DE69634112T2

DE69634112T2 - Ultraschall-Bilderzeugung zur Diagnostik mittels Kontrastmitteln

Info

Publication number: DE69634112T2
Application number: DE69634112T
Authority: DE
Inventors: Jeffry Earl Powers; Matthew Bruce; Michalakis Averkiou; Juin-Jet Hwang
Original assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Current assignee: Advanced Technology Laboratories Inc
Priority date: 1995-10-10
Filing date: 1996-10-09
Publication date: 2005-12-08
Anticipated expiration: 2016-10-10
Also published as: JPH09164138A; ES2235180T3; DE69634112D1; JP4351265B2; EP1374777A1; JP4159122B2; EP0770352A1; EP0770352B1; ATE285711T1; JP2007175542A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Ultraschall-Bilddarstellung des Körpers mit Ultraschall-Kontrastmitteln und insbesondere auf neue Verfahren, Systeme und Geräte für die Ultraschall-Erkennung und -Bildgebung mit Kontrastmitteln.
Systeme zur Ultraschall-Bildgebung für die Diagnose können die Physiologie im Körper auf vollständig nicht invasive Art abbilden und messen. Ultraschallwellen werden von der Oberfläche der Haut in den Körper gesendet und von Gewebe und Zellen im Körper reflektiert. Die reflektierten Echos werden von einem Ultraschallwandler empfangen und verarbeitet, um ein Bild oder eine Messung der Blutströmung zu erzeugen. Dadurch ist eine Diagnose ohne Eingriff in den Körper des Patienten möglich.
Als Ultraschall-Kontrastmittel bekannte Materialien können in den Körper eingeführt werden, um die Ultraschall-Bildgebung zu verbessern. Kontrastmittel sind Substanzen, die stark mit Ultraschallwellen interagieren und Echos zurücksenden, die klar von denjenigen unterschieden werden können, die von Blut und Gewebe zurückgesendet werden. Eine Klasse von Substanzen, bei der sich herausgestellt hat, dass sie sich besonders gut als Ultraschall-Kontrastmittel eignet, beinhaltet Gase in Form von kleinen, Mikrobläschen genannten Blasen. Mikrobläschen bewirken eine erhebliche akustische Impedanzfehlanpassung im Körper und ein nichtlineares Verhalten in bestimmten akustischen Feldern, das durch spezielle Ultraschallverarbeitung leicht zu erfassen ist. Gase, die sich in Lösungen in Form von kleinen Mikrobläschen stabilisiert haben, werden in den Körper infundiert, überdauern den Weg durch das Lungensystem und zirkulieren im Gefäßsystem.
Mikrobläschen-Kontrastmittel sind hilfreich beispielsweise für die Bilddarstellung des Gefäßsystems des Körpers, weil das Kontrastmittel in den Blutstrom injiziert werden kann und mit der Blutversorgung durch die Venen und Arterien des Körpers fließt bis es in der Lunge, den Nieren und der Leber aus dem Blutstrom gefiltert wird.
Ein aktuell untersuchter Typ des Mikrobläschen-Kontrastmittels enthält umhüllte Mikrobläschen. Die Mikrobläschen des Kontrastmittels sind von einer dünnen biologisch abbaubaren Ummantelung oder Hülle umgeben. Die Mikrobläschen haben Durchmesser zwischen 0,1 μm und 4,0 μm und eine spezifische Dichte von ungefähr einem Zehntel der Dichte von Wasser. Die umhüllten Mikrobläschen sind in einer wässerigen Lösung zur Infusion in den Blutstrom suspendiert.
Umhüllte Mikrobläschen haben den Vorteil, dass sie im Körper eine erhebliche Zeit lang stabil sind, da die Hüllen dazu dienen, die Gase der Mikrobläschen daran zu hindern, in den Blutstrom zu diffundieren. Die Größe der Mikrobläschen ist so gewählt, dass sich die Mikrobläschen durch Kapillarbetten im Körper bewegen können.
Bei mittleren Schalldruckamplituden können die Schalldruckwellen das Reißen der Hüllen der umhüllten Mikrobläschen verursachen, so dass sich die freien Bläschen bis zur Diffusion in den Blutstrom wie nicht umhüllte Mikrobläschen verhalten. Wenn die Mikrobläschen in ihrer nicht umhüllten Form vorliegen, können sie durch Schallenergie induzierte nichtlineare Bewegungen ausführen, die selbst ein erfassbares Ultraschallphänomen darstellen. Dieses durch Schall verursachte Zerstören und Zusammenfallen der Mikrobläschen verursacht ein Ansprechverhalten mit hoher Amplitude und ein charakteristisches helles Muster im Farb-Doppler-Betrieb. Somit ist das Farb-Doppler-Verfahren vorteilhaft zum Erfassen des Zusammenfallens der Kontrastmittel-Mikrobläschen.
In der US-amerikanischen Patentschrift 5.456.257, das derselben Anmelderin wie für die vorliegende Erfindung übertragen wurde, wird ein Verfahren zum Erfassen von Mikrobläschen durch die phasenunempfindliche Erkennung der Zerstörung von Mikrobläschen und die Differenzierung der erfassten Signale auf räumlicher Basis beschrieben. Die phasenunempfindliche Erkennung mittels Kontrastmitteln reduziert vorteilhafterweise Artefakte aus sich bewegendem Gewebe und zeigt ein gutes Leistungsvermögen, wenn mit Kontrastmitteln perfundiertes Gewebe abgebildet wird, in dem das Kontrastmittel fein verteilt ist und sich langsam durch die feine Kapillarstruktur des Gewebes bewegt. Es ist wünschenswert, eine Bildgebung mit Kontrastmitteln durchführen zu können, die die gleiche Auswirkung in großen, sich schnell bewegenden Blutspeichern, wie den Herzkammern, haben. Es ist ebenso wünschenswert, die Funktion der Ultraschallvorrichtung speziell an harmonische Merkmale anzupassen, wenn die Bildgebung mit harmonischem Kontrast durchgeführt wird.
In dem Dokument EP-A-0 357 164 wird ein Ultraschall-Betrachtungssystem gemäß der Einleitung von Anspruch 1 beschrieben.
Gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung wird ein neues und verbessertes Gerät zur Erkennung und Bilddarstellung von Ultraschall-Kontrastmitteln geschaffen. Das erfindungsgemäße Gerät ist in Anspruch 1 definiert. Seine Anzeige ermög licht es, gleichzeitig ein Echtzeitbild, das die anatomischen Strukturen zur Lokalisierung des Kontrastmittels zeigt, und ein getriggertes Kontrastbild, das kontrastangereicherte Bilder zeigt, anzusehen. Verfahren zur Verwendung des erfindungsgemäßen Geräts mit Kontrastmitteln umfassen die Messung von Kenndaten der Perfusionsgeschwindigkeit, die Mehrzonen-Kontrastmittel-Bildgebung, ein Verfahren zum Unterscheiden von größeren Gefäßen in einem Bett feiner Kapillarstrukturen, die Mehrfrequenz-Kontrastmittel-Bildgebung, die Anzeige von kontrastangereichertem Gewebe, ein Verfahren zur Eliminierung von Artefakten, die während der Kontrastmittel-Bilderkennung mit hoher Impulsfolgefrequenz (engl. pulse repetition frequency, PRF) auftreten, und die Erkennung mit wechselnder Polarität von nicht linearen Kontrasteffekten.
Die Zeichnungen zeigen:
1 ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Diagnosesystems nach der US-amerikanischen Patentschrift 5.456.257, das die Durchführung einer phasenunempfindlichen Kontrastmittelerkennung ermöglicht;
2 ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Diagnosesystems, das nicht Teil der vorliegenden Erfindung ist und das die Durchführung einer kohärenten Kontrastmittelerkennung ermöglicht;
3 eine Ultraschall-Bildanzeige für die Bildgebung mittels Kontrastmitteln;
4 ein Blockschaltbild eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung, das Vorteile in der Leistung für die harmonische Kontrastmittelerkennung bietet;
die 5 und 6 Bandpasskennlinien, die dazu verwendet werden, das Leistungsvermögen des Ausführungsbeispiels aus 4 zu erläutern;
7 das Prinzip von zeitlich getrennter Impulsgabe bei der Bildgebung mittels Kontrastmitteln;
