[go: up one dir, main page]
More Web Proxy on the site http://driver.im/

DE19732189B4 - Analyse und Messung zeitlicher Gewebegeschwindigkeitsinformationen - Google Patents

Analyse und Messung zeitlicher Gewebegeschwindigkeitsinformationen Download PDF

Info

Publication number
DE19732189B4
DE19732189B4 DE19732189.5A DE19732189A DE19732189B4 DE 19732189 B4 DE19732189 B4 DE 19732189B4 DE 19732189 A DE19732189 A DE 19732189A DE 19732189 B4 DE19732189 B4 DE 19732189B4
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
mode
curved
ultrasound
anatomical
polygon
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
DE19732189.5A
Other languages
English (en)
Other versions
DE19732189A1 (de
Inventor
Bjoern Olstad
Lars Åke Brodin
Kjell Kristoffersen
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.)
Vingmed Sound AS
Original Assignee
Vingmed Sound AS
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 Vingmed Sound AS filed Critical Vingmed Sound AS
Publication of DE19732189A1 publication Critical patent/DE19732189A1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE19732189B4 publication Critical patent/DE19732189B4/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01SRADIO 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
    • G01S15/00Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48Diagnostic techniques
    • A61B8/486Diagnostic techniques involving arbitrary m-mode
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01SRADIO 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
    • G01S7/00Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023Details of receivers
    • G01S7/52036Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation

Landscapes

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

Abstract

Verfahren zur Erzeugung von gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellungen bei Ultraschalluntersuchungen lebender biologischer Strukturen während der Bewegung unter Verwendung eines Ultraschallwandlers, mit folgenden Schritten: Erfassen einer Serie von Ultraschalleinzelbildern, die einen räumlichen Bereich abdecken; Berechnen von Gewebegeschwindigkeiten für alle Punkte innerhalb eines interessierenden räumlichen Bereichs auf der Grundlage der in den Ultraschalleinzelbildern enthaltenen Informationen; Vorsehen wenigstens eines gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, das in Beziehung zu den Ultraschalleinzelbildern derart positioniert ist, dass es nicht mit irgendeiner geraden Linie zusammenfällt; Durchführen einer Interpolation entlang des wenigstens einen gekrümmten M-Modus-Polygons unter Verwendung von aus den Gewebegeschwindigkeiten erhaltenen Werten durch eine entsprechende Computerverarbeitung der Ultraschalleinzelbilder und der Gewebegeschwindigkeiten auf der Grundlage des wenigstens einen gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, und Darstellen der so erhaltenen gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung auf einer Abbildungseinheit.

