DE19532116A1

DE19532116A1 - Analyse und Messung von Gewebe-Veränderungen über der Zeit

Info

Publication number: DE19532116A1
Application number: DE19532116A
Authority: DE
Inventors: Bjoern Olstad; Torbjoern Bakke
Original assignee: Vingmed Sound AS
Current assignee: Vingmed Sound AS
Priority date: 1994-09-02
Filing date: 1995-08-31
Publication date: 1996-03-07
Also published as: ITMI951825A0; US5476096A; NO943269D0; IT1277512B1; JPH08294488A; ITMI951825A1; FR2724245B1; FR2724245A1

Description

Die Erfindung betrifft das Gebiet der Ultraschalldiagno se lebender biologischer Strukturen, und insbesondere Verfahren zur Analyse und Messung von zeitlichen Gewebe- Veränderungen in Echtzeit mittels Ultraschallsignalen, um eine qualitative Verbesserung der Gewebebilder und eine qualitative und quantitative Charakterisierung der Abmessungen/der Form der abgebildeten Objekte zu erzie len.

Techniken zur Echtzeit-Erfassung einer Sequenz von Ul traschall-2D-Bildern sind im Stand der Technik bekannt. Techniken zur in Echtzeit durchgeführten zeitlichen Filterung von 2D-Bildern mittels eines rekursiven Fil ters gehören ebenfalls zum Stand der Technik. Der Stand der Technik umfaßt zudem Techniken zum Erhalt einer binären Quantifikation eines gegebenen Objektes auf der Basis einer Schwellenwertbildung der Information in einem einzelnen 2D-Bild [M.E. Mewlett und T.A. Shoup, Time measurements, US-Patent 5,195,521, 23. März 1993; J. Serra, Image Analysis and Mathematical Morphology, Academic Press, London 1982]. Zum Stand der Technik gehören ferner Techniken zum Berechnen des Flächenberei ches eines binären 2D-Objektes und Volumen-Schätzungen auf der Basis eines binären 2D-Objektes und von Annahmen zur 3d-Geometrie [US-Patent 5,195,521; J.Serra, a.a.O.].

Die Erfindung betrifft eine Kombination aus einer zeit lichen Analyse, die auf einer gegebenen Anzahl von Ul traschall-2D-Bildern, neuen Prinzipien zur zeitlichen Analyse von Ultraschallsignalen und der eventuellen Nachverarbeitung der Ergebnisse der zeitlichen Analyse unter Verwendung räumlicher Verarbeitung mit einer soft ware/benutzersteuerbaren Bemessung der örtlichen Umge bung basiert. Mit der Erfindung werden ferner die Ex traktion mehrerer verbundener Komponenten aus dem binä ren 2D-Objekt und die gleichzeitige Messung und Anzeige von Eigenschaften beschrieben, die mit mehreren Hohlräu men in dem abgebildeten Meßfeld assoziiert sind. Schließlich schafft die Erfindung Verfahren, um die erhaltenen Ergebnisse der automatischen Quantifikation in dem Aufbau von 3D- und 4D-Geometrien in einer dreidi mensionaler Ultraschall-Abbildung zu verwenden.

Es ist Aufgabe der Erfindung, die Information, die in einer zeitlichen Sequenz von Ultraschallbildern vorhan den - und in einem einzelnen 2D-Bild oft unzureichend definiert - ist, zu den folgenden Zwecken zu verwenden:

1. Verbesserung der Qualität der 2D-Gewebebilder,
2. neue Modalitäten wie z. B. Abbildungsindikatoren spezifischer Fluid- oder Gewebe-Kategorien ein schließlich des Vorhandenseins von Ultraschall-Kon trastmitteln, und
3. robuste qualitative und quantitative Charakterisie rungen der Abmessung/Form der in kombinierter zeit licher und räumlicher Analyse detektierten Objekte.

Die Erfindung gibt ferner an, wie die Ergebnisse einer bei der 2D-Abbildung erfolgten automatischen Quantisie rung verwendet werden können, um bei der Ultraschall-3D- Abbildung die qualitative und quantitative Abmessung/ Form effizient zu berechnen, ohne aus den einzelnen 2D- Bildern dreidimensionale Bilder zu rekonstruieren.

Die Implementierung der zeitlichen Verarbeitung unter scheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß eine gegebene Anzahl von Einzelbildern zur Verfügung steht, um eine zeitliche Analyse in Echtzeit mittels jedes beliebigen Algorithmus durchzuführen. Dies ermöglicht die Verwendung einer Vielzahl möglicher Algorithmen einschließlich einer datenabhängigen Verbesserung des 2D-Bildes und der Abbildung neuer Modalitäten wie z. B. des Vorhandenseins von Ultraschall-Kontrastmitteln. Diese Abbildung wird im Rahmen der Erfindung beschrie ben.

Der vorgeschlagene verbesserte Algorithmus für 2D-Gewebe unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß er monotone Segmente in der zeitlichen Richtung örtlich beibehält. Durch diese Eigenschaft ist gewährleistet, daß das mögliche Risiko einer Beeinflussung der Wandbe wegungen bei einer Sequenz von 2D-Bildern minimiert wird. Ferner können bestimmte Phänomene menschliche Herzklappen speziell behandelt werden, und somit wird eine Feinabstimmung des Filtereffekts in Abhängigkeit von dem örtlichen Inhalt des abgebildeten Meßfeldes durchgeführt.

Die vorgeschlagene Implementierung des verbesserten Algorithmus zur 2D-Gewebeabbildung basiert auf einer Approximation mit mehreren örtlich monotonen Signalen und unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß die monotone Eigenschaft in optimaler Weise ausge nutzt, die zeitliche Auflösung in den gefilterten Bil dern beibehalten und ein zeitweises Verschwimmen an Grenzbereichen vermieden wird.

Die Quantifikation binärer 2D-Objekte unterscheidet sich vom Stand der Technik aufgrund der Tatsache, daß sie auf der Information in einer gegebenen Anzahl aufeinander folgender 2D-Bilder und nicht auf einem einzigen 2D-Bild basiert und somit unter Verwendung des gesamten Potenti als erfolgen kann, das im Rahmen der Erfindung im Zu sammenhang mit der zeitlichen Analyse beschrieben wird. Ferner wird ein räumliches Filter mit einer software/ benutzersteuerbaren Bemessung der örtlichen Umgebung derart benutzt, daß die Auflösung der Detektionsergeb nisse so geregelt werden kann, daß diese die Qualität und statistische Signifikanz der zugrundeliegenden Ul traschallbilder reflektiert.

Die Messung und die Anzeige der Ergebnisse der binären Quantifikation unterscheiden sich vom Stand der Technik darin, daß mehrere verbundene Komponenten extrahiert und gemessen werden können und die zugehörigen Eigenschaften gleichzeitig angezeigt werden können.