8 einen FIR-Filteraufbau (engl. Finite Impulse Response), der für die Verwendung in dem Ausführungsbeispiel aus 4 geeignet ist;
die 9a–9d die Auswirkungen von Stenosen auf die Perfusion mit Kontrastmitteln;
die 10a und 10b Kurven für gute und schlechte Perfusionsgeschwindigkeiten;
die 11a und 11b sich wiederholende Kurven für gute und schlechte Perfusionsgeschwindigkeiten;
12 ein Triggerverfahren zum Schätzen der Perfusionskurve aus 13;
die 14a–14c ein Mehrzonen-Kontrastmittel-Abtastverfahren;
die 15a und 15b Anzeige-Abbildungskennlinien für die Bildgebung mittels Kontrastmitteln;
16 das Herz im Querschnitt;
die 17a–17c das Entfernen von Artefakten, die während der Kontrastmittel-Bildgebung mit hoher Impulsfolgefrequenz auftreten; und
die 18a–18c nicht lineare Ansprechwellenformen, die durch die Erkennung mit wechselnder Polarität von Kontrastmittelechos erzeugt wurden.
Bezug nehmend auf 1 ist ein Ultraschall-Diagnosesystem, wie es in der US-amerikanischen Patentschrift 5.456.257 beschrieben wird, als Blockschaltbild dargestellt Dieses Ultraschallsystem ermöglicht die Durchführung von phasenunempfindlicher Kontrastmittelerkennung, wie sie in dem genannten Patent beschrieben wird. In dem dargestellten System werden von einem Strahlbündler 16 erzeugte kohärente Echosignale von einem I/Q-Demodulator 18 quadraturdemoduliert, um Quadratur-I- und Q-Signalkomponenten zu erzeugen. Die Amplitude der demodulierten Signalkomponenten wird von einem Hüllkurvendetektor 20 erkannt. Die erkannten Signale werden von einem Filter 22 gefiltert, um Rauschen und andere fremde Signalkomponenten zu entfernen. Räumlich ausgerichtete und zeitlich getrennt erkannte Echosignale werden von einem Teilsystem 24 zur Differenzierung von Impuls zu Impuls differenziert, und die differenzierten Signale werden dazu verwendet, durch Kontrastmittel verbesserte Bilder zu erzeugen.
Die Durchführung der Differenzierung von Impuls zu Impuls von mittels Hüllkurvendetektoren erfassten Echosignalen bietet in gewissen Prozeduren Vorteile. Wenn Kontrastmittel in einer Betriebsart eingesetzt werden, bei der Mikrobläschen in den feinen Kapillarstrukturen von Gewebe durch Ultraschallwellen zerstört werden, ist die Differenzierung der Echohüllkurve besonders nützlich. Bei dieser Betriebsart zerstört ein erster Ultraschallimpuls die Mikrobläschen in dem Gewebe, und diese Zerstörungsereignisse werden empfangen und die Hüllkurve erfasst. Ein zweiter Impuls wird zu den gleichen Positionen gesendet, und die zurückkehrenden Echos zeigen Idealerweise, dass keine Mikrobläschen an den Positionen vorhanden sind, an denen die Mikrobläschen zerstört wurden. Die zweite Folge von Echos wird von der ersten Folge auf räumlicher Basis subtrahiert, woraus sich Differenzsignale von erheblicher Größe an den Positionen ergeben, an denen die Mikrobläschen zerstört wurden, die dann an den entsprechenden Pixelpositionen auf einem Bildschirm angezeigt werden. Bei einer realistischen Einstellung zeigt die zweite Folge von Echos aufgrund von Bewegungseffekten, Diffusionsgeschwindigkeiten und anderen Blasenaktivitäten eventuell nicht tatsächlich Hohlräume, wo die Mikrobläschen zerstört wurden. Der Unterschied bei den Blasenaktivitäten von einem Impuls zum nächsten liefert jedoch ein gut erfassbares Ansprechverhalten, wenn auf einer räumlichen Basis von Impuls zu Impuls differenziert wird.
Dieser dramatische Unterschied bei den Streuungsmerkmalen von Mikrobläschen von einem Impuls zum nächsten kann auf eine Vielzahl von Faktoren zurückzuführen sein: beispielsweise das Platzen der Hüllen der Mikrobläschen; die Schwingung und die nichtlineare Bewegung der Mikrobläschen; die Diffusion eines Mikrobläschens während des Intervalls zwischen den Impulsen oder die Neupositionierung der Blasen. Wenn hier von Zerstörung der Mikrobläschen gesprochen wird, umfasst dies die Auswirkungen von derartigen Phänomenen.
Ein Ultraschall-Diagnosesystem, das nicht Teil der vorliegenden Erfindung ist, ist in 2 dargestellt. Dieses System bietet die kohärente Erkennung von Ultraschall-Kontrastmitteln. Eine Ultraschallsonde 10 umfasst eine Anordnung 12 von Ultraschallwandlern, die Ultraschallenergie senden und empfangen. Während des Sendevorgangs steuert ein Ultraschall-Strahlbündler 16 den Zeitpunkt der Betätigung der einzelnen Bauteile der Anordnung 12, indem er die Wandlerimpulsgeber eines Senders/Empfängers 14 zu den geeigneten Zeitpunkten aktiviert, um die Wandlerelemente zu pulsen, so dass ein gelenkter und fokussierter Ultraschallstrahl erzeugt wird. Während des Empfangs werden von den Wandlerelementen empfangene Ultraschallechos von dem Sender/Empfänger 14 empfangen und getrennten Kanälen des Strahlbündlers 16 zugeführt, wo die Signale in geeigneter Weise verzögert und dann kombiniert werden, um eine Folge von kohärenten Echosignalen über die Empfangstiefe im Körper des Patienten zu bilden.
Die kohärenten Echosignale werden von einem I/Q-Demodulator 18 quadraturdemoduliert, der Quadratur-I- und Q-Signalkomponenten erzeugt. Die demodulierten Signalkomponenten werden einem B-Mode-Prozessor 37 zugeführt, der Grauskala-Echosignale auf die übliche Weise filtert, erkennt und abbildet. Die Grauskala-Echosignale der Abtastzeilen eines Bildes werden einem Bildrasterwandler 40 zur Anzeige eines B-Mode-Bildes zugeführt.
Gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung werden die I- und Q-Signalkomponenten abwechselnd (oder zusätzlich) einer Schaltung 24 zur Differenzierung von Impuls zu Impuls zugeführt, die von dem gleichen Abtastvolumen (der gleichen Position) im Körper empfangene Echos auf zeitlicher Basis differenziert. Die Ergebnisse dieser Differenzierung werden einem Amplitudendetektor 20 zugeführt, und die differentiellen Ansprechsignale werden einem Ereignisdiskriminator 27 zugeführt. Der Ereignisdiskriminator unterscheidet Mikrobläschenzerstörungsereignisse an der Abtastvolumenposition von den differenzierten Echoinformationen. Eine günstige Möglichkeit, diese Unterscheidung durchzuführen, besteht in dem Vergleich der erkannten Signale mit einem Schwellenwert von einem Schwellenwertgenerator 26, wobei Signale oberhalb eines Schwellenwerts durchgelassen und Signale unterhalb des Schwellenwertes zurückgewiesen werden. Der Diskriminator erkennt Mikrobläschenzerstörungsereignisse und weist Rauschen mit niedrigem Pegel zurück.
Erkannte Ereignisse werden dem Bildrasterwandler 40 zur Erzeugung eines räumlichen Bildes der Mikrobläschenzerstörungsereignisse in dem gewünschten Bildformat zugeführt. Das Bild des Zerstörungsereignisses kann getrennt angezeigt oder mit dem B-Mode-Bild kombiniert werden, um das Kontrastmittel in Bezug auf die umgebende Gewebestruktur darzustellen. Die Bilder werden einem Videoprozessor 42 zugeführt, der Videosignale zur Anzeige auf einem Bildschirm 50 erzeugt.
Dieses Verfahren zur kohärenten Erkennung von Kontrastmitteln ist höchst empfindlich für kleine Schwankungen der Mikrobläschenaktivität in dem Bildbereich und funktioniert gut, wenn beispielsweise der Blutspeicher einer Herzkammer abgebildet wird. Bei einem großen Blutspeicher mit einer großen Menge sich bewegender Mikrobläschen ist die Wahrscheinlichkeit differentieller Mikrobläschenaktivität von einem Impuls zum nächsten extrem hoch, was die hohe Empfindlichkeit dieses Verfahrens für die Bildgebung von Herzkammern erklärt. Im Vergleich zu Verfahren zur inkohärenten Erkennung von Kontrastmitteln ist die kohärente Mikrobläschenerkennung empfindlicher für Gewebebewegungen und empfindlicher für einzelne Mikrobläschenereignisse in hohen Kontrastmittelkonzentrationen. Es ist ebenfalls möglich, empfangene Echos sowohl kohärent als auch inkohärent zu verarbeiten, um ein Bild zu erzeugen, das Informationen von beiden Prozessen enthält.