Description

  • Hintergrund der Erfindung
  • 1. Bereich der Erfindung
  • Die Erfindung betrifft im allgemeinen den Bereich der Ultraschalldiagnose lebender biologischer Strukturen, und insbesondere Verfahren zur Analyse, Messung und Darstellung zeitlicher Variationen der bei biologischen Strukturen gemessenen Geschwindigkeiten.
  • 2. Beschreibung des Standes der Technik
  • Techniken zur Erfassung einer Reihe von Ultraschallbildern in Echtzeit bei gemeinsam erfaßtem Gewebe sowie Gewebegeschwindigkeitsinformationen sind allgemein bekannt. Die Geschwindigkeitsinformationen können zur Zeit auf folgende Arten erhalten werden:
    • 1. eine 1-dimensionale Geschwindigkeitsschätzung durch Doppler-Techniken in Fortsetzungsrichtung des Ultraschallstrahls,
    • 2. eine 2-dimensionale Geschwindigkeitsschätzung durch Doppler-Techniken in Fortsetzungsrichtung zweier geneigter Ultraschallstrahlen oder
    • 3. eine räumliche Verschiebungskorrelation zwischen aufeinanderfolgenden Ultraschallbildern.
  • Die oben erwähnten Techniken können auf einen vorbestimmten Bereich in einem 2-dimensionalen Ultraschallbild angewandt werden, um ein Bild zu erzeugen, das Aspekte der Gewebegeschwindigkeiten zu einem gegebenen Zeitpunkt anzeigt. Moderne digitale Ultraschall-Scanner können derartige Bilder mit Einzelbildraten von bis zu 100 Einzelbildern pro Sekunde und darüber hinaus erzeugen. Die in U.S.-Patent Nr. 5 515 856 A unter dem Titel ”Verfahren zur Erzeugung anatomischer M: Modus-Darstellungen” beschriebene M-Modus-Technik kann verwendet werden, um die Messungen entlang einer frei wählbar positionierten Linie an einem zweidimensionalen Bild vorzunehmen und diese Informationen wie bei einem herkömmlichen M-Modus-Bild der Zeit gegenüberzustellen. Die Zeitinformationen werden verwendet, um die Funktionalität und Bewegung der untersuchten biologischen Struktur zu charakterisieren.
  • Aus der DE 19531419 A1 ist ein Verfahren zur Erzeugung anatomischer M-Modus-Anzeigebilder bei der Ultraschalluntersuchung lebender biologischer Strukturen während deren Bewegung, beispielsweise einer Herzfunktion, bekannt, wobei ein Ultraschallmeßwandler verwendet wird. Das Verfahren umfasst die Schritte: Erfassen einer Abfolge von zwei- oder dreidimensionalen Ultraschallbildern über die Zeit, Anordnen dieser Abfolge über die Zeit derart, daß Datensätze gebildet werden, wobei mindestens eine mit den Datensätzen zusammen registrierte virtuelle M-Modus-Linie vorgesehen wird, Unterziehen der Datensätze der Computerverarbeitung auf der Basis der mindestens einen virtuellen M-Modus-Line eine Interpolation durchgeführt wird, und Anzeigen des sich ergebenden berechneten anatomischen M-Modus-Anzeigebildes auf einer Anzeigeeinheit.
  • Die DE 4236751 A1 offenbart ein Ultraschallgerät, welches in der Lage ist, Ultraschallwellen zu empfangen, die in einen menschlichen Körper gesendet und von den Organen des menschlichen Körpers reflektiert wurden, Datensignale auf der Basis der reflektierten Ultraschallwellen zu erzeugen und ein Tomogramm des Körpers anzuzeigen, welches durch Anzeigedaten dargestellt wird, die durch Verarbeiten der Datensignale erzeugt wurden. Es umfaßt:
    Berechnungsmittel zum Berechnen einer winzigen Verschiebung von Gewebe innerhalb des Körpers auf Basis der Datensignale oder eines Differentials der winzigen Verschiebung hinsichtlich einer Richtung parallel zu einer Abtastlinie innerhalb des Körpers; Lokalmaximumberechnungsmittel zum Berechnen eines zeitlichen lokalen Maximums in einer winzigen Verschiebung, die sich zeitlich ändert, oder im Differential der winzigen Verschiebung, die sich zeitlich ändert; und Anzeigemittel zum Anzeigen des zeitlichen lokalen Maximums.
  • Aus der JP H06-285 065 A ist ein Verfahren zur Analyse und Messung von Gewebegeschwindigkeitsveränderungen durch Erfassung einer Serie von Ultraschallbildern, die einen räumlichen Beriech abdecken, bekannt.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Die Erfindung beschreibt, wie Geschwindigkeitsinformationen entlang einer gekrümmten geometrischen Form gemessen und, wie bei einem herkömmlichen M-Modus-Bild, der Zeit gegenübergestellt werden können. Die gekrümmte Form ermöglicht es dem Benutzer, Bilder zu erzeugen, die die Geschwindigkeitsvariationen bei einem gekrümmten Organ wie einem Myokard der Zeit in einem einzigen Bild gegenüberstellen. Die Erfindung beschreibt auch, wie diese Techniken kombiniert werden können, um ein Werkzeug bereitzustellen, das eine genaue räumliche und zeitliche Lokalisierung von Bewegungsphänomenen wie etwa Bewegungsstörungen ermöglicht.
  • Die Techniken der Erfindung haben eine Reihe klinischer Anwendungsmöglichkeiten, die mit zeitlichen Informationen über die Bewegungen biologischer Strukturen zusammenhängen. Ein derartiges Beispiel ist die Untersuchung von Wandbewegungen bei der Echokardiographie. Die Erfindung sieht Techniken zur genauen Beschreibung der zeitlichen und räumlichen Anordnung von Phänomenen wie Beschleunigung und Verzögerung vor. Bei ausreichender zeitlicher Auflösung wird so eine nichtinvasive Elektrophysiologie ermöglicht. Die Erfindung ermöglicht auf der Grundlage eines Querschnittes direkt unterhalb der AV-Ebene die genaue Bestimmung des Ortes, an dem die mechanische Bewegung in den Herzkammern aktiviert wird. Ferner können für eine spätere Ablatio abweichende Leitungswege (Wolf-Parkinson-White) von der Vorkammer zur Kammer lokalisiert werden. Selbst die Tiefe dieser Wege innerhalb des Myokards kann mit der vorliegenden Erfindung besser lokalisiert werden, um zu bestimmen, ob der Patient mit Kathetertechniken oder chirurgischen Techniken behandelt werden sollte.
  • Die Erfindung bietet Techniken, die verwendet werden können, um eine genaue Beschreibung sowohl des räumlichen als auch des zeitlichen Ausmaßes der gestörten Bewegung zu liefern. Die Möglichkeit, Geschwindigkeitsvariationen innerhalb des Myokards zu verfolgen, ist auch bei der Abstoßungsdiagnose nach einer Herztransplantation von Bedeutung.
  • Die gekrümmte geometrische Form, die bei den anatomischen M-Modi verwendet wird, unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß unter anderem gekrümmte Organe wie ein Myokard nachgezogen werden können, was eine visuelle Untersuchung und Dokumentation der Geschwindigkeitsentwicklungen bei einem einzelnen M-Modus-Bild ermöglicht. Mehrere Herzschläge können auf diese Weise verfolgt werden, und die so entstandenen M-Modi können in diesem Fall die Auswirkungen einer Injektion eines Ultraschallkontrastmittels überwachen. Diese Technik kann verwendet werden, um qualitative und quantitative Informationen über die Durchblutung des untersuchten Organ zu gewinnen, was Durchblutungsuntersuchungen in einem Myokard einschließt.
  • Die Erfindung beschreibt Verfahren zur Verwendung des gekrümmten anatomischen M-Modus, der in der vorliegenden Erfindung sowohl als Werkzeug zur Identifizierung von Bewegungsphänomenen als auch als Werkzeug zur Spezifizierung des interessierenden zeitlichen Bereichs beschrieben ist und der bei der Analyse und Darstellung der in dieser Erfindung beschriebenen räumlichen Ausdehnung Verwendung finden sollte. Die Verbindung des gekrümmten anatomischen M-Modus und der Darstellung von Geschwindigkeitsphänomenen an einem räumlichen Bereich unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß sie unter anderem ein Umfeld bietet, in dem der Benutzer frei wählbar Raum- und Zeitdarstellungen der Geschwindigkeitsinformationen einander gegenüberstellen kann, um klinisch wichtige Phänomene zu identifizieren. Ferner kann die Darstellung der charakteristischen Merkmale im Raum und der zugehörigen zeitlichen Anordnung direkt zu Darstellungen der Geschwindigkeitsinformationen, die Raum und Zeit gegenüberstellen, in Bezug gesetzt werden.
