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Hintergrund der Erfindung
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1. Bereich der Erfindung
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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.
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2. Beschreibung des Standes der Technik
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Zusammenfassung der Erfindung
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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
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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.
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Kurzbeschreibung der Zeichnungen
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Die beiliegenden Zeichnungen illustrieren lediglich ein Beispiel der vorliegenden Erfindung und schränken sie nicht ein, wobei gleiche Bezugszeichen gleiche Teile bezeichnen, und wobei:
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1 einen anatomischen M-Modus zeigt, der mit einer frei wählbar positionierten Linie über ein zweidimensionales Bild verbunden ist.
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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.
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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.
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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.
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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.
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6 zeigt die Geschwindigkeitsentwicklung für einen gegebenen räumlichen Punkt während des ausgewählten Zeitintervalls.
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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.
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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.
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Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.