Die Kontrastmittelerkennung gemäß der vorliegenden Erfindung bietet eine ausgezeichnete Zurückweisung von Gewebestörechos. Echosignale von Mikrobläschen werden im Allgemeinen nicht alleine empfangen, sondern sind normalerweise von Echosignalen mit viel größerer Amplitude begleitet, die von benachbartem Gewebe oder Strukturen zurückgesendet werden. Diese Gewebeechos können mehrere Größenordnungen größer als jedes der Echosignale von Mikrobläschen sein und sie wirksam überdecken. Durch die Verarbeitung mittels Differenzierung von Impuls zu Impuls können Gewebesignale zurückgewiesen werden, in dem sie wirksam aufgehoben werden, wodurch die Echos von Kontrastmitteln erkannt und dann leichter unterschieden werden können. Diese Aufhebung wird durch Impulse mit hoher Impulsfolgefrequenz verbessert, wodurch Bewegungsartefakte durch Gewebe weiter reduziert werden.
Es hat sich herausgestellt, dass die Mikrobläschen eines Kontrastmittels eine größere Empfindlichkeit für Ultraschallimpulse mit bestimmen Merkmalen und eine geringere Empfindlichkeit für Impulse mit anderen Merkmalen aufweisen. Im Allgemeinen sind die Mikrobläschen umso empfindlicher für die Zerstörung je höher die Amplitude, je niedriger die Frequenz und (in geringerem Ausmaß) je länger die Burstlänge ist. Somit kann der Zeitpunkt des Auftretens der Mikrobläschenzerstörung moduliert und gesteuert werden. Mikrobläschen können im Blutstrom abgebildet werden, indem sie mit Impulsen mit einer hohen Frequenz, mit niedriger Amplitude (und in geringerem Ausmaß) mit kurzer Burstlänge abgetastet werden. Wenn es gewünscht wird, die Mikrobläschenzerstörung zu stimulieren, werden Impulse mit höherer Energie, niedrigerer Frequenz und größerer Burstlänge in den Blutstrom gesendet. Das Ultraschallsystem der vorliegenden Erfindung ist mit Steuerungsvoreinstellungen für diese beiden Impulssendemerkmale versehen, wodurch der Arzt von nicht zerstörenden Bildgebungsimpulsen auf Impulse zur Mikrobläschenzerstörung umschalten kann, wenn er es wünscht. Die bevorzugte Anzeige von anatomischen Strukturen und Mikrobläschenaktivität nutzt die programmierte Umschaltung zwischen der zerstörenden und der nicht zerstörenden Impulsbetriebsart für die Bildgebung von Kontrastmitteln und von anatomischen Strukturen.
Ein Ausführungsbeispiel eines Ultraschall-Diagnosesystems, das gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung zum Einsatz mit harmonischen Kontrastmitteln ausgelegt ist, ist in 4 dargestellt. Bei diesem zweiten Ausführungsbeispiel sendet der Anordnung von Ultraschallwandlern 112 der Ultraschallsonde 110 Ultraschallenergie und empfängt Echos, die als Reaktion auf diesen Sendevorgang zurückgesendet werden. Das Ansprechverhalten des Wandlers kann zwei Durchlassbereiche aufweisen, einen um die mittlere Sendefrequenz und einen um die Mitte des empfangenen Durchlassbereichs. Zur Bildgebung von harmonischen Kontrastmitteln wird ein Breitbandwandler mit einem Durchlassbereich bevorzugt, der sowohl die Sende- als auch die Empfangs-Durchlassbereiche umfasst. Der Wandler kann so hergestellt und abgestimmt sein, dass er ein Ansprechverhalten aufweist, wie es in 5 dargestellt ist, wo der niedrigere Höcker 60 des Ansprechverhaltens um die mittlere Sendefrequenz f_t zentriert ist und der höhere Höcker 62 um die mittlere Frequenz f_r des Ansprechdurchlassbereichs zentriert ist. Das Ansprechverhalten des Wandlers in 6 wird jedoch bevorzugt, da durch die einzelne dominante Kennlinie 64 die Ultraschallsonde für die Bildgebung sowohl mit harmonischen als auch ohne harmonische Kontrastmittel eingesetzt werden kann. Die Kennlinie 64 umfasst die mittlere Sendefrequenz f_t und auch den harmonischen Empfangsdurchlassbereich, der von den Frequenzen f_L und f_c begrenzt und um die Frequenz f_r zentriert ist. Ein typisches harmonisches Kontrastmittel kann ein derartiges Ansprechverhalten aufweisen, dass das Senden um eine mittlere Sendefrequenz von 1,7 MHz das Zurücksenden harmonischer Echosignale um eine Frequenz von 3,4 MHz bewirkt. Ein Ansprechverhalten 64 von ca. 2 MHz wäre für diese harmonischen Frequenzen geeignet.
In 4 liefert eine zentrale Steuereinheit 120 ein Steuersignal f_tr an eine Sendefrequenz-Steuerschaltung 121, um die mittlere Frequenz und den Zeitpunkt des Sendens der Ultraschallenergie zu steuern. Die Sendefrequenz-Steuerschaltung pulst die Elemente der Wandleranordnung 112 mittels eines Sende-/Empfangsschalters 114. Ein bevorzugtes Verfahren zur Impulsansteuerung der Wandleranordnung erfolgt in Bursts, die mit ausreichend vielen Impulsen abtasten, um ein Bild zu erzeugen, gefolgt von Intervallen, in denen keine Impulse gesendet werden. Derartige Bursts und Intervalle sind in 7 dargestellt, die ein Burst-Intervall nPRF und ein Frame-Intervall t_Fr zeigt, wobei das Frame-Intervall das Burst-Intervall und ein Intervall ohne Impulssendung beinhaltet. Letzteres gibt neuen Kontrastmitteln Zeit, sich durch den Körper zu bewegen und die Gefäße und das Gewebe der Bildebene zwischen Frame-Bursts zu infundieren. Die Frame-Intervalle können in der Größenordnung von einer Sekunde liegen und mittels Gating mit der Herzfrequenz verknüpft oder asynchron in Bezug auf die Herzfrequenz sein. Während jedes nPRF-Burst-Intervalls können Echos von den gleichen räumlichen Positionen für die Doppler-Verarbeitung gesammelt werden. Es wird vorzugsweise eine hohe Impulsfolgefrequenz wie 6 kHz verwendet. Bildgebungsverfahren dieser Art sind in der US-amerikanischen Patentschrift US-A-5 560 364 beschrieben.
Die medizinische Diagnose-Ultraschallabtastung ist eingeschränkt durch Anforderungen bezüglich der Spitzendruckamplitude eines gesendeten Impulses und der gesendeten Gesamtenergie. Die bevorzugte Abtastung von Kontrastmitteln gemäß dem Ausführungsbeispiel aus 4 nutzt eine relativ hohe Spitzenimpulsenergie, bei der das Zeitintegral der gesendeten Energie durch die Intervalle verringert wird, während derer keine Impulse gesendet werden. Das Ultraschallsystem ist so eingestellt, das es mit einem relativ hohen mechanischen Index und einer SPTA funktioniert, die durch die mittels Gating verknüpften oder Intervall-Bursts gemäßigt wird.
Die von der Wandleranordnung 112 empfangenen Echos werden durch den Sende-/Empfangsschalter 114 weitergeleitet und durch die Analog-Digital-Umsetzer 115 digitalisiert. Die Abtastfrequenz f_s der A/D-Umsetzer 115 wird von der zentralen Steuereinheit gesteuert. Die gewünschte, von der Abtasttheorie vorgegebene Abtastrate ist mindestens doppelt so hoch wie die höchste Frequenz f_c des empfangenen Durchlassbereichs und kann für die vorhergehenden beispielhaften Frequenzen in der Größenordnung von mindestens 8 MHz liegen. Abtastraten, die höher als die minimale Anforderung sind, sind auch wünschenswert.