  • Die Erfindung unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß unter anderem die an einem räumlichen Gebiet dargestellten Zeitsteuerungsinformationen annähernd richtungsunabhängig sind, selbst wenn nur die eindimensionale Komponente entlang des Ultraschallstrahls des dreidimensionalen Geschwindigkeitsvektors geschätzt wurde. Die Approximation ist gültig, wenn die Richtung des dreidimensionalen Geschwindigkeitsvektors an einem gegebenen räumlichen Punkt fest bleibt oder nur geringe Niedrigfrequenzvariationen während des analysierten Zeitraums aufweist. Mehrere charakteristische Punkte der Geschwindigkeitsentwicklung, wie etwa die Zeit der Geschwindigkeitsumkehr, der Geschwindigkeitsspitze und der Beschleunigungsspitze sind in diesem Fall unabhängig von der Richtung des Ultraschallstrahls.
  • Die Erfindung beschreibt, wie mehrere gekrümmte anatomische M-Modi erzeugt werden können, um die Geschwindigkeitsveränderungen zum Beispiel von Endokard zu Epikard darzustellen. Die Verwendung mehrerer gekrümmter anatomischer M-Modi, die aus derselben Ultraschallerfassungssequenz hergeleitet sind, unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß es unter anderem möglich ist, Verzögerungen zwischen allen Teilen des dargestellten räumlichen Bereichs zu messen und zu quantifizieren. Die alternative Verwendung mehrerer Erfassungssequenzen ist unzureichend, da Veränderungen in der Herzrate oft die Zeitintervalle übersteigen, die wichtige klinische Informationen bei der Untersuchung von Bewegungsverzögerungen liefern.
  • Die Erfindung beschreibt auch, wie die Gewebegeschwindigkeit verwendet werden kann, um automatisch einen gekrümmten M-Modus derart zu repositionieren, daß die gekrümmte Form bei der Bewegung der dargestellten biologischen Struktur an demselben physischen Ort auf das Gewebe trifft.
  • Die Erfindung beschreibt, wie die regionale Wandbewegungsphase bei Herzuntersuchungen auf der Grundlage der Gewebegeschwindigkeitsdaten berechnet werden kann. Das Verfahren basiert auf der Analyse der bei gekrümmten anatomischen M-Modi-Darstellungen der Gewebegeschwindigkeitsdaten hergeleiteten Informationen.
  • Wie in Spalte 2 des U.S.-Patents Nr. 5 515 856 A beschrieben ist, waren die Computerverarbeitung von Datensätzen und ähnliche Techniken vorher bekannt, wie zum Beispiel aus den in Spalte 2 des Patents '856 angeführten Literaturhinweisen ersichtlich ist. Wie bei dem Patent '856 liegen derartige Computerverarbeitungen bei den Ausführungen der vorliegenden Erfindung innerhalb des Bereichs des Standes der Technik, und daher unterbleiben im folgenden weitere entsprechende Beschreibungen. Einige weitere Dokumente, die den Stand der Technik betreffen, sind folgende:
    • 1) Peter Seitz, ”Optical Superresolution Using Solid State Cameras And Digital Signal Processing”, Optical Engineering 27 (7), Juli 1988.
    • 2) Jørgen Mæhle et al., ”Three-Dimensional Echocardiography For Quantitative Left Ventricular Wall Motion Analysis: A Method For Reconstruction Of Endocardial Surface And Evaluation Of Regional Disfunction”, Echocardiography 1994-11,4 Seite 397– 408.
    • 3) Knut Bjørnstad et al., ”Quantitative Computerized Analysis Of Left Ventricular Wall Motion”, in Computerized Echocardiography. Pezzano 1993 Seite 41–55
  • Die oben beschriebenen und weitere Vorteile, Merkmale und Aspekte der vorliegenden Erfindung werden besser aus der folgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform zusammen mit den beiliegenden Zeichnungen und Ansprüchen verstanden werden.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnungen
  • Die beiliegenden Zeichnungen illustrieren lediglich ein Beispiel der vorliegenden Erfindung und schränken sie nicht ein, wobei gleiche Bezugszeichen gleiche Teile bezeichnen, und wobei:
  • 1 einen anatomischen M-Modus zeigt, der mit einer frei wählbar positionierten Linie über ein zweidimensionales Bild verbunden ist.
  • 2 einen gekrümmten anatomischen M-Modus zeigt. Die Figur zeigt, wie das gekrümmte Myokard in einer Kurzachsansicht in einem einzelnen M-Modus-Bild der Zeit gegenübergestellt werden kann.
  • 3 zeigt, wie ein gekrümmter anatomischer M-Modus während einer periodischen Bewegung, wie etwa der Kontraktion des Herzens, derart modifiziert werden kann, daß hergeleitete Informationen sich auf entsprechende Punkten des sich bewegenden Organs beziehen.
  • 4 zeigt, wie eine Reihe gekrümmter anatomischer M-Modi so positioniert werden können, daß die Geschwindigkeitsveränderungen senkrecht zu der gekrümmten Form hergeleitet werden. Bei diesem Beispiel stellen die drei gekrümmten anatomischen M-Modi die Geschwindigkeitsveränderungen zwischen Endokard und Epikard im Myokard dar.
  • 5 zeigt einen gekrümmten anatomischen M-Modus und ein charakteristisches Merkmal in der Geschwindigkeitsentwicklung, die für jede räumliche Koordinate angezeigt ist. Darüber hinaus zeigt die Figur, wie der Benutzer in diesem Bild an dem ausgewählten Merkmal einen Zeitraum festlegen kann, der in einem räumlichen Zusammenhang weiter analysiert werden soll.
  • 6 zeigt die Geschwindigkeitsentwicklung für einen gegebenen räumlichen Punkt während des ausgewählten Zeitintervalls.
  • 7 zeigt, wie die ursprünglichen Geschwindigkeitsmessungen in dem ausgewählten Zeitintervall für eine gegebene räumliche Koordinate verarbeitet werden, um Artefakte zu entfernen und eine zuverlässige Lokalisierung charakteristischer Punkte zu erhalten.
  • 8 zeigt, wie Subpixel-Techniken angewandt werden können, um eine verbesserte Genauigkeit bei der zeitlichen Lokalisierung zu erzielen. In diesem Fall wird ein Nulldurchgang als Auftreffen der X-Achse auf eine lineare Approximation zwischen zwei angrenzenden Messungen lokalisiert.
  • Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
  • Die Erfassung von Ultraschalleinzelbildern und Berechnung der Gewebegeschwindigkeiten werden als Stand der Technik angesehen. Die anatomischen M-Modi, die in dem oben erwähnten U.S.-Patent Nr. 5 515 856 A beschrieben sind, dessen Beschreibung durch Bezug hierin beinhaltet ist, können zur Herleitung von Gewebegeschwindigkeitsinformationen verwendet werden. Zuerst wird auf 1 bezug genommen, die ein Ultraschallbild mit einer zugehörigen anatomischen M-Modus-Anzeige zeigt. Der Ultraschallsektor ist durch 10 bezeichnet. Eine frei gewählte biologische Struktur 11 ist innerhalb des abgebildeten räumlichen Bereichs dargestellt. Eine gerade Linie, die die Position des anatomischen M-Modus identifiziert, wie in dem U.S.-Patent Nr. 5 515 856 A beschrieben, ist als 12 bezeichnet. Die zugehörige anatomische M-Modus-Anzeige ist als 13 dargestellt, wobei die Zeitabhängigkeit 14 der Überschneidung mit dem ausgewählten Beispiel einer biologischen Struktur angezeigt ist. Auf Gewebegeschwindigkeitsinformationen 13 angewandt, ergibt sich die Zeitveränderung der Gewebegeschwindigkeit an der Linie 12.
  • Im Falle von Gewebegeschwindigkeitsuntersuchungen ist es interessant, die Geschwindigkeitsvariationen innerhalb gekrümmter biologischer Organe wie einem Myokard zu analysieren. Die vorliegende Erfindung beschreibt den Aufbau gekrümmter Polygone, die verwendet werden können, um gekrümmte Organe nachzuziehen, und die Herleitung zeitlicher Veränderungen an diesen gekrümmten Polygonen. Die beschriebenen und in den Zeichnungen dargestellten Polygone weisen frei wählbar gekrümmte Formen auf, die mehr oder weniger unregelmäßig sind, aber im Prinzip aus einer Anzahl von Kanten mit geraden Linien bestehen, deren Anzahl ziemlich hoch sein kann vgl. zum Beispiel das Polygon 22-23-24 in 2. In 2 ist ein Ultraschallsektor 20 zusammen mit einem Beispiel einer biologischen Struktur 21 dargestellt. Das gekrümmte anatomische M-Modus-Polygon erstreckt sich in der Darstellung von 22 über 23 bis 24. Die zugehörige gekrümmte anatomische M-Modus-Darstellung ist durch 28 bezeichnet. Die horizontale Richtung bei 28 zeigt die zeitlichen Variationen in gleicher Weise wie 13. Die vertikale Richtung bei 28 zeigt die räumliche Position entlang des gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons; 25 entspricht dabei 22, 26 entspricht 23 und 27 entspricht 24. Die zur Erzeugung der gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung erforderlichen Computerverarbeitungstechniken sind dieselben wie die in dem U.S.-Patent Nr. 5 515 856 A beschriebenen. Bei der vorliegenden Erfindung folgt die räumliche Interpolation der Gewebegeschwindigkeitsinformationen dem den gekrümmten anatomischen M-Modus bestimmenden Polygon. Wenn die gekrümmte anatomische M-Modus-Darstellung 28 eine solche Größe aufweist, daß sie n verschiedene vertikale Positionen aufweist, dann wird das gekrümmte anatomische M-Modus-Polygon an n Punkten abgetastet, die in gleichem Abstand um das Polygon verteilt sind.