Mit der Erfindung wird beschrieben, wie die Ergebnisse einer automatischen Quantifikation in der Charakterisie rung einer Ultraschall-2D-Abbildung verwendet werden können, um bei der Ultraschall-3D-Abbildung eine Wieder gabe von 3D-Strukturen zu erhalten. Diese Techniken unterscheiden sich vom Stand der Technik dadurch, daß für 3D-Objekte die qualitative und quantitative Informa tion zur Abmessung/Form mit verringertem Verarbeitungs aufwand erhalten werden kann, da die beim Stand der Technik für Ultraschall-3D-Abbildung vorgesehene Voxel- Rekonstruktion vermieden wird [E. Steen and B. Olstad, Scale-space and boundary detection in ultrasonic ima ging, using signal-adaptive anisotropic diffusion, Pro ceedings of SPIE Medical Imaging ′94, Newport Beach, California, 1994].

Vor dem Hintergrund der bekannten Techniken geht die vorliegende Erfindung von bekannten Verfahren zur Erfas sung von 2D- und 3D-Ultraschallbildern aus. Mit der Erfindung werden neue Techniken zur digitalen Analyse einer Sequenz aufeinanderfolgender Ultraschallbilder beschrieben, und es wird erläutert, wie dieser Vorgang organisiert werden kann, um verbesserte 3D-Gewebebilder oder eine Anzeige neuer Modalitäten, einschließlich der Abbildung von Ultraschall-Kontrastmitteln, zu erhalten. Die Erfindung gibt ferner an, wie die Ergebnisse der zeitlichen Analyse mit einem räumlichen Verarbeitungs schema kombiniert werden können, um eine binäre Wieder gabe einer gegebenen Fluid- oder Gewebe-Kategorie zu erhalten, die aus der in der kompletten Sequenz der Ultraschall-2D-Bildern enthaltenen Information extra hiert wird. Das binäre Bild wird in mehrere verbundene Komponenten aufgeteilt, und die zugehörigen Messungen werden berechnet und gleichzeitig in Echtzeit angezeigt. Mit der Erfindung wird ferner vorgeschlagen, wie die Ergebnisse der automatischen Quantifikation derart inte griert werden können, daß man aus dreidimensionalen Ul traschall-Abbildungen 3D- und 4D-Geometrien erhält. Die besonderen neuen Merkmale des Verfahrens gemäß der Er findung sind in den Ansprüchen aufgeführt.

Die mit der Erfindung erzielten Vorteile lassen sich wie folgt zusammenfassen:

1. Die zeitliche Verarbeitung gemäß der Erfindung er folgt unter Verwendung einer gegebenen Anzahl von Ultraschallbildern, die zur Echtzeit-Analyse mittels eines jeden Algorithmus verfügbar gemacht werden.
2. Der eine zeitliche Verbesserung erzielende Algorith mus für 2D-Gewebe hält örtlich monotone Segmente bei, so daß das Risiko einer Beeinträchtigung der Wandbewegung bei einer Sequenz von 2D-Bildern mini miert wird. Ferner wird die Bildfrequenz der Origi nal-Bildsequenz beibehalten, und Klappen und andere bildabhängige Merkmale können unzweideutig behandelt werden.
3. Die Erfindung gibt an, wie neue Bildmodalitäten durch Extraktion von Information aus den zeitlichen Entwicklungen erzeugt werden können. Insbesondere wird mit der Erfindung beschrieben, wie Ultraschall- Kontrastmittel in dem abgebildeten Meßfeld gekenn zeichnet werden können.
4. Bild-Fluid- oder Gewebe-Kategorien werden entspre chend der kompletten Information, die in einer Se quenz von 2D-Bildern enthalten ist, in Echtzeit identifiziert. Ferner wird die räumliche Verarbei tung mit einer Größe der räumlichen Umgebung durch geführt, die durch den Benutzer/die Software regu liert werden kann, um die Qualität und die statisti sche Signifikanz der zugrundeliegenden Sequenz von Ultraschallbildern zu reflektieren.
5. Die binären Quantifikationen können in mehrere ver bundene Komponenten aufgeteilt und gleichzeitig gemessen werden.
6. Die Ergebnisse der automatischen Quantifikation wer den verwendet, um bei der Ultraschall-3D-Abbildung qualitative und quantitative Abmessungs/Form-Infor mation über 3D-Objekte mit verringertem Verarbei tungsaufwand zu erhalten, da die beim Stand der Technik für Ultraschall-3D-Abbildung durchgeführte Voxel-Rekonstruktion entfällt.

Im folgenden wird die Erfindung im Zusammenhang mit den Figuren näher erläutert.

Im einzelnen zeigen:

Fig. 1 eine Anordnung mit 5 Einzelbildern, 2 Bildver zögerungen durch den Filterprozeß, nonrekursiver Filterung, Quantisierung relativ zu dem dritten Bild, Filterung in einer einzigen Speicher-Bank, und Mischung des Ergebnisses der Filterung und des originalen dritten Bildes,

Fig. 2 eine Anordnung, der derjenigen gemäß Fig. 1 mit Ausnahme der Tatsache gleicht, daß das vierte Bild das gefilterte Bild statt des alten Inhal tes des dritten Bildes empfängt, um eine rekur sive Filterung zu bewirken,

Fig. 3 eine Anordnung, der derjenigen gemäß Fig. 1 mit Ausnahme der Tatsache gleicht, daß die Datenein gabe derart modifiziert ist, daß die Daten nicht durch den Filterprozeß verzögert werden,

Fig. 4 eine der Anordnung gemäß Fig. 3 gleichende An ordnung, bei der jedoch eine mögliche Modifika tion für rekursive Filterung angezeigt worden ist,

Fig. 5 eine Darstellung der Weise, in der zeitliche Signale für verschiedene räumliche Positionen in einem 2D-Meßfeld erzeugt werden,

Fig. 6 eine Darstellung eines zeitlichen Signals, das durch eine sich schnell bewegende Struktur er zeugt wird, die eine gegebene räumliche Koor dinate passiert,

Fig. 7 eine Darstellung der Weise, in der das Strahl- Muster zyklisch versetzt werden kann,

Fig. 8 eine Darstellung der räumlichen Umgebung, die bei der in Echtzeit erfolgenden räumlichen Nach verarbeitung der bei der zeitlichen Analyse erhaltenen Charakterisierungen verwendet wird,

Fig. 9 ein binäres Indikatorbild mit zwei verbundenen Komponenten, und

Fig. 10 eine Darstellung der Weise, in der binäre Indi katorbilder in die dreidimensionale Ultraschall- Abbildung integriert werden können, um Charak terisierungen der kompletten dreidimensionalen Geometrie des abgebildeten Objektes zu erhalten.

Die Vorrichtung zur zeitlichen Analyse

Techniken zur in Echtzeit erfolgenden Erfassung einer Sequenz von Ultraschallbildern gehören zum Stand der Technik. Normalerweise werden die Einzelbilder zeitlich in einem Ring-Puffer gespeichert, der Einzelbilder in nerhalb des Ultraschall-Scanners hält, und zwar zwecks Wiedergabe und Editierung zu einem späteren Zeitpunkt. Auch das Prinzip der zeitlichen Filterung von Ultra schallbildern gehört zum Stand der Technik. Die meisten Ultraschall-Scanner verwenden ein etwa in der folgenden Weise ausgelegtes Filterungsschema:

I_F(τ, θ) = α · I_F(τ, θ) + (1-α) · I_M(τ, θ) (1),

wobei I_F das auf der Anzeigeeinheit angezeigte gefilter te Bild und I_M die Einzelbilder repräsentiert, die von dem Ultraschall-Scanner direkt gemessen werden. Die Gleichung (1) wird für jeden Bereich und jede Abtastzei le in dem Bild, die durch τ bzw. θ repräsentiert sind, wiederholt. Der Parameter α wird verwendet, um zu re geln, wie weit zurück Ultraschallbilder in dem zeitli chen Filter gemittelt werden sollen.