Die Echosignalabtastwerte von den einzelnen Wandlerelementen werden verzögert und von einem Strahlbündler 116 summiert, um kohärente Echosignale zu bilden. Die digitalen kohärenten Echosignale werden dann von einem digitalen Filter 118 gefiltert. Bei diesem Ausführungsbeispiel ist die Sendefrequenz f_t nicht an den Empfänger gebunden, und somit kann der Empfänger ein Band mit Frequenzen empfangen, das von dem gesendeten Band getrennt ist. Der digitale Filter 118 filtert als Bandpassfilter die Signale in dem Durchlassbereich, der durch die Frequenzen f_L und f_c in 6 begrenzt ist, und kann auch das Frequenzband zu einem niedrigeren oder Basisband-Frequenzbereich verschieben. Der digitale Filter könnte in dem obigen Beispiel ein Filter mit einer 1-MHz-Durchlassbereich und einer mittleren Frequenz von 3,4 MHz sein. Ein bevorzugter digitaler Filter ist eine Folge von Multiplizierern 70–73 und Akkumulatoren 80–83, wie sie in 8 dargestellt ist. Diese Anordnung wird von der zentralen Steuereinheit 120 gesteuert, die die Gewichtungen der Multiplizierer und die Dezimierungssteuerung liefert, die die Kennlinien des digitalen Filters steuern. Die Anordnung wird vorzugsweise so gesteuert, dass sie als FIR-Filter (engl. finite impulse response) funktioniert und sowohl Filterung als auch Dezi mierung durchführt. Es könnte beispielsweise nur der Ausgang 1 der ersten Stufe so gesteuert werden, dass er als ein FIR-Filter mit vier Abgriffen und einer Dezimierungsrate von 4 : 1 funktioniert. Vorübergehende diskrete Echoabtastwerte S werden dem Multiplizierer 70 der ersten Stufe zugeführt. Wenn die Abtastwerte S zugeführt werden, werden sie mit den Gewichtungen multipliziert, die von der zentralen Steuereinheit 120 geliefert werden. Jedes dieser Produkte wird in dem Akkumulator 80 gespeichert, bis vier derartige Produkte akkumuliert (addiert) wurden. Ein Ausgangssignal wird dann am Ausgang 1 der ersten Stufe erzeugt. Das Ausgangssignal wurde von einem FIR-Filter mit vier Abgriffen gefiltert, da der akkumulierte Gesamtwert vier gewichtete Abtastwerte umfasst. Da die Dauer von vier Abtastwerten erforderlich ist, um das Ausgangssignal zu akkumulieren, wird eine Dezimierungsrate von 4 : 1 erzielt. Alle vier Eingangsabtastwerte wird ein Ausgangssignal erzeugt. Der Akkumulator wird gelöscht, und der Prozess wiederholt sich. Es ist ersichtlich, dass, je höher die Dezimierungsrate (je länger das Intervall zwischen den Ausgangssignalen) ist, umso größer die wirksame Anzahl von Filterabgriffen sein kann.
Als Alternative werden vorübergehend getrennte Abtastwerte von Verzögerungselementen τ verzögert und den vier Multiplizierern 70–73 zugeführt, multipliziert und in den Akkumulatoren 80–83 akkumuliert. Nachdem jeder Akkumulator zwei Produkte akkumuliert hat, werden die vier Ausgangssignale zu einem einzigen Ausgangssignal kombiniert. Dies bedeutet, dass der Filter als ein Filter mit acht Abgriffen mit einer Dezimierungsrate von 2 : 1 funktioniert. Ohne Dezimierung kann die Anordnung als FIR-Filter mit vier Abgriffen betrieben werden. Der Filter kann auch betrieben werden, indem Echosignale allen Multiplizierern gleichzeitig zugeführt werden und selektiv der zeitliche Ablauf der Gewichtungskoeffizienten gesteuert wird. Durch Programmierung der Gewichtung und der Dezimierungsraten des Filters, gesteuert von der zentralen Steuereinheit, ist eine ganze Schar von Filterkennlinien ist möglich.
Zurück zu 4: Die gefilterten Echosignale von Gewebe, die im Allgemeinen von einem Durchlassbereich gefiltert werden, der um die Sendefrequenz zentriert oder von ihr demoduliert ist, werden einem B-Mode-Prozessor 37 zur herkömmlichen B-Mode-Verarbeitung zugeführt. Die gefilterten Echosignale des Kontrastmittel-Durchlassbereichs werden einem Kontrastmittel-Signaldetektor 128 zugeführt, der die stationären Gewebesignale durch eine Impuls-zu-Impuls-Subtraktion der vorübergehend diskreten Echos von einer gegebenen räumlichen Position, Amplitude oder Hüllkurve entfernt, die resultierenden Differenzsignale erfasst und nach Bewegungssignalkomponenten auf Amplitudenbasis unterscheidet. Es kann eine einfache Zwei-Impuls-Subtraktion der Art P₁ – P₂ eingesetzt werden, wobei P₁ die nach einem Impuls empfangenen Echos und P₂ die nach einem anderen Impuls empfangenen Echos darstellt. Eine Drei-Impuls-Subtraktion der Art |P₁ – P₂| + |P₂ – P₃| kann eingesetzt werden, um mehr Signale von aufeinander folgenden Bläschenzerstörungsimpulsen zu akkumulieren.
Die gefilterten Echosignale von dem digitalen Filter 118 werden auch einem Doppler-Prozessor 130 zur herkömmlichen Doppler-Verarbeitung zugeführt, um Geschwindigkeits- und Power-Dopplersignale zu erzeugen. Die Ausgänge dieser Prozessoren sind mit einem 3D-Bildwiedergabeprozessor 132 zur Wiedergabe von dreidimensionalen Bildern verbunden, die in einem 3D-Bildspeicher 134 gespeichert werden. Die dreidimensionale Wiedergabe kann wie in den US-amerikanischen Patentschriften 5.474.073 und 5.485.842 beschrieben durchgeführt werden, wobei das Letztere der beiden Patente dreidimensionale Power-Doppler-Ultraschall-Bildgebungsverfahren darlegt. Die Signale von dem Kontrastmittel-Signaldetektor 128, den Prozessoren 37 und 130 und die dreidimensionalen Bildsignale werden einem Videoprozessor 140 zugeführt, wo sie vom Benutzer zur Anzeige auf einem Bildschirm 50 ausgewählt werden. Der Videoprozessor umfasst vorzugsweise eine Persistenzverarbeitung, wobei momentane Intensitätsspitzenwerte von erfassten Kontrastmitteln in dem Bild dauerhaft gehalten werden können. Ein Verfahren zur Schaffung von Persistenz basiert auf der Mittelwertbildung von Teilbildern, wobei neue Teilbilder auf räumlicher Basis mit vorhergehenden Teilbildinformationen kombiniert werden. Die Kombination kann durch Gewichtung der Anteile der alten und neuen Teilbildinformationen erfolgen, und die Teilbildinformationen können auf rekursive Weise kombiniert werden, das heißt, alte Teilbildinformationen werden zur Kombination mit neuen Teilbildinformationen zurückgekoppelt. Ein bevorzugtes Persistenzverfahren ist das Fast-Attack-Slow-Decay-Verfahren (schnelles Ansteigen, langsames Abklingen), das in der US-amerikanischen Patentschrift 5.215.094 beschrieben wird und sowohl auf Doppler- als auch auf Kontrastmittelbilder angewendet werden kann.
Es hat sich herausgestellt, dass mehrere Bildgebungsformate für die Kontrastmittel-Bildgebung bevorzugt werden. Es stellte sich heraus, dass die Leistungs-Bewegungsbildgebung, bei der die Intensität von Signalen, die von sich bewegendem Gewebe herrühren, angezeigt wird, sehr gut für die Diagnose von Strukturen, wie den Wänden des Herzens bei Perfusion mit Kontrastmitteln geeignet ist. Die Power-Doppler-Bildgebung liefert exzellente Ergebnisse bei der Blutströmung. Die dreidimensionale Power-Doppler- Bildgebung von mit Kontrastmitteln infundierten Gefäßen bietet eine exzellente Visualisierung der Kontinuität von Blutströmung und von Stenosen. Die Kombination von B-Mode- oder Leistungs-Bewegungsstrukturinformationen mit Power-Doppler-Signalen gemäß einem halbtransparenten Wiedergabeverfahren liefert hervorragende Darstellungen von sowohl der Strömung als auch der umgebenden Struktur.