  • Bei sich bewegenden Organen wie dem menschlichen Herzen oder bei Organen, die durch andere Vorgänge wie Pulsschlag oder Atmung beeinflußt werden, kann es nützlich sein, die Position des gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons zu modifizieren, derart, daß eine gegebene vertikale Koordinate bei 28 dieselbe anatomische Position während des untersuchten Zeitintervalls verfolgt. 3 zeigt ein Beispiel dieser Technik, bei der zwei Einzelbilder aus einer Bildsequenz des Herzens 30 und 35 gezeigt sind. In diesem Fall kontrahiert die Endokardgrenze von 31 auf 36, und die räumliche Position des gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons wird automatisch angepaßt. 32 ist zu 37 bewegt worden, 33 ist zu 38 bewegt worden und 34 ist zu 39 bewegt worden. Die Positionierung des gekrümmten M-Modus-Polygons bei den dazwischenliegenden Einzelbildern kann entweder manuell oder durch vom Benutzer gelieferte temporale Interpolation der räumlichen Verformungen durchgeführt werden.
  • Die räumliche Repositionierung des anatomischen M-Modus oder des gekrümmten anatomischen M-Modus kann unter Verwendung der Gewebegeschwindigkeitsinformationen über wenigstens einen Punkt automatisiert werden. Bei zweidimensionalen Geschwindigkeitserfassungen können ein oder mehrere Punkte in dem Gewebe ausgewählt und die räumliche Positionierung der Form gemäß der Bewegung der fest eingestellten Punkte repositioniert werden.
  • 4 zeigt, wie mehrere gekrümmte anatomische M-Modi verwendet werden können, um auch die Geschwindigkeitsvariationen in der Richtung, die zu der lokalen durch das gekrümmte anatomische M-Modus-Polygon definierten Form senkrecht verläuft, zu überwachen. Der Ultraschallsektor wird durch 40 bezeichnet, und ein Beispiel einer biologischen Struktur wird durch 41 bezeichnet. Drei gekrümmte anatomische M-Modus-Polygone werden durch 42, 43 und 44 bezeichnet. Die zugehörigen gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellungen werden durch 45, 46 und 47 bezeichnet. Die Geschwindigkeitsvariationen zwischen 45, 46 und 47 zeigen die Geschwindigkeitsgefälle zwischen Endokard und Epikard bei dem in 4 gezeigten Beispiel. Diese Geschwindigkeitsgefälle sind zum Beispiel bei der Abstoßungsdiagnose nach einer Herztransplantation von Bedeutung.
  • Bei 1-dimensionalen Geschwindigkeitsschätzungen entlang der Fortsetzungsrichtung des Ultraschallstrahls kann die Positionierung des gekrümmten anatomischen M-Modus auch verwendet werden, um die wahre Größenordnung des Geschwindigkeitsfeldes zu schätzen. Im Fall von Myokardkontraktionsuntersuchungen kann man zum Beispiel die Richtung des Polygons und die Annahme verwenden, daß die Kontraktion entweder senkrecht zu der Endokardgrenze oder in Richtung auf einen fest eingestellten Punkt abläuft, um eine Geschwindigkeit mit Winkelabhängigkeitskompensation zu schätzen.
  • Eine Anwendung dieser Erfindung ist es, Daten für mehrere aufeinanderfolgende Herzzyklen bei der Injektion eines Ultraschallkontrastmittels zu erfassen. Diese Anwendung gibt dem Kliniker in einer einzigen Ansicht einen Überblick darüber, wie die echogenen Eigenschaften des Myokards durch das Ultraschallkontrastmittel beeinflußt werden, sowie über die zeitlichen Informationen zu diesen Vorgängen in dem gesamten Myokard.
  • 5 zeigt, wie charakteristische Ereignisse bei den Gewebegeschwindigkeitsentwicklungen bei einer gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung identifiziert werden können. Der abgebildete Sektor 50 enthält ein Beispiel einer biologischen Struktur 51 und eines gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, das sich von 52 über 53 zu 54 erstreckt. Die zugehörige gekrümmte anatomische M-Modus-Darstellung ist bei 58 gezeigt; 55 entspricht dabei 52, 56 entspricht 53 und 57 entspricht 54. Die durch 510 bezeichnete feste Linie zeigt die Anordnung eines charakteristischen Ereignisses bei den Geschwindigkeitsentwicklungen entlang den horizontalen Linien bei 58 an. Das charakteristische Ereignis kann etwa eine Änderung der Geschwindigkeitsrichtung, eine Geschwindigkeitsspitze oder eine Beschleunigungsspitze sein. Darüber hinaus kann das charakteristische Ereignis durch aus den primären Geschwindigkeitsentwicklungen hergeleitete Informationen identifiziert werden. Ein Beispiel derartiger hergeleiteter Informationen ist eine Gewebeverdickungsschätzfunktion, die durch räumliche Differenzen bei den Primärgeschwindigkeiten erhalten werden kann. Die charakteristischen Ereignisse auf der Grundlage der Gewebeverdickung umfassen Verdickungsspitzen, Verkürzungsspitzen und Änderungen zwischen Verdickung und Verkürzung.
  • Das durch 510 bezeichnete charakteristische Ereignis kann in den Geschwindigkeitsentwicklungen lokalisiert werden, die mit allen räumlichen Koordinaten des untersuchten Bereichs verbunden sind. 5 zeigt, wie ein spezifisches Zeitintervall zwischen 59 und 511 in der gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung ausgewählt wird, um das durch 510 bezeichnete charakteristische Ereignis zu untersuchen. 6 zeigt einen Ultraschallsektor 60 mit einem Beispiel einer biologischen Struktur 61 und einer frei gewählten räumlichen Koordinate 62 innerhalb des interessierenden räumlichen Bereichs, in dem Gewebegeschwindigkeitsschätzungen stattfinden. 68 bezeichnet die hergeleitete Geschwindigkeitsentwicklung für den Punkt 62 während des ausgewählten Zeitintervalls, das durch die in 5 dargestellte Technik oder durch einen ähnlichen Ansatz auf der Grundlage eines anatomischen M-Modus mit einer geraden Linie, wie er in dem U.S.-Patent Nr. 5 515 856 A beschrieben ist, identifiziert werden kann. Das Zeitintervall kann auch eine vorbestimmte Zeitspanne um die zeitliche Position des aktuell dargestellten Ultraschalleinzelbildes sein. Somit können Filme erzeugt werden, indem die Berechnung für eine Reihe von Einzelbildern in der Erfassungssequenz wiederholt wird. Wenn man das ausgewählte Zeitintervall zeitlich unmittelbar vor das aktuell dargestellte Ultraschalleinzelbild legt, kann man die Berechnungen auch in Echtzeit auf der Grundlage der Geschwindigkeitsentwicklungen während der Erfassung der Ultraschalleinzelbilder durchführen. Bei Phänomenen mit langfristigen Verzögerungen im räumlichen Bereich kann es auch interessant sein, das Zeitintervall in räumlicher Abhängigkeit zu wählen. 65 und 69 stellen den Beginn und das Ende des ausgewählten Zeitintervalls dar. 64 und 63 stellen die Bandbreite der Geschwindigkeiten dar, die in dem Gewebe gemessen werden. 66 bezeichnet eine Änderung der Geschwindigkeitsrichtung, und 67 bezeichnet eine Geschwindigkeitsspitze. Es fällt auf, daß viele charakteristische Ereignisse einschließlich Verschiebung der Geschwindigkeitsrichtung, Geschwindigkeitsspitze und Beschleunigungsspitze für die meisten räumlichen Punkte zeitlich genau lokalisiert werden, selbst wenn die Geschwindigkeitsschätzung eine 1-dimensionale Doppler-Schätzung entlang der Fortsetzungsrichtung des Ultraschallstrahls ist. Die Geschwindigkeitsverschiebung ist zum Beispiel nur dann betroffen, wenn die wirkliche Richtung des 3-dimensionalen Geschwindigkeitsvektors nicht um eine senkrechte Ausrichtung relativ zu der Richtung des Ultraschallstrahls schwingt. Die hergeleiteten Zeitinformationen, die mit den charakteristischen Ereignissen wie 66 und 67 verbunden sind, können somit selbst bei 1-dimensionalen Doppler-Schätzungen der Gewebegeschwindigkeit fast winkelunabhängig gemacht werden.