Mit der Erfindung wird eine Vorrichtung beschrieben, mittels derer die Meßsignale in einem kompletten Zeit- Fenster für die digitale Analyse verfügbar gemacht wer den. Fig. 1, 2, 3 und 4 zeigen Blockschaltbilder zur Veranschaulichung der Weise, in der dies erreicht wird. Bei dem vorliegenden Beispiel liegt eine Anzahl von fünf gemessenen Einzelbildern vor, die für die digitale Ana lyse verfügbar gemacht werden, und diese Bilder sind in den Figuren als "Bild 0", "Bild 1", "Bild 2", "Bild 3" und "Bild 4" bezeichnet. Jedes dieser Bilder enthält die abgebildeten Werte oder die abgeleiteten Bildwerte, die zu jeder τ- und θ-Koordinate in dem abgebildeten Meßfeld aufgezeichnet werden. Das digitale zeitliche Filter wird dann als Funktion einer Zeitsequenz gemäß der folgenden Gleichung berechnet:

I_F = T(Bild 0(τ, θ), . . . , Bild N(τ, θ)) (2).

N repräsentiert die gegebene Anzahl von Einzelbildern, die bei der zeitlichen Analyse verwendet werden, und die Gleichung wird für jeden Bereich und jede Abtastzeile in den Bildern wiederholt. Nach jeder neuen Bild-Erfassung wird das neue Bild oder ein Bild mit abgeleiteten Zusät zen als "Bild 0" eingefügt, das N-te Bild wird gelöscht, und die übrigen Bilder werden logisch um eine Position nach rechts versetzt. Somit enthält das als "Bild k" bezeichnete Bild das Bild, das k Zeitschritte zuvor aufgenommen wurde, wobei ein Zeitschritt die Erfassungs zeit für ein einzelnes 2D-Bild repräsentiert. In Fig. 1, 2, 3 und 4 ist eines der Bilder als "zentrales Bild" bezeichnet. Dieses Bild ist dasjenige Einzelbild, das mit dem Ausgangssignal der zeitlichen Filterung korre spondiert.

Aus Fig. 1, 2, 3 und 4 ist ferner ersichtlich, wie eine quantisierte Bit-Darstellung gemäß dem zeitlichen Signal erzeugt werden kann. Die Bit-Darstellung wird mittels einer der beiden folgenden Techniken erzeugt:

1. Jeder der Werte wird mit einer gegebenen Anzahl von Bits quantisiert, wobei entweder eine direkte, li neare Quantisierung oder eine herkömmliche Quanti sierung zwecks optimaler, nichtlinearer Vektorquan tisierung angewandt wird. Die Anzahl der Bits kann ungleichmäßig derart über das zeitliche Signal ver teilt sein, daß Werte in der Nähe des "zentralen Bildes" zahlreiche Bits benutzen und weit von dem "zentralen Bild" entfernte Werte wenige Bits benut zen und somit lediglich mit grober Quantisierung repräsentiert werden.
2. Es werden nur die Differenzen von dem Wert in dem "zentralen Bild" mit einer gegebenen Anzahl von Bits quantisiert, wobei entweder eine direkte, lineare Quantisierung oder eine herkömmliche Quantisierung zwecks optimaler, nichtlinearer Vektorquantisierung angewandt wird. Die Anzahl der Bits kann wiederum ungleichmäßig derart über das zeitliche Signal ver teilt sein, daß Werte in der Nähe des "zentralen Bildes" zahlreiche Bits benutzen und weit von dem "zentralen Bild" entfernte Werte wenige Bits benut zen und folglich nur mit grober Quantisierung re präsentiert werden. In diesem Fall ist das zeitliche Filter unabhängig von dem Gleichstrompegel in dem Signal, und der Original-"Zentralbild"-Wert muß zurückaddiert werden, um den korrekten Gleichstrom pegel wiederherzustellen. Fig. 1, 2, 3 und 4 ver anschaulichen dieses Prinzip mit einem "Volumen (PROM)", das das Ergebnis der Filterung mit dem Original-"Zentralbild"-Wert mischt und die Stärke des abschließenden zeitlichen Filters regeln kann.

Die quantisierte Bit-Darstellung kann verwendet werden, um eine quantisierte Darstellung des originalen zeit lichen Signals wiederherzustellen. Somit wird das tat sächliche Filter aufgebaut, indem sämtliche möglichen Bit-Darstellungen durchlaufen werden, das originale zeitliche Signal wiederhergestellt wird, ein zeitliches Filter mittels jedes beliebigen Algorithmus in einem Computer berechnet und das Ergebnis an der der Bit-Dar stellung zugeordneten Adresse gespeichert wird. An schließend wird das Echtzeit-Filter als Nachschlagen in einer Speicher-Bank realisiert, die die vorberechneten Filterungsergebnisse an der Adresse enthält, die durch die quantisierte Bit-Darstellung des zeitlichen Signals vorgegeben ist. In Fig. 1, 2, 3 und 4 ist dieses Prin zip anhand eines Beispiels veranschaulicht. Das Modul "Filter LUT(PROM)" hält das vorberechnete Filter in einem Speicher-Modul mit 2¹⁸ Byte = 256 KByte, das durch die quantisierte Bit-Darstellung von 4+5+5+4 = 18 Bit indiziert ist. Die Abmessungen der Speicher-Module neh men exponential mit der Anzahl von Bits in der quanti sierten Darstellung des zeitlichen Signals zu. Große Zeit-Fenster mit detaillierter Quantisierung können durch einen ähnlichen Ansatz realisiert werden. In die sem Fall wird das zeitliche Signal in Bit-Sequenzen zerlegt, die unabhängig mit direktem Speicherzugriff gefiltert werden können, und die Ausgangssignale aus diesen Speicher-Modulen werden in hierarchischer Weise miteinander verknüpft, wobei das oberste Speicher-Modul das abschließende Filterungs-Ergebnis hält, das aus dem gesamten zeitlichen Signal berechnet wurde. Dennoch ist bei diesem Ansatz die Anzahl der Filterungsschemata, die implementiert werden können, etwas beschränkt.

In Fig. 2 ist veranschaulicht, wie der Bild-Fluß derart neu ausgerichtet werden kann, daß bei dem nächsten Durchlauf das Bild nach dem "zentralen Bild" eine Kopie des gefilterten Bildes statt des "zentralen Bildes" selbst empfangen kann. Diese Neuausrichtung erlaubt re kursive Filterungsschemata mit Werten, die auf das "zen trale Bild" folgen.