Ein bevorzugtes Anzeigeformat für die Bildgebung mittels Kontrastmitteln ist in der in 3 gezeigten Bildschirmanzeige dargestellt. Bei dieser Anzeige werden die von dem B-Mode-Prozessor 37 erzeugten Signale dazu verwendet, ein Echtzeitbild 160 einer Struktur im Körper, beispielsweise eines Blutgefäßes 170, anzuzeigen. Dieses Echtzeitbild wird vom Arzt dazu verwendet, den abzubildenden Bereich des Körpers zu ermitteln und zu lokalisieren. Das B-Mode-Bild wird vorzugsweise aus Echos gebildet, die von nicht zerstörenden Ultraschall-Bildgebungsimpulsen zurückgesendet werden. Wie oben erläutert, zerstören Impulse mit niedriger Amplitude, hoher Frequenz und kurzer Impulsdauer im Allgemeinen die Mikrobläschen nicht. Vom Kontrastmittel-Signaldetektor 128 werden jedoch Echos von Mikrobläschen zerstörenden Impulsen eingesetzt, um Kontrastmittelbilder 160' auf demselben oder einem benachbarten Monitor zu erzeugen. Die Kontrastmittelbilder 160' werden vorzugsweise so getriggert, dass sie in einer vorher festgelegten Phase des Herzzyklus erfasst werden, wobei eine Herz-Gating-Triggerung von den Phasen der Herzschlagwelle genutzt wird. Wenn sich der Herzschlag in der gewünschten Phase seines Zyklus befindet, wird ein Burst von Impulsen mit relativ hoher Amplitude, niedriger Frequenz und langer Impulsdauer gesendet, um die Mikrobläschen in der Bildebene zu zerstören und diese Ereignisse zu erfassen und anzuzeigen. Ein in oder nahe derselben Herzschlagphase erfasstes B-Mode-Bild wird mit dem Gefäß oder Organ 170' angezeigt, das mit den abgebildeten Mikrobläschenzerstörungsereignissen ausgefüllt ist. Somit zeigt der Bildschirm aus 3 ein B-Mode-Bild 160 in Echtzeit und ein Kontrastmittelbild 160', das mit jedem Herzzyklus aktualisiert wird.
Während die vorhergehende Bilddarstellung besonders nützlich in der Kardiologie ist, wo sich das schlagende Herz ständig in Bewegung befindet, ist eine Abwandlung dieser Darstellung besonders nützlich in der Radiologie, wo die Gewebestruktur stationärer ist. Bei der Abwandlung wird ein Echtzeit-B-Mode-Bild 160 der anatomischen Struktur dargestellt, bei dem die Flüssigkeitsströmung 170' mit Farbdoppler ausgefüllt ist. Dieses Echtzeit-Color-Flow-Dopplerbild wird dann periodisch mit erfasstem Kontrastmittel ausgefüllt, das den Blutstrom deutlich erhellt. Die Color-Flow-Doppleranzeige und die Kontrastmittelanzeige, die beide die gleichen Bereiche der anatomischen Anzeige ausfüllen, können in der gleichen oder ähnlichen Farbe oder in kontrastierenden Farben und Intensitäten gezeigt werden. Die Periodizität der überlagerten Kontrastmittelanzeige kann durch einen EKG-Trigger wie oben beschrieben mit dem Herzzyklus synchronisiert werden, oder die Periodizität kann vom Benutzer asynchron zum Herzzyklus gewählt werden.
Ein Kontrastmittelverfahren ist die Messung der Perfusionsgeschwindigkeit eines Organs oder Bereichs des Körpers. 9a zeigt den Weg einer intravenösen Injektion von Kontrastmittel zu einem Kapillarbett 200. Das Kontrastmittel wandert in dem Blutstrom weg von der Injektionsstelle 208, durchquert die rechte Herzkammer 202, die Lunge 204 und die linke Herzkammer 206, bevor es eine Arterie 209 erreicht. Das Kontrastmittel beginnt dann, in das Gewebe des Kapillarbettes 200 zu infundieren, während das Blut von der Arterie 200 durch die Arteriolen 210 und in die Kapillargefäße des Gewebes fließt.
Die Perfusionsgeschwindigkeit in das Kapillarbett kann dazu verwendet werden, die Lebensfähigkeit des Blutstroms in diesem Bereich des Körpers auszuwerten und den Ort einer Stenose zu identifizieren. Ultraschallimpulse werden gesendet, um Mikrobläschen in einem Bereich 212 quer durch das Kapillarbett 200 zu zerstören, wie es in 9b dargestellt ist. Wenn eine Stenose 214 die Strömung des Blutes in der Arterie 209 und somit zu dem gesamten Kapillarbett 200 behindert, ist die Reperfusionsgeschwindigkeit von Mikrobläschen durch den gesamten Bereich 212 gering. Wenn die Stenose 216 sich jedoch in einer Arterie befindet, die nur einen Teil des Kapillarbetts 200 versorgt, ist die Perfusionsgeschwindigkeit nur in dem Teil 218 des Bereichs langsam, der durch die stenotische Arterie versorgt wird. Diese Differenz zwischen den Reperfusionsgeschwindigkeiten ist durch die Kurven in den 10a und 10b graphisch dargestellt. Jede dieser Kurven zeigt dasselbe Blutvolumen und somit dieselbe anfängliche Mikrobläschenkonzentration 220, bevor die Mikrobläschen in dem Kapillarbett zerstört werden. Zum Zeitpunkt t_d zerstören Ultraschallimpulse die Mikrobläschen, wie es durch die vertikale Spitze in jeder Kurve angegeben wird. Wenn das Blut ungehindert in das Kapillarbett fließt, tritt eine hohe Reperfusionsgeschwindigkeit von Mikrobläschen auf, wie es durch die Kurve 222 in 10a angegeben wird. Die Kurve 222 steigt schnell wieder auf den stabilen Mikrobläschenkonzentrationspegel 220 an. Wenn der Blutstrom jedoch behindert wird, erfolgt der Anstieg der Kurve 224 wesentlich langsamer, wie es in 10b dargestellt ist. Die Reperfusionskurve kann ständig wiederholt werden, wie es in den 11a und 11b dargestellt ist. 11a zeigt eine sich wiederholende Folge von Reperfusionskurven 222, die jeweils während einer Zeitspanne t_p zum vollen Perfusionspegel 220 zurückkehren. In 11b liegt jede Kurve 224 mit derselben Dauer t_p um einen durch die Pfeile B-B angegebenen Betrag unter dem vollen Perfusionspegel 220.
Die Reperfusionskurve kann wie in 13 dargestellt reproduziert werden. Ultraschallimpulse werden zum Zeitpunkt t_d gesendet, um die Mikrobläschen in dem Kapillarbett zu zerstören. Kurze Zeit später werden wieder Impulse gesendet, wobei die zu diesem Zeitpunkt empfangenen und abgebildeten Echos den Grad der Mikrobläschenreinfusion messen, entweder, indem die reinfundierten Mikrobläschen zerstört und die Zerstörungsereignisse aufgezeichnet werden, oder indem Pixel in dem Bereich, der die reinfundierten Mikrobläschen zeigt, gezählt und integriert werden. Das Maß der Anzahl von in dem Bereich reinfundierten Mikrobläschen wird als ein Punkt X auf der Kurve 224 aufgetragen. Nicht zerstörende Impulse können wiederholt gesendet und Echos empfangen werden, um eine Folge der Punkte X auf der Kurve aufzutragen, wie es in 13 dargestellt ist.
Eine weitere Möglichkeit zur Messung der Punkte X auf der Reinfusionskurve durch leicht erfassbare Mikrobläschenzerstörungsereignisse besteht darin, eine zyklische Messung ähnlich dem sich wiederholenden Muster aus 11b zu nutzen. Die zyklische Messung ist nützlich, wenn der Strom in dem Bereich aufgrund des Herzschlagzyklus sehr pulsierend ist. 12 zeigt eine Herzzykluswellenform 230, die die pulsierende Eigenschaft des Blutstroms darstellt. Bei den Spitzen der Wellenform 230 wird neues Blut während der systolischen Phase des Herzzyklus in Bereiche des Körpers gepumpt. Diese reinfundierende Wirkungsweise wird genutzt, indem wiederholt der Grad der Kontrastmittelreinfusion an einem konstanten Punkt im Herzzyklus gemessen wird, jedoch kontinuierlich differierenden Phasen der Mikrobläschenzerstörung gefolgt wird. In 12 treten die Punkte X der Reinfusionsmessung alle in derselben Phase des Herzzyklus auf. Den Punkten X gehen sich ändernde Zeitpunkte voraus, an denen die Mikrobläschen zerstört werden, wie es durch die Pfeile 232, 234 und 236 angegeben wird, die aufeinander folgend früheren Zeitpunkten im Herzzyklus vorausgehen. Dies bedeutet, dass jeder Punkt X_n in 12 ein späterer Punkt X_n auf der Kurve 224 in 13 sein wird. Da der Zweck des Sendens von Ultraschallimpulsen zu den durch die Pfeile 232, 234 und 236 angegebenen Zeitpunkten darin besteht, die Mikrobläschen zu zerstören, ist es nicht erforderlich, die zurückgesendeten Echos zu diesen Zeitpunkten zu empfangen und zu analysieren. Der Echoempfang und die Echoanalyse erfolgt zu den Zeitpunkten von Xs, und die in 12 gezeigten Xs können aufgrund des Vorausgehens der durch die Pfeile angegebenen Zerstörungszeitphasen als die aufeinander folgenden Xs in 13 aufgetragen werden.