  • 7 zeigt, wie die bei den Geschwindigkeitsentwicklungen hergeleiteten numerischen Abtastungen 74 verwendet werden können, um eine gefilterte und rauscharme Geschwindigkeitsentwicklung 77 zu schätzen, um die Zuverlässigkeit der Identifikation charakteristischer Ereignisse zu verbessern. 72 und 76 stellen den Beginn und das Ende des ausgewählten Zeitintervalls dar. 70 und 71 ist der Bereich der Geschwindigkeiten, der in dem Gewebe gemessen wird. Um die Störanfälligkeit und die Genauigkeit der Identifizierung der charakteristischen Ereignisse zu verbessern, ist es nützlich, die gemessenen Geschwindigkeitsinformationen als eine Funktion des Raums und/oder der Zeit zu filtern. Die Filter müssen Rauschen unterdrücken und können bei der zeitlichen Lokalisierung von Ereignissen nicht voreingestellt sein. Eine gute Lösung für ein derartiges Filter ist ein Zeitmittelwertfilter, der Impulsrauschen entfernt und dabei Flanken und Übergänge gut beibehält. Eine zweite Lösung ist die Durchführung einer Regression der gemessenen Geschwindigkeiten mit einer gleichförmig zunehmenden oder gleichförmig abnehmenden Funktion in dem ausgewählten Zeitintervall. Eine derartige Regression kann mit lediglich einer konstanten Anzahl von Vorgängen pro Abtastwert durchgeführt werden, bietet eine starke Rauschunterdrückung und verändert bedeutende Übergänge nicht.
  • Bei der ursprünglichen Geschwindigkeitsentwicklung 68 oder der wiederhergestellten Geschwindigkeitsentwicklung 77 kann die Identifikation charakteristischer Ereignisse mit Subpixel-Techniken durchgeführt werden, um die Genauigkeit der zeitlichen Lokalisierung zu verbessern. 8 zeigt die Subpixel-Technik im Fall einer Geschwindigkeitsänderungsdetektion. Zwei Abtastwerte mit entgegengesetzten Geschwindigkeitsrichtungen sind durch Bezugszeichen 82 bezeichnet. Die tatsächliche Position der Geschwindigkeitsumkehrung kann als der Ort einer linearen Approximation der Geschwindigkeitsentwicklung an die X-Achse geschätzt werden. Techniken für eine derartige Subpixel-Lokalisierung werden als Stand der Technik angesehen und können auf alle charakteristischen Ereignisse angewandt werden, die in dieser Erfindung beschrieben sind. Diese Subpixel-Technik verbessert die zeitliche Lokalisierung im Vergleich zu der Einzelbildrate typi-scherweise um einen Faktor zwischen 3 und 10. Als ein Beispiel aus dem Bereich der Subpixel-Lokalisierung, das zum Stand der Technik gehört, wird folgende Veröffentlichung angeführt: Peter Seitz, ”Optical Superresolution Using Solid State Cameras And Digital Signal Processing”, Optical Engineering 27 (7), Juli 1988.
  • Es besteht eine gewisse Zeitverzögerung bei der Erfassung der Daten in einem einzigen Ultraschallbild. Diese Zeitverzögerung ruft Zeitverzögerungen zwischen den verschiedenen Strahlen in dem Ultraschallbild hervor. Wenn das Abtastmuster des Ultraschall-Scanners bekannt ist, ist es möglich, bei der Zeitlokalisierung charakteristischer Ereignisse diesen Effekt zu kompensieren, indem bei dem Ultraschallbild die Zeit, die der Ultraschallstrahl benötigt, um die Geschwindigkeitsentwicklung abzudecken, anstelle einer allen Strahlen gemeinsamen Zeit verwendet wird.
  • Die so entstandenen Zeitverzögerungen als eine Funktion des Raums können einzelne fehlerhafte Detektionen aufweisen. Diese Fehler können durch Verarbeitung der Zeitverzögerungen mit einem räumlichen Filter beseitigt oder verringert werden. Es eignet sich ein auf einem Mittelwert basierendes Filter, da fehlerhafte zeitliche Lokalisierungen als Impulsrauschen in den Zeitverzögerungsbildern vorgestellt werden können.
  • Mehrere Zeitverzögerungsbilder, wie sie in der vorliegenden Erfindung beschrieben sind, können kombiniert werden, um Bilder zu erzeugen, die das Zeitintervall zwischen zwei charakteristischen Ereignissen quantifizieren. Ein Beispiel dieser Technik ist es, die Zeitdifferenz zwischen einer Geschwindigkeitsverschiebung und der darauffolgenden Geschwindigkeitsspitze darzustellen.
  • Die Darstellung der Zeitverzögerungsbilder, die in der vorliegenden Erfindung beschrieben ist, kann durch viele Techniken nach dem Stand der Technik erreicht werden. Die Zeitverzögerungen können in entsprechende Farben umgewandelt und an den entsprechenden räumlichen Positionen dargestellt werden. Die Farbzuweisung kann derart durchgeführt werden, daß mehrere Ereignisse getrennt werden können. Beispiele für diesen Ansatz sind u. a. die Encodierung einer Änderung von positiver zu negativer Geschwindigkeit und von negativer zu positiver Geschwindigkeit mit verschiedenen Farben, derart, daß diese beiden Phänomene visuell getrennt werden können, wenn beide innerhalb des untersuchten Zeitintervalls auftreten. Ferner können die Zeitverzögerungsfarben mit dem darunterliegenden Ultraschallbild gemischt werden, wobei sie transparent sind, um es dem Benutzer zu ermöglichen, die Zeitverzögerungen mit den anatomischen Formen in Beziehung zu setzen.
  • Die bei einem anatomischen M-Modus oder einem gekrümmten anatomischen M-Modus hergeleiteten Informationen können ferner verarbeitet werden, um eine lokale Schätzung der regionalen Wandbewegungsphase entlang des Polygons, die mit der anatomischen M-Modus-Darstellung verbunden sind, zu liefern. Diese Technik ist insbesondere bei Herzuntersuchungen nützlich, bei denen ein gekrümmtes Polygon innerhalb eines Myokards positioniert und Gewebegeschwindigkeitsentwicklungen für eine Reihe von über das Polygon verteilten Punkten hergeleitet werden können. Für jeden Punkt entlang des Polygons steht somit eine Gesamtgeschwindigkeitsentwicklung zur Verfügung, die verwendet werden kann, um zusammen mit Phasenschätzungsvorgängen nach dem Stand der Technik die Bewegungsphase zu schätzen. Diese Phasenschätzungsvorgänge nach dem Stand der Technik umfassen eine Fourier-Analyse der durch die zeitlichen Geschwindigkeitsveränderungen beschriebenen Bewegung. Das Polygon kann auch verwendet werden, um einen gekrümmten anatomischen M-Modus herzuleiten, der in diesem Fall die Grundlage für die Phasenschätzung bildet. Ferner können die Phasenvariationen zusammen mit der gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung entlang der vertikalen Achse dargestellt werden, um das Verhältnis zwischen den geschätzten Phasenwerten und der gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung zu verdeutlichen. Die in der vorliegenden Erfindung beschriebenen Techniken zur Repositionierung des mit einer gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung verbundenen Polygons ist auch auf das Polygon anwendbar, das zur Schätzung der regionalen Wandbewegungsphase verwendet wird. Wenn eine Anzahl gekrümmter Polygone zwischen Endokard und Epikard positioniert sind oder das Polygon selbst von Endokard zu Epikard gezogen wird, ist es möglich, Phasendifferenzen zwischen Endokard und Epikard zu untersuchen. Die Phasenschätzung ist fast winkelunabhängig, selbst wenn die Gewebegeschwindigkeit durch eine 1-dimensionale Doppler-Technik entlang der Ausdehnungsrichtung des Ultraschallstrahls geschätzt wird. Die Berechnung des Skalarprodukts der Geschwindigkeit mit der Richtung des Ultraschallstrahls mit einem Einheitsvektor zu einem Schwerpunkt innerhalb des Hohlraums beseitigt die Reflexionen in Phase, die andernfalls zwischen oberen und unteren Teilen in dem Bild auftreten können. Artefakte können erwartet werden, wenn der Echtgeschwindigkeitsvektor fast senkrecht zu der Richtung des Ultraschallstrahls verläuft.
  • Die in der vorliegenden Erfindung beschriebene Phasenschätzung der regionalen Wandbewegung kann für jeden Punkt in der räumlichen Darstellung berechnet werden. Die so erzeugten Bilder bilden eine räumliche Darstellung der regionalen Wandbewegungsphase, die zum Beispiel mit denselben Techniken dargestellt werden kann, wie den im Zusammenhang mit den räumlichen Zeitverzögerungsbildern beschriebenen.
  • Während die vorliegende Erfindung unter bezug auf die bevorzugten Ausführungsformen dargestellt und beschrieben wurde, die zur Zeit als beste Möglichkeiten der Ausführung der Erfindung angesehen werden, ist klar, daß verschiedene Änderungen bei der Anpassung der Erfindung an verschiedene Ausführungsformen durchgeführt werden können, ohne den breiteren hier beschriebenen und in den folgenden Patentansprüchen enthaltenen Erfindungsbereich zu verlassen.

