УЛЬТРАЗВУКОВАЯ СИСТЕМА С ДИНАМИЧЕСКИ АВТОМАТИЗИРОВАННОЙ УСТАНОВКОЙ ПАРАМЕТРОВ ПОТОКОВОЙ ДОППЛЕРОГРАФИИ ПРИ ДВИЖЕНИИ КОНТРОЛЬНОГО ОБЪЕМА
ULTRASOUND SYSTEM WITH DYNAMICALLY AUTOMATED SETTING OF FLOW DOPPLER SONOGRAPHY PARAMETERS DURING MOVEMENT OF CONTROL VOLUME

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