Zeitliche Analyse von Ultraschallsignalen

Die visuelle Beobachtung der in Echtzeit erfolgenden Anzeige von 2D-Ultraschallbildern bildet oft eine wich tige zusätzliche Informationsquelle im Vergleich zur Beobachtung eines einzelnen 2D-Rahmens. Diese Tatsache tritt noch stärker hervor, wenn die zeitliche Verarbei tung, die bei derzeitigen Ultraschall-Scannern vorgese hen ist, ausgeschaltet wird. Zahlreiche Fluid- und Gewe be-Kategorien können besser identifiziert werden, falls bei der Charakterisierung statt der lediglich räumlichen Information, die beim Stand der Technik zur Echtzeit- Quantifizierung verwendet wird [US-Patent 5,195,521), Information sowohl aus der zeitlichen als auch aus der räumlichen Domäne verwendet wird.

Verbesserung von zweidimensionalen B-Scan-Gewebebildern

Gemäß dem Stand der Technik auf dem Gebiet der zeitli chen Filterung von Ultraschallbildern ist es bekannt, die Flecken- und Rausch-Komponenten unter Inkaufnahme von reduzierter Wandbewegung und einem Verwischen von sich schnell bewegenden Strukturen, z. B. von Herzklap pen, zu reduzieren. Somit war beim Stand der Technik die zeitliche Filterung normalerweise auf einen konservati ven Kompromiß zwischen diesen beiden Aspekten be schränkt. Die mit der vorliegenden Erfindung beschrie bene zeitliche Analyse erlaubt eine Echtzeit-Implemen tierung jedes beliebigen Filters und kann somit verwen det werden, um zeitliche Filter derart zu implementie ren, daß eine Verbesserung von zweidimensionalen B-Scan- Gewebebildern erreicht wird. Das in der Gleichung (1) aufgeführte traditionelle rekursive Filter kann z. B. implementiert werden als:

I_F = T(Bild 0(τ, θ), . . . , Bild N(τ, θ))
= T(t₀, t₁, . . . , t_N)
= (1-α)t₀+α(1-α)t₁ + . . . + α^N(1-α)t_N.

Eines der Hauptkriterien für das Design zeitlicher Ul traschallfilter besteht darin, daß zeitliches Verwischen vermieden werden muß, wobei Flecken- und Rausch-Struktu ren noch in der Bild-Sequenz unterdrückt werden können. Bei der Erfindung werden deshalb zeitliche Filter zur Verbesserung von 2D-Gewebebildern verwendet, die zur Beibehaltung signifikanter monotoner Sequenzen in den zeitlichen Signalen vorgesehen sind. Die Algorithmen, die in P. Perona und J. Malik, Scale-space and edge detection using anisotropic diffusion. IEEE Trans. on Pattern Anal. and Machine Intell., 12(7), Juli 1990.; E. Steen and B. Olstad, a.a.O.; A. Restrepo and A.C. Bovik, Locally monotonic regression, IEEE Trans. on Signal Processing, 41(9), Sept. 1993, beschrieben sind, können durch korrekte Einstellung dieses Ziel in einem gewissen Maß erfüllen, wenn die Filter als zeitliche Filter ver wendet werden.

In Fig. 5 und 6 werden menschliche Herzstrukturen als Beispiele zur Erläuterung wichtiger Aspekte der Erfin dung verwendet. Fig. 5 zeigt die Weise, in der eine Wand, die sich an einer gegebenen räumlichen Koordinate vorbeibewegt, einen monotonen Übergang im Ablauf des zeitlichen Signals erzeugt. Das 2D-Gewebebild ist mit 50 bezeichnet. Das zeitliche Signal ist mit 54B bezeichnet, und die zugehörige räumliche Koordinate ist mit 53B bezeichnet. Die Position der Wand ist für zwei Zeitpunk te t₁ (51) und t₂ (52) gezeigt. Filter, die die Form des Übergangs in dem Signal 54B modifizieren (einschließlich des Filters gemäß Gleichung 1) bewegen die Position des Übergangs in der zeitlichen Richtung, und folglich wird die visuelle Erscheinung der Wandbewegung während der Beobachtung einer Sequenz von 2D-Bildern beeinträchtigt. Aus diesem Grund ist es wünschenswert, daß signifikante Übergänge in dem gefilterten Signal beibehalten werden.

Fig. 5 zeigt ferner eine mögliche zeitliche Variation 54A, die in einem Hohlraum 53A auftritt. Die Fluktuatio nen sind hier stochastisch und oft unkorrelliert in der zeitlichen Richtung. Deshalb finden sich in dem Signal keine signifikanten monotonen Übergänge, und der Filter effekt kann derart abgestimmt werden, daß die Unter drückung von Flecken und Rauschen maximiert wird. Fig. 5 zeigt ferner eine mögliche zeitliche Variation 54C, die in dem Gewebe 53C auftritt. In diesem Fall wird der Filtereffekt derart abgestimmt, daß das Rauschen redu ziert wird, das texturale Erscheinungsbild des Gewebes jedoch beibehalten wird.

Sich schnell bewegende Strukturen erzeugen eine Spitze in dem zeitlichen Signal. Dies ist in Fig. 6 anhand eines Ultraschall-2D-Gewebebildes 60 gezeigt. Die Ven trikelwand 61 ist zusammen mit der Position der Mitral klappe in drei aufeinanderfolgenden 2D-Gewebebildern 63A, 63B und 63C gezeigt. Ein zeitliches Signal 64 wird für die Position 62 derart angezeigt, daß 63A und 65A in dem gleichen 2D-Gewebebild abgetastet werden. In ähn licher Weise werden 63B und 65B in dem gleichen 2D-Gewe bebild abgetastet, und schließlich werden 63C und 65C in dem gleichen 2D-Gewebebild abgetastet. Das Filter wird somit zur präzisen Abbildung z. B. von Herzklappen durch Schätzen der Größe oder statistischen Signifikanz der Spitzen, und durch Zulassen, daß diese Signale unverar beitet durch das Filter geschickt werden oder sogar mittels des zeitlichen Filters verstärkt werden, fein abgestimmt.