Claims (14)

  1. Verfahren zur Erzeugung von gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellungen bei Ultraschalluntersuchungen lebender biologischer Strukturen während der Bewegung unter Verwendung eines Ultraschallwandlers, mit folgenden Schritten: Erfassen einer Serie von Ultraschalleinzelbildern, die einen räumlichen Bereich abdecken; Berechnen von Gewebegeschwindigkeiten für alle Punkte innerhalb eines interessierenden räumlichen Bereichs auf der Grundlage der in den Ultraschalleinzelbildern enthaltenen Informationen; Vorsehen wenigstens eines gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, das in Beziehung zu den Ultraschalleinzelbildern derart positioniert ist, dass es nicht mit irgendeiner geraden Linie zusammenfällt; Durchführen einer Interpolation entlang des wenigstens einen gekrümmten M-Modus-Polygons unter Verwendung von aus den Gewebegeschwindigkeiten erhaltenen Werten durch eine entsprechende Computerverarbeitung der Ultraschalleinzelbilder und der Gewebegeschwindigkeiten auf der Grundlage des wenigstens einen gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, und Darstellen der so erhaltenen gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung auf einer Abbildungseinheit.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, ferner mit folgendem Schritt: Bewegen der Position und Ausrichtung des wenigstens einen gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons als Reaktion auf eine rhythmische Bewegung der biologischen Struktur.
  3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die rhythmische Bewegung auf der Grundlage der geschätzten Gewebegeschwindigkeiten aus wenigstens einer Position in der biologischen Struktur automatisch berechnet wird.
  4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die lokale Ausrichtung des gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons verwendet wird, um die Winkelabhängigkeit von geschätzten Geschwindigkeiten auf der Grundlage von Doppler-Techniken entlang der Fortsetzungsrichtung des Ultraschallstrahls zu kompensieren.
  5. Verfahren nach Anspruch 1, ferner mit folgendem Schritt: Erzeugen mehrerer gekrümmter anatomischer M-Modi durch lokale Versetzung des M-Modus-Polygons in einer Richtung, die relativ zu dem Polygon senkrecht verläuft, um Variationen abzubilden, die senkrecht zu den lokalen Formen des gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons verlaufen.
  6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei die biologische Struktur ein Myokard ist, und die gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygone derart positioniert sind, dass die Geschwindigkeitsvariationen zwischen Endokard und Epikard überwacht werden können.
  7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Erfassung von Ultraschalleinzelbildern in mehreren aufeinanderfolgenden Herzzyklen bei der Injizierung eines Ultraschallkontrastmittels durchgeführt wird.
  8. Verfahren nach Anspruch 1, ferner mit folgendem Schritt: Vorsehen einer Einrichtung zur Auswahl des Zeitintervalls auf der Grundlage der in den gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellungen enthaltenen Informationen.
  9. Verfahren zur Berechnung regionaler Phaseninformationen über die Wandbewegung bei Ultraschalluntersuchungen des menschlichen Herzens unter Verwendung eines Ultraschallwandlers, mit folgenden Schritten: Erfassen einer Serie von Ultraschalleinzelbildern über einen räumlichen Bereich; Berechnen von Gewebegeschwindigkeiten für alle Punkte innerhalb eines interessierenden räumlichen Bereichs auf der Grundlage der in den Ultraschalleinzelbildern enthaltenen Informationen; Vorsehen wenigstens eines frei gewählten Polygons, das in Beziehung zu den Ultraschalleinzelbildern positioniert ist; Herleiten des zeitlichen Verlaufs der Gewebegeschwindigkeiten für eine Anzahl von an dem Polygon verteilten Punkten und Berechnen einer Abschätzung der Bewegungsphase für die Punkte auf der Grundlage des zeitlichen Verlaufs der Gewebegeschwindigkeiten.
  10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei das Polygon auch verwendet wird, um einen anatomischen M-Modus oder einen gekrümmten anatomischen M-Modus zu erzeugen.
  11. Verfahren nach Anspruch 9, ferner mit folgendem Schritt: Bewegen der Position und Ausrichtung des Polygons als Reaktion auf die rhythmische Bewegung des Herzens.
  12. Verfahren nach Anspruch 10, wobei die rhythmische Bewegung auf der Grundlage der geschätzten Gewebegeschwindigkeit aus wenigstens einer Position in dem Herzen automatisch berechnet wird.
  13. Verfahren nach Anspruch 9, ferner mit folgendem Schritt: Berechnen der Phase für eine Anzahl von Endokard zu Epikard positionierter gekrümmter Polygone, um Phasendifferenzen an einem Myokard zu berechnen.
  14. Verfahren nach Anspruch 10, wobei die Abschätzung der Bewegungsphase durch eine Fourier-Analyse des zeitlichen Verlaufs der Gewebegeschwindigkeit erhalten wird.
DE19732189.5A 1996-07-30 1997-07-26 Analyse und Messung zeitlicher Gewebegeschwindigkeitsinformationen Expired - Lifetime DE19732189B4 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
NO963175 1996-07-30
NO963175A NO963175D0 (no) 1996-07-30 1996-07-30 Analyse- og målemetode

