * 2013-03-13 2018-02-23 火山公司 用于从旋转血管内超声设备产生图像的系统和方法
US11026591B2 (en) 2013-03-13 2021-06-08 Philips Image Guided Therapy Corporation Intravascular pressure sensor calibration
US9301687B2 (en) 2013-03-13 2016-04-05 Volcano Corporation System and method for OCT depth calibration
US10219887B2 (en) 2013-03-14 2019-03-05 Volcano Corporation Filters with echogenic characteristics
EP2967606B1 (de) 2013-03-14 2018-05-16 Volcano Corporation Filter mit echogenen eigenschaften
US10292677B2 (en) 2013-03-14 2019-05-21 Volcano Corporation Endoluminal filter having enhanced echogenic properties
US20160084948A1 (en) * 2013-05-28 2016-03-24 Duke University Systems, methods and computer program products for doppler spatial coherence imaging
US11026655B2 (en) * 2014-09-26 2021-06-08 Samsung Electronics Co., Ltd. Ultrasound diagnostic apparatus and method of generating B-flow ultrasound image with single transmission and reception event
US11883240B2 (en) 2018-04-15 2024-01-30 Eldar Yonina C Sparse convolutional beamforming for ultrasound imaging
WO2020251445A1 (en) * 2019-06-10 2020-12-17 Fingerprint Cards Ab Ultrasonic imaging device and method for image acquisition in the ultrasonic device
SE1950681A1 (en) * 2019-06-10 2020-12-11 Fingerprint Cards Ab Ultrasonic imaging device and method for image acquisition in the ultrasonic device
SE1950682A1 (en) * 2019-06-10 2020-12-11 Fingerprint Cards Ab Ultrasonic imaging device and method for image acquisition in the ultrasonic device
EP4007969A4 (de) * 2019-09-24 2022-10-12 Fingerprint Cards Anacatum IP AB Biometrisches ultraschallbildgebungssystem und verfahren zur steuerung des biometrischen ultraschallbildgebungssystems

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4276885A (en) 1979-05-04 1981-07-07 Rasor Associates, Inc Ultrasonic image enhancement
JPS62117535A (ja) * 1985-11-18 1987-05-29 アロカ株式会社 超音波ドプラ装置
JPH02142550A (ja) * 1988-11-24 1990-05-31 Yokogawa Medical Syst Ltd 超音波エコー・ドプラ装置
US5224482A (en) * 1991-04-08 1993-07-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasound high velocity flow correlation measurement using coded pulses
JP3222648B2 (ja) * 1993-08-25 2001-10-29 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 医用超音波分散圧縮送受信方法及び医用超音波分散圧縮送受信装置
US5833613A (en) 1996-09-27 1998-11-10 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic diagnostic imaging with contrast agents
US5706819A (en) 1995-10-10 1998-01-13 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic diagnostic imaging with harmonic contrast agents
ES2235180T3 (es) * 1995-10-10 2005-07-01 Advanced Technology Laboratories, Inc. Formacion de imagenes de diagnostico por ultrasonidos con agentes de contraste.
JP3510032B2 (ja) * 1996-01-12 2004-03-22 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 超音波撮像装置
US5632277A (en) 1996-06-28 1997-05-27 Siemens Medical Systems, Inc. Ultrasound imaging system employing phase inversion subtraction to enhance the image
US6095977A (en) * 1998-03-26 2000-08-01 Hall; Anne Lindsay Method and apparatus for color flow imaging using Golay-coded excitation on transmit and pulse compression on receive
JPH11309146A (ja) * 1998-03-26 1999-11-09 General Electric Co <Ge> 超音波散乱体の流れをイメ―ジングするシステムおよび方法
US5980459A (en) * 1998-03-31 1999-11-09 General Electric Company Ultrasound imaging using coded excitation on transmit and selective filtering of fundamental and (sub)harmonic signals on receive
US6074348A (en) * 1998-03-31 2000-06-13 General Electric Company Method and apparatus for enhanced flow imaging in B-mode ultrasound
US5984869A (en) * 1998-04-20 1999-11-16 General Electric Company Method and apparatus for ultrasonic beamforming using golay-coded excitation

Also Published As

Publication number Publication date
IL135658A0 (en) 2001-05-20
EP1046928A2 (de) 2000-10-25
US6210332B1 (en) 2001-04-03
EP1046928B1 (de) 2006-03-15
DE60026658D1 (de) 2006-05-11
EP1046928A3 (de) 2004-01-28
JP4547065B2 (ja) 2010-09-22
JP2000333957A (ja) 2000-12-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE60026658T2 (de) Verfahren und Anordnung zur Ultraschallabbildung von Strömungen unter Verwendung von kodierter Anregung
DE60133785T2 (de) Verbesserte gewebeerzeugte harmonische Bilddarstellung mit Verwendung von kodierter Anregung
DE69937422T2 (de) Ultraschallabbildung mittels kodierter Anregung beim Senden und selektiver Filterung beim Empfang
US6312384B1 (en) Method and apparatus for flow imaging using golay codes
DE19756730B4 (de) Verfahren, Einrichtung und Anwendungen zur Verknüpfung von Sende-Wellenfunktionen zur Gewinnung einer synthetischen Wellenform in einem Ultraschall-Bildgebungssystem
KR100380227B1 (ko) 초음파스펙트럴콘트래스트이미징
US6186949B1 (en) Method and apparatus for three-dimensional flow imaging using coded excitation
US6796944B2 (en) Display for subtraction imaging techniques
Gammelmark et al. Multielement synthetic transmit aperture imaging using temporal encoding
DE19912089B4 (de) Verfahren und Einrichtung zur Farbfluß-Bildgebung unter Verwendung von Golay-codierter Anregung beim Senden und Pulskomprimierung beim Empfangen
DE19913198A1 (de) Verfahren und Einrichtung zur verbesserten Flußbilderzeugung in B-Modus-Ultraschall
DE69735927T2 (de) Diagnostik-Bilderzeugung mittels Ultraschall unterschiedlicher Sende- und Empfangsfrequenz
EP1121901A2 (de) Winkelunabhängige Messung des Volumenstromes
MXPA96001754A (en) Images by spectro ultrason contrast
DE19909699B4 (de) Verfahren und Anordnung für eine Puls-Dopplerbildgebung unter Anwendung einer kodierten Anregung beim Senden und einer Pulskompression beim Empfangen
JP2000232978A (ja) 関心領域の画質を最適にする超音波撮像
JP4642977B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波イメージング方法
DE19526210C2 (de) Medizinisches Doppler-Ultraschallgerät
US6726630B2 (en) Ultrasound diagnosis apparatus for imaging with a contrast agent
DE102004043600A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur harmonischen Bildgebung von Gewebe mit natürlich (durch Gewebe) decodierter codierter Anregung
EP1146351A1 (de) Ultraschallkontrastbildformung mittels Doppelpulsanregungswellenformen
DE10024871A1 (de) Verfahren und Einrichtung zur parametrischen Harmonischen-Bildgebung
CN1360877A (zh) 用于液流成像的编码激振方法和设备

Legal Events

Date Code Title Description
8364 No opposition during term of opposition