Gemäß der Erfindung wird zur Durchführung der zeitlichen Filterung ein direkter Ansatz verwendet, bei dem signi fikante monotone Sequenzen beibehalten werden. Das Ver fahren wird bei einer 1-dimensionalen Sequenz von Mes sungen angewandt, die den zeitlichen Ablauf von Messun gen an einer festen räumlichen Position in 2- oder 3- dimensionaler Ultraschall-Abbildung repräsentieren kann. Das 1-dimensionale Signal wird mit einer Anzahl monoto ner Segmente approximiert. Ein einzelnes monotones Seg ment wird berechnet, indem der Rechteckfehler zwischen den Messungen und dem monoton ansteigenden oder abneh menden gefilterten Signal minimiert wird. Diese Technik ist beschrieben in A. Restrepo and A.C. Bovik, a.a.O. und den darin genannten Literaturstellen. Im Gegensatz zu den in dieser Druckschrift aufgeführten Vorschlägen ist es bei der Erfindung nicht erforderlich, daß das zeitliche Signal an jedem Punkt örtlich monoton sein muß. Dieses Erfordernis FI verursacht eine effektive Reduzierung der maximalen Bildfrequenz der Original- Bildsequenz. Statt dessen wird mit der Erfindung vor geschlagen, daß das zeitliche Signal in eine Sequenz aufeinanderfolgender Intervalle zerlegbar sein soll, die örtlich monoton sind. Die tatsächliche Anzahl von Seg menten wird entweder a priori als Parameter des Algo rithmus oder als Maximalzahl von Segmenten bestimmt. Im letztgenannten Fall wird die Entsprechung zu den tat sächlichen Messungen verwendet, um die tatsächliche Anzahl monotoner Segmente zu schätzen, die in dem gerade analysierten Signal vorhanden sind. Die Approximation kann in effizienter Weise mittels einer dynamischen Programmierung gemäß der folgenden Gleichung berechnet werden:

E(n, l, j) bezeichnet den Fehler, der bei der Approxima tion des Signals (t₁, t₂, . . . , t_j) mit n monotonen Segmen ten auftritt, und E_Mono(i+l, j) bezeichnet den Fehler, der bei der Approximation des Signals (t_i+1 . . . , t_j) mit einem einzigen monotonen Segmente auftritt, wie von A. Restre po and A.C. Bovik und den von diesen aufgeführten Lite raturstellen beschrieben ist. Die tatsächlichen Filter werte können berechnet werden, indem Information darüber beibehalten wird, wo die optimalen Unterteilungen an geordnet waren, und indem anschließend monotone Approxi mationen in jedem dieser Segmente unabhängig berechnet werden.

Die monotone Regression begrenzt das Schwingverhalten des Signals, hält jedoch signifikante Übergänge in dem Signal bei und verhindert ein Verschwimmen an den Gren zen zwischen benachbarten Segmenten. Bei der zeitlichen Analyse von Ultraschall werden diese Filterqualitäten ausgenutzt, um eine beträchtliche Verringerung des Rau schens zu bewirken, ohne die Wandbewegung und die Klap penidentifikation zu beeinträchtigen.

Schaffung und Quantifizierung neuer Modalitäten

Die mit der Erfindung beschriebene zeitliche Analyse erlaubt die Implementierung jedes beliebigen Filters und kann somit auch verwendet werden, um zusätzlich zu dem verbesserten zweidimensionalen B-Scan-Gewebebild andere Typen von Information aus den zeitlichen Signalen zu extrahieren. Die zeitliche Analyse kann beschrieben werden durch die folgenden Gleichung:

I_FI = T(Bild 0(τ, θ), . . . , Bild N(τ, θ))
= T (t₀, t₁, . . . t_N),

wobei I_FI einen Merkmalsindikator bezeichnet und t₀, t₁, . . . , t_N die zeitliche Sequenz von Meßsignalen oder abge leitete Informationen bezeichnen, die an einer gegebenen räumlichen Koordinate erfaßt werden und der zeitlichen Analyse zugeführt werden. T(·) bezeichnet die zeitliche Analyse zum Extrahieren des Indikators für das Vorhan densein eines gegebenen Merkmals in den zeitlichen Si gnalen. Die zeitliche Analyse T(·) kann derart zuge schnitten sein, daß I ein Indikator für ein bestimmtes Fluid, eine bestimmte Gewebe-Kategorie, Ultraschall- Kontrastmittel enthaltendes Blut oder verschiedene Blut durchströmungspegel in einer gegebenen Gewebe-Kategorie wird. Das resultierende Bild wird auf einer Anzeigeein heit in Echtzeit entweder als separates Bild oder als farbkodiertes Bild zusammen mit einem 2D-Gewebebild angezeigt.

Eine zeitliche Analyse, die die zeitliche Aktivität charakterisiert, kann als Merkmalsindikator zur Abbil dung bestimmter Merkmale einschließlich des Vorhanden sein von Ultraschall-Kontrastmitteln verwendet werden. Die zeitliche Aktivität kann charakterisiert werden, indem die Signalvariation in zeitlicher Richtung gemes sen wird, und zwar entweder durch direkte Messung der statistischen Variation, oder indem das Signal zuerst entsprechend der Beschreibung der vorliegenden Erfindung normalisiert wird, so daß man verbesserte 2D-Gewebebil der erhält. Diese Normalisierung gewährleistet, daß signifikante monotone Übergänge, die z. B. durch Wandbe wegung verursacht werden, nicht als Bereiche hoher zeit licher Aktivität kodiert werden.

Vergrößerung der räumlichen und zeitlichen Auflösung

Die Geschwindigkeit von Schall in Wasser/Gewebe begrenzt die Anzahl von Strahlen, die pro Sekunde gemessen werden können. Es sei angenommen, daß ein gegebener Ultra schall-Scanner während einer in Echtzeit erfolgenden 2D- Gewebeabbildung N Strahlen pro Sekunde messen kann. Bei der 2D-Gewebeabbildung gemäß dem Stand der Technik hat der Benutzer die Möglichkeit, eine gegebene Bildfrequenz zu wählen. Diese gewählte Bildfrequenz ist mit F be zeichnet, wobei typische Werte derzeit im Bereich von 20 bis 60 liegen. In diesem Fall sind zum Abtasten eines einzigen 2D-Bildes N/F Strahlen verfügbar, und die ange zeigten Bilder sind räumlich interpolierte Versionen der 2D-Einzelbilder.

Um die räumliche Auflösung und/oder die Bildfrequenz der 2D-Gewebeabbildung zu verbessern, kann die zeitliche Analyse zur Verbesserung der Qualität der räumlichen Interpolation verwendet werden. Diese Technik basiert auf den folgenden Schritten:

1. Mit M sei die Anzahl von Strahlen in einem einzelnen Bild bezeichnet, und mit F sei die Bildfrequenz (die Anzahl von Bildern pro Sekunde) bezeichnet. Zunächst werden die M Strahlen zeitlich derart interpoliert, daß man ein Bild-Äquivalent einer gewöhnlichen Er fassung mit M·k Strahlen erhält. k ist ein Parameter des Vorgangs und nimmt die Werte 2,3,4, . . ., k_max an. k_max ist durch die Verarbeitungskapazität des Ultra schall-Scanners gegeben.
2. Schritt 1 wird k-mal wiederholt, so daß die M Meß strahlen bei jeder Erfassung derart verschoben wer den, daß sämtliche M·k Strahlpositionen exakt einmal nach den k Durchführungen von Schritt 1 gemessen werden.
3. Die Schritte 1 und 2 werden kontinuierlich wieder holt, und die der resultierenden Sequenz zugehörigen 2D-Bilder mit den M·k Strahlen werden jeweils als Eingangssignale in ein Schema zur zeitlichen Analy se/Interpolation eingegeben, das Techniken gemäß der vorliegenden Erfindung oder dem Stand der Technik enthält.
4. Bei der zeitlichen Analyse kann zudem Seiten-Infor mation zur Position der Meßstrahlen verwendet wer den, so daß diese Meßwerte bei der zeitlichen Analy se hervorgehoben werden können.