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE19732189A1 DE19732189A1 (de) 1998-02-05
DE19732189B4 true DE19732189B4 (de) 2017-01-12

Family

ID=19899662

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE19732189.5A Expired - Lifetime DE19732189B4 (de) 1996-07-30 1997-07-26 Analyse und Messung zeitlicher Gewebegeschwindigkeitsinformationen

Country Status (6)

Country Link
US (1) US5820561A (de)
JP (3) JP4398520B2 (de)
DE (1) DE19732189B4 (de)
FR (1) FR2751862B1 (de)
IT (1) IT1293746B1 (de)
NO (1) NO963175D0 (de)

Families Citing this family (75)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6289116B1 (en) 1996-09-27 2001-09-11 Semiconductor Insights, Inc. Computer-assisted design analysis method for extracting device and interconnect information
CA2216900C (en) * 1996-10-01 2001-12-04 Semiconductor Insights Inc. Method to extract circuit information
US6068598A (en) * 1998-12-01 2000-05-30 General Electric Company Method and apparatus for automatic Doppler angle estimation in ultrasound imaging
US6464641B1 (en) 1998-12-01 2002-10-15 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Method and apparatus for automatic vessel tracking in ultrasound imaging
US6221020B1 (en) * 1999-04-22 2001-04-24 G.E. Medical Systems Global Technology Company, Llc System and method for providing variable ultrasound analyses in a post-storage mode
US6174287B1 (en) * 1999-06-11 2001-01-16 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound system and method for continuous M-mode imaging and periodic imaging of contrast agents
ITSV20000018A1 (it) * 2000-05-05 2001-11-05 Esaote Spa Metodo ed apparecchio per il rilevamento di immagini ecografiche, in particolare di corpi in movimento di tessuti di flussi o simili
US6537221B2 (en) 2000-12-07 2003-03-25 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Strain rate analysis in ultrasonic diagnostic images
FR2819919A1 (fr) * 2001-01-23 2002-07-26 Koninkl Philips Electronics Nv Suivi de la deformation d'une structure lineique sur une image d'une sequence d'images d'un organe deformable dans le temps
JP2002306477A (ja) * 2001-04-11 2002-10-22 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波送受信方法、超音波送受信装置、超音波撮影方法および超音波撮影装置
US6589175B2 (en) 2001-04-30 2003-07-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Real-time arbitrary mmode for ultrasonic imaging system
US6547738B2 (en) 2001-05-03 2003-04-15 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for using ultrasound with contrast agent
US7245746B2 (en) * 2001-06-12 2007-07-17 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Ultrasound color characteristic mapping
US6579240B2 (en) 2001-06-12 2003-06-17 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Ultrasound display of selected movement parameter values
US6863655B2 (en) * 2001-06-12 2005-03-08 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Ultrasound display of tissue, tracking and tagging
US6592522B2 (en) 2001-06-12 2003-07-15 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Ultrasound display of displacement
US6652462B2 (en) 2001-06-12 2003-11-25 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc. Ultrasound display of movement parameter gradients
JP2003010183A (ja) * 2001-07-02 2003-01-14 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
WO2003071950A1 (en) * 2002-02-27 2003-09-04 Amid Srl M-tracking for space-time imaging
JP4018450B2 (ja) * 2002-05-27 2007-12-05 キヤノン株式会社 文書管理システム、文書管理装置、認証方法、コンピュータ読み取り可能なプログラム、及び記憶媒体
US7041061B2 (en) * 2002-07-19 2006-05-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for quantification of cardiac wall motion asynchrony
JP4202697B2 (ja) * 2002-08-12 2008-12-24 株式会社東芝 超音波診断装置、超音波画像表示装置および超音波画像表示方法
DE10247150B4 (de) * 2002-10-09 2007-08-02 Siemens Ag Verfahren zum Bearbeiten von Magnetresonanzrohdaten
JP4503238B2 (ja) * 2003-04-17 2010-07-14 株式会社日立メディコ 生体組織の運動表示方法及び画像診断装置
US7909766B2 (en) * 2003-05-21 2011-03-22 Scimed Life Systems, Inc. Systems and methods for improving the imaging resolution of an imaging transducer
US20040249257A1 (en) * 2003-06-04 2004-12-09 Tupin Joe Paul Article of manufacture for extracting physiological data using ultra-wideband radar and improved signal processing techniques
US7563229B2 (en) 2003-06-11 2009-07-21 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Method and apparatus for automatically measuring delay of tissue motion and deformation
US7731660B2 (en) * 2003-07-25 2010-06-08 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Phase selection for cardiac contrast assessment
US20050033123A1 (en) * 2003-07-25 2005-02-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Region of interest methods and systems for ultrasound imaging
JP2005087594A (ja) * 2003-09-19 2005-04-07 Hitachi Medical Corp 画像診断装置
CN100349549C (zh) * 2003-10-29 2007-11-21 福州大学 全方向m型心动图的速度场和加速度场的检测方法及其装置
US20050096543A1 (en) * 2003-11-03 2005-05-05 Jackson John I. Motion tracking for medical imaging
KR100748178B1 (ko) * 2005-01-05 2007-08-09 주식회사 메디슨 임의 m-모드 영상을 디스플레이하는 초음파 진단 시스템및 방법
EP1731102A1 (de) 2005-06-08 2006-12-13 Esaote S.p.A. Verfahren zur Messung und Darstellung zeitveränderlicher Ereignisse
CN100525711C (zh) * 2005-08-29 2009-08-12 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于运动插值的解剖m型成像方法和装置
WO2007092054A2 (en) 2006-02-06 2007-08-16 Specht Donald F Method and apparatus to visualize the coronary arteries using ultrasound
EP2005890A2 (de) * 2006-03-31 2008-12-24 National University Corporation Kyoto Institute of Technology Bildaufbereitungsvorrichtung, ultraschallvorrichtung damit und bildaufbereitungsverfahren
WO2008017051A2 (en) 2006-08-02 2008-02-07 Inneroptic Technology Inc. System and method of providing real-time dynamic imagery of a medical procedure site using multiple modalities
EP2088932B1 (de) 2006-10-25 2020-04-08 Maui Imaging, Inc. Verfahren und vorrichtung zur herstellung von ultraschallbildern mithilfe mehrerer öffnungen
US8463361B2 (en) 2007-05-24 2013-06-11 Lifewave, Inc. System and method for non-invasive instantaneous and continuous measurement of cardiac chamber volume
US9282945B2 (en) 2009-04-14 2016-03-15 Maui Imaging, Inc. Calibration of ultrasound probes
US9339256B2 (en) 2007-10-01 2016-05-17 Maui Imaging, Inc. Determining material stiffness using multiple aperture ultrasound
US9247926B2 (en) 2010-04-14 2016-02-02 Maui Imaging, Inc. Concave ultrasound transducers and 3D arrays
WO2009094646A2 (en) 2008-01-24 2009-07-30 The University Of North Carolina At Chapel Hill Methods, systems, and computer readable media for image guided ablation
US9826959B2 (en) 2008-11-04 2017-11-28 Fujifilm Corporation Ultrasonic diagnostic device
US8554307B2 (en) 2010-04-12 2013-10-08 Inneroptic Technology, Inc. Image annotation in image-guided medical procedures
US8690776B2 (en) 2009-02-17 2014-04-08 Inneroptic Technology, Inc. Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image guided surgery
US8641621B2 (en) 2009-02-17 2014-02-04 Inneroptic Technology, Inc. Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image management in image-guided medical procedures
US11464578B2 (en) 2009-02-17 2022-10-11 Inneroptic Technology, Inc. Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image management in image-guided medical procedures
US9002427B2 (en) 2009-03-30 2015-04-07 Lifewave Biomedical, Inc. Apparatus and method for continuous noninvasive measurement of respiratory function and events
KR101659723B1 (ko) 2009-04-14 2016-09-26 마우이 이미징, 인코포레이티드 복수 개구 초음파 어레이 정렬 설비
JP5759451B2 (ja) 2009-04-22 2015-08-05 ライフウェーブ,インコーポレーテッド 胎児監視システム
KR102121040B1 (ko) 2010-02-18 2020-06-09 마우이 이미징, 인코포레이티드 초음파 이미지를 구성하는 방법 및 이를 위한 다중-개구 초음파 이미징 시스템
US9668714B2 (en) 2010-04-14 2017-06-06 Maui Imaging, Inc. Systems and methods for improving ultrasound image quality by applying weighting factors
KR101511084B1 (ko) 2012-10-11 2015-04-10 삼성메디슨 주식회사 의료 화상 표시 방법, 장치 및 사용자 인터페이스 화면 생성 방법
WO2012051305A2 (en) 2010-10-13 2012-04-19 Mau Imaging, Inc. Multiple aperture probe internal apparatus and cable assemblies
EP2785253B1 (de) 2011-12-01 2023-11-15 Maui Imaging, Inc. Bewegungserfassung unter verwendung von ping-basiertem doppler-ultraschall mit mehreren aperturen
US9265484B2 (en) 2011-12-29 2016-02-23 Maui Imaging, Inc. M-mode ultrasound imaging of arbitrary paths
WO2013116240A1 (en) 2012-01-30 2013-08-08 Inneroptic Technology, Inc. Multiple medical device guidance
CN104620128B (zh) 2012-08-10 2017-06-23 毛伊图像公司 多孔径超声探头的校准
IN2015DN00764A (de) 2012-09-06 2015-07-03 Maui Imaging Inc
US9510806B2 (en) 2013-03-13 2016-12-06 Maui Imaging, Inc. Alignment of ultrasound transducer arrays and multiple aperture probe assembly
US10314559B2 (en) 2013-03-14 2019-06-11 Inneroptic Technology, Inc. Medical device guidance
US9883848B2 (en) 2013-09-13 2018-02-06 Maui Imaging, Inc. Ultrasound imaging using apparent point-source transmit transducer
KR102185727B1 (ko) * 2014-01-28 2020-12-02 삼성메디슨 주식회사 초음파 진단 장치 및 그 동작방법
EP3182900B1 (de) 2014-08-18 2019-09-25 Maui Imaging, Inc. Netzwerkbasiertes ultraschallabbildungssystem
US9901406B2 (en) 2014-10-02 2018-02-27 Inneroptic Technology, Inc. Affected region display associated with a medical device
JP7127986B2 (ja) 2014-11-18 2022-08-30 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 組織特性を視覚化する装置
US10188467B2 (en) 2014-12-12 2019-01-29 Inneroptic Technology, Inc. Surgical guidance intersection display
US9949700B2 (en) 2015-07-22 2018-04-24 Inneroptic Technology, Inc. Medical device approaches
US10856846B2 (en) 2016-01-27 2020-12-08 Maui Imaging, Inc. Ultrasound imaging with sparse array probes
US9675319B1 (en) 2016-02-17 2017-06-13 Inneroptic Technology, Inc. Loupe display
US10278778B2 (en) 2016-10-27 2019-05-07 Inneroptic Technology, Inc. Medical device navigation using a virtual 3D space
US11259879B2 (en) 2017-08-01 2022-03-01 Inneroptic Technology, Inc. Selective transparency to assist medical device navigation
US11484365B2 (en) 2018-01-23 2022-11-01 Inneroptic Technology, Inc. Medical image guidance

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4236757A1 (en) * 1991-10-31 1993-05-06 Fujitsu Ltd., Kawasaki, Kanagawa, Jp Ultrasonic diagnostic appts. e.g. to generate tomographic images - senses minute tissue displacements and generates corresp. data for creating tomographic image.
JPH06285065A (ja) * 1993-03-31 1994-10-11 Toshiba Corp 超音波ドプラ診断装置
DE19531419A1 (de) * 1994-08-30 1996-03-07 Vingmed Sound As Verfahren zur Erzeugung anatomischer M-Modus-Anzeigebilder