Für die Bilddarstellung des Herzens kann es wünschenswert sein, die Zeitpunkte Xn synchronisiert mit den diastolischen Phasen des Herzzyklus auszulösen, wenn die Koronararterien mit Blut reinfundiert werden. Die getriggerte oder mittels Gating gesteuerte Erfassung ist besonders bedeutungsvoll bei der Bilddarstellung des Herzens, um Artefakte durch vom Schlagen des Herzens herrührende Gewebebewegung zu reduzieren.
Dieses Verfahren zum Messen der Perfusion durch Mikrobläschenzerstörung kann auch dazu verwendet werden, die Strömung in den Hauptgefäßen eines Kapillarbetts abzubilden. In 9d beispielsweise ist zu sehen, dass die Hauptgefäße 240 in einem Bereich 212 mit wenigen Mikrobläschen früher als die feinen Kapillargefäße reinfundiert werden. Die Hauptgefäße 240 können erkannt werden, indem die Mikrobläschen in dem Bereich 212 erfasst werden, kurz nachdem Impulse alle Mikrobläschen in dem Bereich zerstört haben, da zu diesem Zeitpunkt nur die Hauptgefäße 240 wesentlich von Kontrastmittel reinfundiert wurden.
Es hat sich herausgestellt, dass es zeitweise aufgrund mehrerer Faktoren nicht möglich ist, alle Mikrobläschen in der Bildebene zu zerstören. Da Mikrobläschen durch hohe Energie zerstört werden, tendieren fokussierte Ultraschallstrahlenbündel dazu, mehr Mikrobläschen nahe dem Brennpunkt des Strahlenbündels als an anderen Stellen zu zerstören. Außerdem wird, wenn eine dichte Konzentration von Mikroblässchen zu zerstören ist, ein großer Teil der Ultraschall-Impulsenergie durch die Nahfeld-Mikrobläschen gedämpft, wodurch die Energie nicht mehr ausreicht, um Fernfeld-Mikrobläschen zu zerstören. Ein Verfahren zum Ausschalten dieser Effekte ist in den 14a–14c dargestellt. In diesen Zeichnungen stellt die horizontale Achse die Eindringtiefe in den Körper dar, wobei die Hautlinie SL auf der linken Seite jeder Zeichnung angegeben ist. Auf einem typischen Ultraschallbild kann die Hautlinie oben im Bild und das tiefste Eindringen in den Körper unten im Bild dargestellt werden. Damit ein maximaler Energiepegel auf die Mikrobläschen in der Bildebene ausgeübt wird, werden fokussierte Impulse gesendet, um die Ultraschallenergie auf die zu zerstörenden Mikrobläschen zu fokussieren. Soll die Bildgebung bis zu einer erheblichen Tiefe im Körper erfolgen, werden die Impulse nicht über die volle Bildtiefe, sondern um einen speziellen Brennpunkt fokussiert und divergieren bei größeren Tiefen. Dies wird in 14a dargestellt, wo ein gesendeter Impuls an einem Brennpunkt F₁ fokussiert wird, der in einer Fokuszone Z₁ liegt.
Oberhalb dieser ersten Fokuszone Z₁ befindet sich eine Linie 270, die die vollständige Mikrobläschenzerstörung in diesem Nahfeldteil der Fokuszone Z₁ und um den Brennpunkt F₁ darstellt. Jenseits des Brennpunktes nimmt der Grad der Mikrobläschenzerstörung ab, wie es durch die abfallende Linie 272 dargestellt ist. Diese Linien sind der Einfachheit halber als gerade Linien dargestellt; es ist offensichtlich, dass sich der Effekt normalerweise kontinuierlich verändert und dass die tatsächlichen Effekte einem kurvenförmigen Zusammenhang folgen können.
14a stellt das Senden eines ersten Impulses in einer gegebenen Strahlenbündelrichtung dar, infolgedessen die Nahfeld-Mikrobläschen zerstört werden, wie es durch die Linien 270 und 272 dargestellt ist. Nach dieser Mikrobläschenzerstörung wird ein zweiter Impuls gesendet, um Echos aus der Strahlenbündelrichtung mit wenigen Mikrobläschen zu sammeln. Die Echos von den beiden Impulsen können mit Hilfe des Ultraschallgeräts aus den 1, 2 oder 4 differenziert und angezeigt werden.
Der nächste Impulssendevorgang zur Mikrobläschenzerstörung wird an einem zweiten Brennpunkt F₂ in einer zweiten Fokuszone Z₂ des Strahlenbündels fokussiert. Die gesendete Impulsenergie erreicht ohne weiteres die zweite Fokuszone, da die Mikrobläschen in der näher liegenden ersten Fokuszone vorher zerstört wurden. 14b zeigt diesen Sendevorgang zur zweiten Fokuszone. Die Linie 282 gibt an, dass die restlichen Mikrobläschen am Ende der ersten und am Anfang der zweiten Zone von dem zweiten Zerstörungsimpuls zerstört werden, wie auch die Mikrobläschen um den Brennpunkt, wie es durch die Linie 280 angegeben wird. Jenseits des zweiten Brennpunktes F₂ nimmt der Grad der Mikrobläschenzerstörung ab, da die Impulsenergie abnimmt, wie es durch die Linie 284 angegeben wird. Ein zweiter Abfrageimpuls kann nach dem zweiten Zerstörungsimpuls gesendet werden, um die zweite Folge von Mikrobläschenzerstörungsereignissen differenziert zu erfassen.
Auf die gleiche Weise wird ein dritter Zerstörungsimpuls in der Strahlenbündelrichtung gesendet und an dem tiefsten Brennpunkt F₃ in der tiefsten Fokuszone Z₃ fokussiert. Die Impulsenergie erreicht ohne weiteres die dritte Fokuszone aufgrund der vorherigen Abnahme der Anzahl von Mikrobläschen in geringeren Tiefen. Der dritte Zerstörungsimpuls zerstört die restlichen Mikrobläschen zwischen der zweiten und der dritten Zone, wie es durch die Linie 292 in 14c angegeben ist, zerstört die Mikrobläschen um den Brennpunkt, wie es durch die Linie 290 angegeben ist, und zerstört eine abnehmende Anzahl von Mikrobläschen jenseits des Brennpunktes F₃, wie es durch die Linie 294 angegeben ist. Es folgt ein dritter Abfrageimpuls zur differenzierten Erkennung der Mikrobläschenzerstörungsereignisse in und um die Zone Z₃.
In der Praxis hat sich herausgestellt, dass die maximale Mikrobläschenzerstörung nicht genau axial um den Brennpunkt, sondern in einem Tiefenbereich genau vor dem Brennpunkt zentriert ist. Dieser Faktor sollte berücksichtigt werden, wenn die Platzierung und Überlappung von Mehrzonen-Mikrobläschenzerstörungsbereichen betrachtet wird.
Die erfassten Zerstörungsereignisse in den drei Zonen werden dann gemäß dem folgenden Ausdruck kombiniert: |PF1 – P'F1| + |PF2 – P'F2| + |PF3 – P'F3 |wobei P_Fn die Echos darstellt, die auf das Senden eines zerstörenden Impulses zu einer gegebenen Fokuszone folgen, und P'_Fn die Echos von einem nachfolgenden Abfrageimpuls darstellt. Die Echos von jeder Fokuszone werden miteinander verbunden, um eine vollständige Bildzeile bis zur maximalen Tiefe des Bildes zu ergeben. Anstatt lediglich die Mikrobläschenzerstörungsereignisse in der gegebenen Fokuszone zu erfassen, das Verfahren, das herkömmlicherweise bei der Mehrzonen-Brennpunkt-Bildgebung eingesetzt wird, werden bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel Echos über die volle Tiefe nach jedem Impuls erfasst. Dadurch können Mikrobläschenzerstörungsereignisse außerhalb der gegebenen Fokuszone aufgezeichnet werden, wodurch die am weitesten reichende Erkennung von Zerstörungsereignissen erzielt wird. Somit beinhaltet jedes Impulsechopaar eine Linie mit Echos über die volle Bildtiefe, die dann kombiniert werden, um die maximale Anzahl von Mikrobläschenzerstörungsereignissen für die vollständige Bildzeile aufzuzeichnen.