Die beschriebene Technik ist verwendbar zur Erhöhung der räumlichen Auflösung für eine feststehende Bildfrequenz oder zur Erzielung von Verbesserungen sowohl der Bild frequenz als auch der räumlichen Auflösung. Fig. 7 zeigt das Konzept für ein 2D-Gewebebild 70. In dem Beispiel gemäß dieser Figur ist k = 2. Jedes geradzahlige Einzel bild in der zeitlichen Abfolge wird mit den Strahlen 71 abgetastet, und jedes ungeradzahlige Einzelbild in der zeitlichen Abfolge wird mit den Strahlen 72 abgetastet. Das Tastmuster zwischen den einzelnen Strahlen 71 ist beliebig und kann derart gewählt werden, daß die Bild qualität optimiert wird. In ähnlicher Weise ist das Tastmuster zwischen den einzelnen Strahlen 72 beliebig wählbar.

Räumliche Verarbeitung der zeitlichen Indikatoren

Die erläuterten nichtbinären Indikatorbilder, die in der beschriebenen Weise durch die zeitliche Analyse erhalten werden, werden mittels eines räumlichen Umgebungsfilters in Echtzeit verarbeitet, um die statistische Robustheit der bei der zeitlichen Analyse erhaltenen Schätzwerte zu verbessern. Das zeitliche Filter ist derart ausgebildet, daß mehrere benachbarte Abtastzeilen und mehrere benach barte Bereiche geprüft werden, bevor das Bild einer Schwellenwertbildung unterzogen wird, um ein binäres Indikatorbild zu erhalten. Fig. 8 zeigt das Eingangs signal in das räumliche Filter für ein 2D-Gewebebild 80. Ein mögliches Abbildungs-Objekt, wie z. B. der linke Ventrikel 81, wird angezeigt. Die räumliche Umgebung 84 weist mehrere Bereiche zwischen einem Minimal-Bereichs wert 82A und einem Maximal-Bereichswert 82B auf. Die Umgebung 84 weist ferner mehrere Abtastlinien auf, die zwischen einer äußersten linken Abtastlinie 83A und einer äußersten rechten Abtastlinie 83B verlaufen.

Das räumliche Umgebungsfilter ist derart konzipiert, daß der Benutzer oder ein automatischer Ablauf eine korrekte Dimension in Form der Anzahl benachbarter Abtastlinien und der Anzahl benachbarter Bereiche bestimmen kann. Die Robustheit/Präzision der räumlichen Verarbeitung kann in dieser Weise zur Anpassung an die Qualität der statisti schen Aussage geregelt werden, die aus der zugrundelie genden Sequenz von Ultraschallbildern extrahiert wurde.

Die in Echtzeit durchgeführte räumliche Filterung mit weiten Umgebungen wird realisiert, indem zunächst das eingegebene Bild einer Schwellenwertbildung unterzogen wird und dann die Anzahl der oberhalb des Schwellenwert pegels befindlichen Bildelemente in der räumlichen Umge bung akkumuliert wird und schließlich diese Anzahl einer Schwellenwertbildung mit einem Wert unterzogen wird, der von der Bemessung der räumlichen Umgebung abhängt.

Der Schwellenwertpegel ist ein Parameter, der vom Benut zer oder durch automatische Vorgänge gesetzt wird. Der Schwellenwertpegel darf mit der in dem Bild vorhandenen räumlichen Position variieren, die durch den Index der zugehörigen Abtastzeile und den Index des zugehörigen Bereiches bestimmt ist.

Extrahieren von Information aus binären Indikatorbildern

Das binäre Indikatorbild wird räumlich verarbeitet und in seine verbundenen Komponenten zerlegt. Eine Defini tion der verbundenen oder verknüpften Komponenten ist bei J.Serra, a.a.O. aufgeführt. Fig. 9 veranschaulicht die Extraktion von verbundenen Komponenten in einem 2D- Gewebebild 90. Bei diesem Beispiel wird das binäre Indi katorbild in zwei Komponenten 91 und 92 zerlegt.

Die digitalen Darstellungen der Grenzen der genannten verbundenen Komponenten werden zur Echtzeit-Analyse mittels digitaler Verarbeitung verfügbar gemacht, und die extrahierten Merkmale werden gleichzeitig für die verbundenen Komponenten angezeigt.

Die Extraktion verbundener Komponenten ermöglicht ver besserte Benutzer-Interfaces, bei denen ein gegebenes Objekt, das in dem abgebildeten Meßfeld enthalten ist, in einfacher Weise dadurch spezifiziert werden kann, daß innerhalb des Bereiches ein Punkt anstelle eines voll ständigen interessierenden Bereiches angegeben wird, wie beim Stand der Technik gemäß US-Patent 5,195,521 vor gesehen ist. Das Extrahieren mehrerer Objekte ermöglicht zudem eine gleichzeitige, gemeinsam aufgezeichnete Un tersuchung von mehr als einem Hohlraum.

Ultraschall-3D-Abbildung

Der Begriff der Ultraschall-3D-Abbildung ist wie folgt zu verstehen:

1. dreidimensionale Ultraschall-Erfassung zur Rekon struktion einer dreidimensionalen Geometrie, oder
2. getriggerte dreidimensionale Erfassung mit Filmrolle ("Cineloop") zur Rekonstruktion einer zeitabhängigen dreidimensionalen Geometrie, oder
3. in Echtzeit durchgeführte dreidimensionale Erfas sung, bei der die drei räumlichen Dimensionen schnell genug abgetastet werden, um Informationen über die zeitabhängige dreidimensionale Geometrie zu liefern.

Der Stand der Technik zur dreidimensionalen Ultraschall- Abbildung basiert auf der Verarbeitung korrekt organi sierter multidimensionaler Darstellungen der erfaßten Daten. Somit werden umfangreiche Daten-Sätze verarbei tet, wobei die rechnerischen Anforderungen zur Erzeugung von Visualisierungen oder Meßwerten sehr hoch sind.

Bei der Erfindung werden die beschriebenen binären Indi katorbilder verwendet, um qualitative und quantitative Charakterisierungen der bei der dreidimensionalen Ul traschall-Abbildung erhaltenen 3D-Geometrie zu erstel len. Die binären Indikatorbilder können durch die im Zusammenhang mit der Erfindung beschriebenen Techniken oder durch Techniken erzeugt werden, bei denen eine Echtzeit-Quantifizierung des Informations-Inhaltes in einem einzelnen 2D-Ultraschallbild durchgeführt wird, wie in US-Patent 5,195,521 beschrieben. Diese Alternati ve bildet einen separaten oder unabhängigen Aspekt der Erfindung.