Family Cites Families (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4398540A (en) * 1979-11-05 1983-08-16 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha Compound mode ultrasound diagnosis apparatus
JPS5883942A (ja) * 1981-11-12 1983-05-19 株式会社東芝 超音波パルスドツプラ装置
JPS5897347A (ja) * 1981-12-03 1983-06-09 株式会社東芝 超音波診断装置
US5165413A (en) * 1988-09-13 1992-11-24 Acuson Corporation Steered linear color doppler imaging
EP0383288B1 (de) * 1989-02-16 1996-11-27 Fujitsu Limited Ultraschalldiagnosegerät zum Charakterisieren von Gewebe durch Analyse von Rückstreustrahlung
US5170792A (en) * 1989-11-27 1992-12-15 Acoustic Imaging Technologies Corporation Adaptive tissue velocity compensation for ultrasonic Doppler imaging
WO1991019457A1 (en) * 1990-06-12 1991-12-26 University Of Florida Automated method for digital image quantitation
JPH0454682A (ja) * 1990-06-22 1992-02-21 Toshiba Corp 立体画像処理方法及びその装置
JPH0475645A (ja) * 1990-07-19 1992-03-10 Toshiba Corp 超音波診断装置
US5197477A (en) * 1990-10-12 1993-03-30 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic doppler flow measurement system with tissue motion discrimination
JPH0793927B2 (ja) * 1990-11-02 1995-10-11 富士通株式会社 超音波カラードプラ診断装置
JP3187148B2 (ja) * 1991-08-26 2001-07-11 株式会社東芝 超音波診断装置
JPH05137716A (ja) * 1991-11-18 1993-06-01 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP3248001B2 (ja) * 1992-03-19 2002-01-21 株式会社日立メディコ 三次元カラードプラ画像表示方法及びその装置
US5425365A (en) * 1992-03-26 1995-06-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic diagnosis apparatus utilizing Doppler technique
US5622174A (en) * 1992-10-02 1997-04-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic diagnosis apparatus and image displaying system
JPH06285064A (ja) * 1993-04-07 1994-10-11 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2791255B2 (ja) * 1992-10-02 1998-08-27 株式会社東芝 超音波カラードプラ断層装置
US5285788A (en) * 1992-10-16 1994-02-15 Acuson Corporation Ultrasonic tissue imaging method and apparatus with doppler velocity and acceleration processing
US5379769A (en) * 1992-11-30 1995-01-10 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus for displaying an image in a three-dimensional image and in a real time image and a display method thereof
JP3343390B2 (ja) * 1993-04-09 2002-11-11 フクダ電子株式会社 超音波診断装置
JPH06315483A (ja) * 1993-05-07 1994-11-15 Yokogawa Medical Syst Ltd 超音波診断装置
US5415171A (en) * 1993-08-09 1995-05-16 Hewlett-Packard Company Phase imaging and myocardial performance
IT1268599B1 (it) * 1994-01-14 1997-03-06 Igea Srl Sistema di misura ad ultrasuoni per la rilevazione della densita' e struttura ossea.
JP3045642B2 (ja) * 1994-01-25 2000-05-29 アロカ株式会社 超音波診断装置
JPH07204201A (ja) * 1994-01-25 1995-08-08 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JPH07255721A (ja) * 1994-03-18 1995-10-09 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
US5413105A (en) * 1994-05-09 1995-05-09 Diasonics Ultrasound, Inc. Median temporal filtering of ultrasonic data
JP3833282B2 (ja) * 1994-06-24 2006-10-11 株式会社東芝 超音波診断装置
JP2742218B2 (ja) * 1994-07-08 1998-04-22 アロカ株式会社 超音波診断装置
JP3844799B2 (ja) * 1994-07-22 2006-11-15 株式会社東芝 超音波診断装置、超音波診断用のデータ処理方法、及びプログラム
US5615680A (en) * 1994-07-22 1997-04-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Method of imaging in ultrasound diagnosis and diagnostic ultrasound system
JPH09147049A (ja) * 1995-11-17 1997-06-06 Oki Electric Ind Co Ltd ナンバープレート位置検出装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4236757A1 (en) * 1991-10-31 1993-05-06 Fujitsu Ltd., Kawasaki, Kanagawa, Jp Ultrasonic diagnostic appts. e.g. to generate tomographic images - senses minute tissue displacements and generates corresp. data for creating tomographic image.
JPH06285065A (ja) * 1993-03-31 1994-10-11 Toshiba Corp 超音波ドプラ診断装置
DE19531419A1 (de) * 1994-08-30 1996-03-07 Vingmed Sound As Verfahren zur Erzeugung anatomischer M-Modus-Anzeigebilder
US5515856A (en) * 1994-08-30 1996-05-14 Vingmed Sound A/S Method for generating anatomical M-mode displays

Also Published As

Publication number Publication date
JP2007268306A (ja) 2007-10-18
JPH1071147A (ja) 1998-03-17
ITMI971726A1 (it) 1999-01-22
JP4398520B2 (ja) 2010-01-13
DE19732189A1 (de) 1998-02-05
JP4348383B2 (ja) 2009-10-21
IT1293746B1 (it) 1999-03-10
US5820561A (en) 1998-10-13
NO963175D0 (no) 1996-07-30
JP4364920B2 (ja) 2009-11-18
FR2751862B1 (fr) 2000-02-04
JP2007268307A (ja) 2007-10-18
FR2751862A1 (fr) 1998-02-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE19732189B4 (de) Analyse und Messung zeitlicher Gewebegeschwindigkeitsinformationen
DE60012305T2 (de) Ultraschallbildverarbeitungsverfahren und -system zur darstellung einer kompositbildsequenz eines arteriensegments
DE69527409T2 (de) Diagnostische Ultraschall-Abtastung für dreidimensionale Anzeige
DE19531419B4 (de) Verfahren zur Erzeugung anatomischer M-Modus-Anzeigebilder
DE69807575T2 (de) Ultraschall-Bildaufnahmesystem mit Doppler Verfolgung der Gewebebewegung
EP1092148B1 (de) Ein system zur schnellen berechnung von dehnungsbildern aus hochfrequenten ultraschall-echosignalen
DE69809538T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Bild-Aufnahme mit Ultraschall
DE102007015527B4 (de) Querverweis-Messung für die diagnostische medizinische Bildgebung
DE69624978T2 (de) Kontinuierliche Anzeige von Blutströmungsinformationen
DE69433497T2 (de) Ultraschallsystem zur Messung einer Strömung unter Verwendung des Puls-Dopplereffekts mit zweidimensionaler Autokorrelationsverarbeitung
DE3686401T2 (de) Darstellung von stromlinien in inhomogenen medien.
DE60302794T2 (de) Verfahren zur Bestimmung von Gewebedeformation und Gewebegeschwindigkeitsvektoren mittels Ultraschallbilddarstellung
DE19611990C2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung von großen, zusammengesetzten Ultraschallbildern
DE69130975T2 (de) Nichtinvasive Analyse von myokardialen Bewegungen durch Phasenkontrast-Abbildungen der myokardialen Geschwindigkeits-Aufzeichnungen mittels magnetischer Resonanz
DE102007020314A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Messung eines Flusses durch eine Herzklappe
DE112012003583T5 (de) Verfahren zur Erfassung und Verfolgung einer Nadel
DE4236757C2 (de) Ultraschalldiagnosegerät
DE102005016944A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zum Erfassen anatomischer Strukturen
DE69839016T2 (de) Bilderzeugung mittels ultraschall zur anzeige von gewebespannungen
DE10392310T5 (de) Ultraschall-Lokalisierung von anatomischen Bezugspunkten
DE112007001982T5 (de) Impuls-Echogerät
DE102007020862A1 (de) Benutzerschnittstelle und Verfahren zum Anzeigen von Informationen in einem Ultraschallsystem
DE202004021722U1 (de) Vorrichtung zum Gewinnen eines Volumenscans eines sich periodisch bewegenden Objekts
DE2329385A1 (de) Verfahren zur darstellung der informationen bei der ultraschall-echoskopie
DE69318458T2 (de) Ultraschall-Diagnostik-Gerät mit Doppler-Technik

Legal Events

Date Code Title Description
8110 Request for examination paragraph 44
8125 Change of the main classification

Ipc: A61B 808

R016 Response to examination communication
R018 Grant decision by examination section/examining division
R071 Expiry of right
R020 Patent grant now final