Es ist auch ersichtlich, dass, anstelle des Sendens eines Impulspaares zum Abfragen jeder Fokuszone, die von späteren Sendevorgängen zur Fokuszone zurückgesendeten Echos mit früheren Echos kombiniert werden können, um Zerstörungsereignisse differenziert zu erfassen. Das heißt, dass der erste Term in dem oben genannten Ausdruck beispielsweise |P_F1 – P_F2| lauten könnte. Es wird jedoch der Einsatz von Impulspaaren für jede Fokuszone bevorzugt, da die Änderungen der Apertur, die die Änderungen der entsprechenden Fokuszone begleiten, die Genauigkeit des Verfahrens negativ beeinflussen können.
Gleichmäßigere Bilder der Mehrzonen-Mikrobläschenzerstörung, die frei von Artefakten sind, können durch Pulsen von nicht benachbarten Strahlenbündeln mit zeitlich aufeinander folgenden Impulsen erzielt werden. Dadurch wird sichergestellt, dass jede Mikrobläschenlinie ungefähr gleichmäßig keine Störungen am Anfang der Mehrzonenfolge aufweist, wodurch das Aufeinanderfolgen von hellen und dunklen Linien im Ultraschallbild vermieden wird.
Die 15a, 15b und 16 zeigen ein bevorzugtes Verfahren zur Anzeige von durch Kontrastmittel verbesserten Bildern, wenn die Perfusion von Gewebe beobachtet wird. 16 zeigt einen Querschnitt des Herzens einschließlich des Myokards 260 und des Blutspeichers 250 in einer Kammer des Herzens. Wurde ein Kontrastmittel in den Blutstrom eingespritzt, ist eine große Menge des Mittels in großen Blutspeichern wie den Herzkammern und Hauptgefäßen enthalten, während nur eine relativ geringe Menge des Kontrastmittels durch kapillare Strukturen in das Gewebe und die Organe gelangt. In dem Bild des Herzens aus 16 befindet sich eine große Menge Kontrastmittel in dem Blutspeicher 250, während eine geringere Menge durch kapillaren Fluss in das Myokard 260 infundiert.
Bei einer herkömmlichen Ultraschallanzeige des Querschnittbildes aus 16 werden Pixel mit einem größeren Signalpegel mit größerer Helligkeit oder stärkerer Farbe erleuchtet. Eine typische Abbildungskennlinie einer Anzeige mit diesem Ergebnis ist in 15a durch die Abbildungskennlinie 252 dargestellt. Wenn die erfassten Pixelwerte zunehmen, werden die Anzeigepixel mit zunehmender Helligkeit oder Farbe angezeigt, bis ein maximaler Plateaupegel erreicht ist. Infolgedessen wird der Blutspeicherbereich 250 in 16 hell oder stark farbig angezeigt, während das Myokard 260 nur dunkel oder schwach farbig erleuchtet wird.
Ist das Myokard der interessierende Bereich in 16, wird eine Abbildungskennlinie wie die in 15b dargestellte für die Anzeige verwendet. Es ist zu sehen, dass die Kurve 254 in dieser Zeichnung bei einem Pegel Null beginnt, um Rauschen in dem Bild zu unterdrücken, und dann bis zu einem hohen Pegel 256 ansteigt. Danach fällt sie auf einen Pegel 258 für höhere erfasste Signalwerte ab. Dadurch werden niedrigere erfasste Pixelwerte auf hell erleuchtete oder stark farbige Anzeigepixel abgebildet, und höhere erfasste Pixelwerte werden auf weniger erleuchtete oder schwächer farbige Anzeigepixelwerte abgebildet. Infolge dieser Abbildung wird das Myokard 260 in 16 hell erleuchtet oder stark farbig angezeigt, während der zentrale Blutspeicher nur schwach farbig oder erleuchtet angezeigt wird. Somit wird Gewebe, das mit Kontrastmittel perfundiert ist, gegenüber Blutspeicherbereichen hervorgehoben.
Verfahren zur Impulsübertragung können eine weitere Verbesserung bezüg lich der Kontrastmittelzerstörung und -erkennung bieten. Während die genauen physikalischen Vorgänge, die durch die Wechselwirkung von Mikrobläschen mit akustischer Energie verursacht werden, ziemlich kompliziert sind, hat die Größe der Mikrobläschen eine Auswirkung auf ihre Zerstörung bei bestimmten Frequenzen. Da ein Mikrobläschen-Kontrastmittel oft Mikrobläschen mit einem breiten Spektrum von Durchmessern enthält, können Mikrobläschenzerstörungsereignisse verstärkt werden, indem ein Chirp-Impuls oder Mehrfrequenzimpuls gesendet wird. Durch das Senden eines frequenzmodulierten Impulses wird die Wahrscheinlichkeit erhöht, dass Zerstörungsenergie für ein breiteres Spektrum von Mikrobläschengrößen gesendet wird. Zusätzlich können durch die Modulation von sowohl der Frequenz als auch der Amplitude des Zerstörungsimpulses sowohl die Mikrobläschenzerstörung als auch eine gesteuerte Oszillation bewirkt werden. Die anfängliche Periode des Impulses mit hoher Amplitude und niedriger Frequenz gefolgt von einer Periode mit niedrigerer Amplitude und höherer Frequenz kann die Zerstörung der Mikrobläschenhülle gefolgt von der Oszillation der freigesetzten Mikrobläschen bewirken.
Ein weiteres Sendeverfahren, das hohe Impulsfolgefrequenzen (engl. pulse repetition frequency, PRF) bietet, ist in den 17a–17c dargestellt. 17a zeigt das Senden eines ersten Impulses P₁ zur Kontrastmittel-Bildgebung des Herzens, gefolgt von einem zweiten Impuls P₂. Bei diesem Beispiel werden die Impulse mit einer niedrigen PRF gesendet, und es existiert eine bedeutende Zeitspanne zwischen den Sendezeitpunkten der Impulse. Während dieser Zeitspanne werden Echos 300 erst vom Kontrastmittel in dem Myokard und spätere Echos 302 von dem weiter entfernten Perikard empfangen. Durch die Differenzierung der Echos nach den beiden Impulsen wird das Vorhandensein von Kontrastmittel in dem Myokard erkannt, gefolgt von der Erkennung des Perikards selbst.
Bei Vorgängen, bei denen es lediglich wünschenswert ist, die Kontrastmittel-Bildgebung des Myokards durchzuführen, kann das Senden mit höherer PRF erfolgen, wie es in 17b dargestellt ist. Die Impulse mit höherer PRF bewirken jedoch unglücklicherweise die Entwicklung von Artefakten. Die Echos 300 werden von dem Kontrastmittel im Myokard nach dem Impuls P₁ zurückgesendet. Die von dem Perikard in Reaktion auf den ersten Impuls P₁ zurückgesendeten Echos 302 erscheinen jedoch in dem Intervall nach dem zweiten Impuls P₂ und können als Artefakt in dem Bild auftreten, wenn die auf die beiden Impulse folgenden Echos differenziert werden. Zur Eliminierung des Artefakts durch später zurückgesendete Echos wird von dem Gerät aus 1 vor der Differenzierung eine inkohärente Erkennung eingesetzt. Wie in 17c dargestellt, ergeben die inkohärente Erkennung und die Differenzierung Echos 300' mit positiver Polarität von den Mikrobläschen im Myokard und Echos 302' mit negativer Polarität von dem Perikard. Die unerwünschten Echos 302' mit negativer Polarität vom Perikard können dann durch Schwellenwertvorgabe oder das Kappen an der Basislinie entfernt werden, so dass nur die gewünschte Erkennung des Kontrastmittels im Myokard übrig bleibt.
Ein drittes Sendeverfahren, das für die Mikrobläschenerkennung nützlich ist, besteht darin, die Polarität der gesendeten Impulse abzuwechseln, wodurch sich der Vorteil ergibt, dass die harmonischen Komponenten der gesendeten Signale unterdrückt werden und gleichzeitig Störechos entfernt werden. 18a zeigt eine Echowellenform 310, die von dem Pulsieren eines Mikrobläschens empfangen wird. Die ungleichmäßigen Amplituden auf beiden Seiten des Bezugspegels Null verdeutlichen die nicht linearen reflexiven Aktivitäten von Mikrobläschen beim Vorhandensein von Schallwellen, da sich die Mikrobläschen nicht linear komprimieren und ausdehnen. Die Echowellenform 310 in 18a ergibt sich aus dem Senden eines Ultraschallimpulses, der eine erste Polarität aufweist.