Die dreidimensionale Geometrie wird durch digitale Inte gration der binären Komponenten errechnet, wie in Fig. 10 gezeigt ist. Es ist ein kompletter dreidimensionaler Daten-Satz 100 gezeigt. In diesem Beispiel ist ein zwei dimensionales Gewebebild gemäß 102 verschwenkt worden, wobei jedoch auch andere Geometrien möglich sind, z. B. solche, die auf Translation und Drehung beruhen. Der dreidimensionale Daten-Satz kann Teil einer Sequenz solcher Daten-Sätze sein, die die zeitlichen Variationen des abgebildeten dreidimensionalen Meßfeldes enthalten. Die extrahierten Quantifizierungsergebnisse der zugrun deliegenden 2D-Abbildung 101 sind in der Figur zusammen mit einer geometrischen Organisation 103 der Begrenzun gen dieser Objekte gezeigt. Überlappende Komponenten werden durch Korrelation benachbarter Punkte an den Begrenzungen integriert. Bei diesem Vorgang ist der Rechenaufwand gering, da lediglich die digitalen Dar stellungen der Begrenzungen der binären Komponenten, die in der Echtzeit-Darstellung bestimmt werden, verarbeitet werden müssen. Die interpolierte Geometrie ist ebenfalls in Fig. 10 gezeigt.

Zur Visualisierung und Messung von 3D-Objekten können die durch diese Technik erhaltenen rekonstruierten drei dimensionalen Geometrien in herkömmlicher Weise visuali siert und gemessen werden. Somit können die Visualisie rungen und Messungen mit geringem Verarbeitungsaufwand erzielt werden und in Echtzeit beibehalten werden, um eine Ultraschall-3D-Abbildung in Echtzeit durchzuführen.

Zusammenfassend betrachtet, sind in der obigen Beschrei bung die folgenden Aspekte aufgeführt:

Es werden Verfahren angeführt, um eine Analyse und Mes sung zeitlicher Gewebevariationen in Echtzeit anhand von Ultraschallsignalen derart durchzuführen, daß eine qua litative Verbesserung der Gewebebilder sowie eine ver besserte qualitative und quantitative Charakterisierung der Abmessung/Form der abgebildeten Objekte erreicht wird. Das Verfahren kann zur Analyse von Ultraschall signalen verwendet werden, die zur Untersuchung lebender biologischer Strukturen benutzt werden. Das Verfahren ist hauptsächlich zur Anwendung in Krankenhäusern oder dgl. geeignet. Das Verfahren ist anwendbar im Zusammen hang mit einer in Echtzeit mittels Ultraschall durchge führten Erfassung von 2D-Bildern. Eine gegebene Anzahl der aktuellsten Einzelbilder wird abgespeichert und für die digitale Datenanalyse verfügbar gemacht. Für jede räumliche Koordinate wird die zeitliche Signalentwick lung oder eine abgeleitete zeitliche Signalentwicklung extrahiert. Diese Entwicklungen werden digital analy siert, und das resultierende Bild kann in einer Anzeige einheit als verbessertes 2D-Gewebebild und/oder ein Indikatorbild für eine bestimmte Gewebe/Fluid-Kategorie des abgebildeten Meßfeldes angezeigt werden. Gemäß einem besonderen und wichtigen Aspekt der Erfindung kann das resultierende Bild mittels eines räumlichen Filters weiter verarbeitet werden, wobei mehrere benachbarte Abtastlinien und mehrere benachbarte Bereiche an jeder Bild-Koordinate geprüft werden und schließlich einer Schwellenwertbildung unterzogen werden, um einen binären Indikator der abgebildeten Objekte zu erhalten, die mit kombinierter Zeit- und Raum-Charakterisierung abgetastet werden. Mehrere verbundene Komponenten werden aus dem binären Indikatorbild extrahiert und für die Echtzeit- Computerverarbeitung - einschließlich Messung und gleichzeitige Anzeige des Flächenbereiches und/oder anderer abgeleiteter Eigenschaften, die den verbundenen Komponenten zugeordnet sind - verfügbar gemacht. Die digitalen Darstellungen der verbundenen Komponenten oder andere Techniken zur in Echtzeit erfolgenden Quantifi zierung von Ultraschallbildern werden bei der dreidimen sionalen Ultraschall-Abbildung verwendet, um dreidimen sionale und vierdimensionale Geometrien zur Charakteri sierung von Abmessung/Form durch 3D-Messungen und -Vi sualisierungen zu akkumulieren.

Claims

1. Verfahren zur Analyse und Messung von zeitlichen Gewebe-Veränderungen in Echtzeit mittels Ultra schallsignalen bei der Untersuchung lebender biolo gischer Strukturen, bei dem eine qualitative Verbes serung von Gewebebildern und eine qualitative und quantitative Charakterisierung der Abmessungen/der Form der abgebildeten Objekte erreicht wird, wobei die Objekte Hohlräume, Gefäße, Gewebekategorien oder verschiedene Durchblutungsniveaus in einer gegebenen Gewebekategorie umfassen, mit den folgenden Verfah rensschritten:

- Erfassen und Speichern einer vorbestimmten Anzahl von Ultraschall-Einzelbildern,
- Aktualisieren der gespeicherten Anzahl von Einzel bildern bei Löschung des ältesten Einzelbildes und Einbeziehung eines neuen Einzelbildes,
- Bereitstellen der gespeicherten Anzahl von Einzel bildern für die digitale Datenanalyse,
- digitale Analyse der zeitlichen Entwicklung an jeder räumlichen Koordinate in der Anzahl der gespeicherten Bilder,
- Speichern des Ergebnisses der zeitlichen Analyse als nichtbinäres Indikatorbild, und
- Anzeigen des nichtbinären Indikatorbildes in einer Anzeigeeinheit.

2. Verfahren nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:

- Schwellenwertbildung des nichtbinäres Indikator bildes mit einem räumlich variierenden Schwellen wertpegel zur Erzeugung eines binären Indikator bildes,
- Extrahieren mehrerer verbundener bzw. verknüpfter Komponenten aus dem binären Indikatorbild,
- Extrahieren digitaler Darstellungen der Grenzen der verbundenen bzw. verknüpften Komponenten und Bereitstellung dieser Darstellungen zur Echtzeit- Analyse mit digitaler Verarbeitung, und
- in Echtzeit durchgeführte Darstellung des Flächen bereiches und anderer abgeleiteter Eigenschaften, die mit mehreren der verbundenen bzw. verknüpften Komponenten gleichzeitig assoziiert sind.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:

- Speichern der Ultraschall-Einzelbilder in einer eine feste Größe aufweisenden FIFO(First In First Out)-Schlange von Bildern und Beibehalten der Aufzeichnungs-Reihenfolge zwischen den Einzelbil dern,
- Quantisieren der zeitlichen Signale mit einer gegebenen Anzahl von Bits, die ungleichmäßig auf die Einzelbilder verteilt sein kann, und
- Verwenden der Bit-Darstellung als Nachschlage- Adresse in einer Speicher-Bank oder in einer hier archischen Struktur untereinander verbundener Speicher-Banken, die eine vorberechnete Wiedergabe des zeitlichen Filters enthält bzw. enthalten.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekenn zeichnet durch das Wählen eines Einzelbildes in der Sequenz von Einzelbildern und das Neuausrichten des Flusses von Einzelbildern derart, daß in dem näch sten Zeit-Schritt, wenn ein neues Einzelbild erfaßt worden ist, das nichtbinäre Indikatorbild das ge wählte Einzelbild ersetzt, um eine rekursive Filte rung in einem Teil der Sequenz von Einzelbildern durchzuführen.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekenn zeichnet durch das Quantisieren der in einer Sequenz von Einzelbildern an einer gegebenen räumlichen Koordinate erhaltenen Werte relativ zu einem Wert, der einem gewählten Einzelbild in der Sequenz von Einzelbildern zugeordnet ist, und das anschließende Mischen des dem gewählten Einzelbild zugeordneten Wertes mit dem Filterungs-Ergebnis, das durch den Wert des nichtbinären Indikatorbildes an der glei chen räumlichen Koordinate gegeben ist, um die An zahl der Bits in der quantisierten Bit-Darstellung zu reduzieren.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekenn zeichnet durch das Berechnen des durch die Analyse der zeitlichen Entwicklung erhaltenen nichtbinären Indikatorbildes als verbesserte Version des zweidi mensionalen B-Scan-Gewebebildes, und das in Echtzeit erfolgende Anzeigen dieses Bildes in einer Anzeige einheit.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, gekenn zeichnet durch das Anwenden eines Filters, das bei der Analyse der zeitlichen Entwicklung monotone Segmente örtlich beibehält.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, gekenn zeichnet durch das Verwenden einer Approximation der zeitlichen Signale oder abgeleiteter zeitlicher Signale mit mehreren örtlich monotonen Signalen als Basis für die Analyse der zeitlichen Entwicklung.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekenn zeichnet durch das Berechnen des durch die zeitliche Analyse erhaltenen nichtbinären Indikatorbildes als Indikator für ein bestimmtes Fluid, eine bestimmte Gewebe-Kategorie, Ultraschall-Kontrastmittel enthal tendes Blut oder verschiedene Durchblutungsniveaus in einer gegebenen Gewebe-Kategorie, und das Anzei gen des Bildes in einer Anzeigeeinheit in Echtzeit entweder als separates Bild oder als farbkodiertes Bild zusammen mit einem zweidimensionalen Gewebe bild.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekenn zeichnet durch das Verwenden eines Meßwertes der zeitlichen Veränderung als Basis für die Analyse der zeitlichen Entwicklung.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, gekenn zeichnet durch das räumliche Interpolieren einer Anzahl von Abtastlinien zwischen sämtlichen gemesse nen Abtastlinien der zweidimensionalen Ultraschall- Bilder, das zyklisch erfolgende Versetzen der Posi tion der gemessenen Abtastlinien zwischen sämtlichen zweidimensionalen Bild-Erfassungen derart, daß sämt liche Abtastlinien nach einem kompletten Zyklus exakt einmal gemessen werden, und das Verwenden dieser Sequenz von Bildern bei der zeitlichen Analy se oder anderen Techniken zur Durchführung von Fil terung/Interpolation in der zeitlichen Richtung.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, gekenn zeichnet durch das Verarbeiten des nichtbinären Indikatorbildes mittels eines räumlichen Umgebungs filters, wobei mehrere benachbarte Abtastlinien und mehrere benachbarte Bereiche untersucht werden, bevor das zeitliche Indikatorbild einer Schwellen wertbildung unterzogen wird.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, gekenn zeichnet, daß zur Berechnung des Filters zuerst das Bild einer Schwellenwertbildung unterzogen wird, die Anzahl der über dem Schwellenwert liegenden Bildele mente in der räumlichen Umgebung akkumuliert wird, und schließlich diese Anzahl einer Schwellenwertbil dung mit einem Wert unterzogen wird, der von der Größe der räumlichen Umgebung abhängt.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, gekenn zeichnet, daß die Größe der räumlichen Umgebung der art geregelt wird, daß die Meßauflösung der Qualität der zugrundeliegenden Ultraschall-Bilder angepaßt werden kann.

15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, gekenn zeichnet durch die digitale Integration einer Se quenz der in einer dreidimensionalen Ultraschall- Erfassung extrahierten verbundenen bzw. verknüpften Komponenten zur Rekonstruktion einer dreidimensiona len Geometrie.

16. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, gekenn zeichnet durch die digitale Integration der verbun denen bzw. verknüpften Komponenten aus einer gegebe nen Anzahl von Filmaufnahmerollen (cineloop) bei einer getriggerten dreidimensionalen Ultraschall- Erfassung zur Rekonstruktion einer zeitabhängigen dreidimensionalen Geometrie.

17. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, gekenn zeichnet durch die digitale Integration der verbun denen bzw. verknüpften Komponenten aus einer in Echtzeit erfolgenden dreidimensionalen Ultraschall- Aufnahme zum Erzeugen einer in Echtzeit vorliegen den, zeitabhängigen, dreidimensionalen Geometrie- Beschreibung.

18. Verfahren zum Synthetisieren mindestens einer drei dimensionalen Geometrie bei dreidimensionaler Ul traschall-Abbildung, basierend auf den Ergebnissen eines Verfahrens zur Analyse und Messung von zeitli chen und/oder räumlichen Gewebe-Veränderungen in Echtzeit mittels Ultraschallsignalen bei der Unter suchung lebender biologischer Strukturen zur quali tativen und quantitativen Charakterisierung der Ab messungen/der Form der abgebildeten Objekte, die Hohlräume, Gefäße, Gewebekategorien oder verschiede ne Durchblutungsniveaus in einer gegebenen Gewebeka tegorie umfassen, mit den folgenden Verfahrens schritten:

- Erzeugen eines binären Indikatorbildes in Echtzeit auf der Basis des Informations-Inhaltes in einem einzelnen zweidimensionalen Ultraschall-Einzelbild oder einer Sequenz zweidimensionaler Ultraschall- Einzelbilder,
- Extrahieren mehrerer verbundener bzw. verknüpfter Komponenten aus dem binären Indikatorbild, und
- digitales Rekonstruieren dreidimensionaler Geome trien durch Integration einer Sequenz der bei einer dreidimensionalen Ultraschall-Aufnahme ex trahierten verbundenen bzw. verknüpften Komponen ten zur Rekonstruktion einer dreidimensionalen Geometrie.

19. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß zur Rekonstruktion einer zeitabhängigen dreidi mensionalen Geometrie dreidimensionale Geometrien durch Integration einer Sequenz der bei einer ge triggerten dreidimensionalen Ultraschall-Erfassung extrahierten verbundenen bzw. verknüpften Komponen ten digital rekonstruiert werden.

20. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß zur Erzeugung einer in Echtzeit vorliegenden, zeitabhängigen, dreidimensionalen Geometrie-Be schreibung dreidimensionale Geometrien durch Inte gration einer Sequenz der bei einer in Echtzeit erfolgten dreidimensionalen Ultraschall-Erfassung extrahierten verbundenen bzw. verknüpften Komponen ten digital rekonstruiert werden.

21. Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 20, ge kennzeichnet durch die Berechnung qualitativer und quantitativer Eigenschaften von Abmessung/Form der dreidimensionalen Objekte.

22. Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 21, ge kennzeichnet durch die Erzeugung dreidimensionaler Visualisierungen der dreidimensionalen Objekte.