Nach dem Senden eines Ultraschallimpulses, der die entgegengesetzte Polarität aufweist, ergibt sich die Echowellenform 312 aus 18b. Diese Wellenform ist in gleicher Weise nicht linear, jedoch aufgrund der Änderung der Impulspolarität nicht phasengleich mit der ersten Wellenform. Werden die beiden Wellenformen kombiniert, wird ein harmonisches Ansprechverhalten erzielt, wie es in 18c dargestellt ist. Die hochgradig nicht lineare Wellenform aus 18c wird leicht erfasst, so dass das System hochgradig empfindlich für Kontrastmittel wird, die die nicht linearen Echoansprechverhalten erzeugten. Text in den Figuren Figur 1

T/R	Sender/Empfänger
Beamformer	Strahlbündler
I, Q demod.	I/Q-Demodulator
Envelope det.	Hüllkurvendetektor
Pulse-pulse differentiation	Differenzierung von Impuls zu Impuls
Event counter	Ereigniszähler
Image sustain	Bildunterstützung
Scan convert.	Bildrasterwandler
Display	Bildschirm
Threshold	Schwellenwert
(prior art)	(Stand der Technik)

Figur 2

B Mode proc.	B-Mode-Prozessor
Event discrim.	Ereignisdiskriminator
Amplitude detect	Amplitudendetektor
Video processor	Videoprozessor

Figur 3

Patient ID	Patientenidentität
Date	Datum
Time	Uhrzeit
Scanning parameters, PRF	Abtastparameter, Impulsfolgefrequenz

Figur 4

T/R switch	Sender/Empfängerschalter
A/D	A/D-Umsetzer
Digital filter	digitaler Filter
Transmit frequency control	Sendefrequenzsteuerung
Central controller	zentrale Steuereinheit
Wts.	Gewichtungen

Dec.	Dezimierung
Persist.	Persistenz
Contrast signal detector	Kontrastmittel-Signaldetektor
3D image memory	3D-Bildspeicher
3D image rendering	3D-Bildwiedergabe
Vel.	Geschwindigkeit
Pwr.	Leistung

Figur 8

Acc. Akkumulator

Figur 9a

Left ventricle	linke Herzkammer
Lungs	Lunge
Right ventricle	rechte Herzkammer
Injection site	Injektionsstelle

Figur 14

Depth

Tiefe

Figur 15

In	ein
Out	aus

Claims

Ultraschall-Betrachtungssystem zur Erkennung eines harmonischen Kontrastmittels in einem Körper, das Folgendes umfasst: eine Ultraschallwandler-Sonde (110) zum Senden von Ultraschallimpulsen mit einer ersten Frequenz in den Körper und zum Empfangen von harmonischen Ultraschall-Echosignalen mit einer ersten Frequenz, die auf den genannten Impulssendevorgang folgen; einen Filter (118), der die genannten empfangenen Signale mit einem Durchlassbereich filtert, die die genannte erste Frequenz ausschließt und eine Oberwelle der genannten ersten Frequenz einschließt; und einen Signaldetektor (128) für Oberwellen zum Erfassen der genannten gefilterten, harmonischen Signale; und einen Bildschirm (50, 140) zum Anzeigen der genannten erfassten, harmonischen Signale, dadurch gekennzeichnet, dass der genannte Filter (118) ein programmierbarer Filter ist.
Ultraschall-Betrachtungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der genannte programmierbare Filter einen programmierbaren digitalen Filter (118) umfasst.
Ultraschall-Betrachtungssystem nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die programmierbare Kennlinie des genannten digitalen Filters (118) die Gewichtung der empfangenen Signale beinhaltet.
Ultraschall-Betrachtungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der genannte programmierbare Filter (118) einen FIR-Filter umfasst.
Ultraschall-Betrachtungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System ferner einen B-Mode-Prozessor (37) zum Erzeugen von B-Mode-Bildsignalen umfasst, wobei der genannte programmierbare digitale Filter (118) abwechselnd Signale für den genannten B-Mode-Prozessor (37) und den genannten Signaldetektor (128) für Oberwellen erzeugt.
Ultraschall-Betrachtungssystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der genannte programmierbare digitale Filter (118) ferner gefilterte Signale für den genannten B-Mode-Prozessor (37) liefert, die Signale des genannten B-Mode-Durchlassbereichs einschließen und die genannte Oberwelle der genannten ersten Frequenz ausschließen.
Ultraschall-Betrachtungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es ferner einen Prozessor (132, 134, 140) für dreidimensionale Bilder zur Wiedergabe von dreidimensionalen Bildern der genannten empfangenen harmonischen Signale umfasst.