DE69839016T2

DE69839016T2 - Bilderzeugung mittels ultraschall zur anzeige von gewebespannungen

Info

Publication number: DE69839016T2
Application number: DE69839016T
Authority: DE
Inventors: Hans Torp; Andreas Heimdal; Björn OLSTAD; Kjell Kristoffersen
Original assignee: GE Vingmed Ultrasound AS
Current assignee: GE Vingmed Ultrasound AS
Priority date: 1997-10-07
Filing date: 1998-10-07
Publication date: 2008-12-24
Anticipated expiration: 2018-10-08
Also published as: DE69839016D1; EP1021129B1; AU9453898A; WO1999017660A1; JP3539924B2; JP2001518342A; IL135424A0; EP1021129A1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft Ultraschall-Diagnostik-Systeme, die anatomische Strukturen und deren Bewegungen messen und darstellen. Insbesondere bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein Signalverarbeitungsverfahren und -gerät zur Berechnung und Anzeige von Gewebespannungsgeschwindigkeiten in lokalisierten Teilen des Bildes für die Anwendung in Ultraschall-Bildgebungssystemen.
Ärzte auf dem Fachgebiet der Ultraschall-Bildgebung begannen sich vor Kurzem für die Verwendung von Gewebespannung und Gewebespannungsgeschwindigkeit für klinische Messungen zu interessieren.
Der Begriff „Spannung" bezieht sich auf eine Eigenschaft des untersuchten Materials. Zum Beispiel entspricht die mit Muskelgewebe verbundene Spannung einem Verhältnis zwischen der anfänglichen Länge des Muskelgewebes und der Veränderung der Länge des Muskelgewebes während eines vorgeschriebenen Zeitintervalls. Bei der Ultraschall-Bildgebung kann die Veränderungsrate der Spannung (z. B. Spannungsrate, Spannungsgeschwindigkeit usw.) einem Arzt visuell als ein koloriertes zweidimensionales Bild präsentiert werden, worin Farbveränderungen unterschiedlichen Gewebespannungsgeschwindigkeiten entsprechen. Es wurde deutlich, dass die Funktionsfähigkeit eines Muskelsegments mit dem Maß an Muskelspannung und dem temporären Verhalten der Spannung in Verbindung steht, die von dem Muskelsegment selbst bewirkt oder auf dieses ausgeübt wird. Es wurde ebenfalls festgestellt, dass bösartige Tumoren auf der Grundlage ihres Widerstandes gegen Kompression entdeckt werden können.
Eine Anwendungsmöglichkeit der Echtzeit-Spannungsgeschwindigkeits-Bildgebung ist die Kardiologie. Die Gewebespannungsgeschwindigkeit liefert ein direktes und quantitatives Maß für die Fähigkeit des Herzmuskels, sich zusammenzuziehen und zu entspannen. Durch die Bildgebung entlang dem Herzmuskel in einer apikalen Ansicht kann die lokale Spannungsgeschwindigkeitskomponente entlang der langen Herzachse gemessen werden. Das Messen der lokalen Spannungsgeschwindigkeitskomponente gibt Aufschluss über die lokale örtliche Verkürzung und Verlängerung der Herzwand. Durch eine Bildgebung in einer parasternalen Ansicht kann die Spannungsgeschwindigkeitskomponente senkrecht zur Herzwand ermittelt werden. Die Ermittlung der Spannungsgeschwindigkeitskomponente senkrecht zur Herzwand gibt Aufschluss über die lokale Verdickung des Muskels. Die mittels M-Mode oder aus dem 2D-Bild gemessene Wandverdickung ist ein normalerweise verwendetes Maß für die Funktionsfähigkeit des Muskels. Durch die Spannungsgeschwindigkeits-Bildgebung steht ein direktes Maß für diese Verdickung zur Verfügung. Die Spannungsgeschwindigkeitsbilder können potenziell zur Diagnose einer Anzahl von Herzkrankheiten beitragen, wie zum Beispiel:
Eine andere Anwendungsmöglichkeit für Spannungsgeschwindigkeits-Bildgebung bietet sich bei Herztransplantationen. Geschwindigkeitsänderungen innerhalb des Herzmuskels sind von Bedeutung für die Diagnose der Abstoßung nach der Herztransplantation. Die Spannungsgeschwindigkeitsbilder bieten eine direkte Anzeige dieser Geschwindigkeitsänderungen.
Eine andere Anwendung für Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung existiert in der nichtinvasiven Elektrophysiologie. Die bevorzugte Ausführungsform beschreibt Verfahren der Bildgebung der lokalen Kontraktion/Relaxations-Beiträge mit einer hohen räumlichen und zeitlichen Auflösung. Die Informationen zur lokalen Kontraktion/Relaxation können dazu verwendet werden, beispielsweise auf der Grundlage eines Querschnitts knapp unterhalb der AV-Ebene zu ermitteln, wo die mechanische Bewegung in den Herzkammern aktiviert wird. Ferner können aberante Leitungsbahnen (Wolf-Parkinson-White) vom Atrium zum Ventrikel für eine spätere Ablation lokalisiert werden.
Selbst die Tiefe dieser Bahnen innerhalb des Myocards kann mittels dieser Erfindung besser lokalisiert werden, um zu entscheiden, ob der Patient mit Katheterverfahren oder operativen Verfahren zu behandeln ist.
Eine weitere Anwendung der Spannungsgeschwindigkeits-Bildgebung ist die Messung der Herzwandverdickung. Eine gut eingeführte Methodologie in der Herzdiagnose besteht darin, ein M-Mode-Bild zu erstellen, und die Wandverdickung des Myocards während der Systole zu messen. Die bevorzugte Ausführungsform stellt Verfahren zur Verfügung, um diese Informationen zur Wandverdickung aufzunehmen und die Wandverdickung in Echtzeit mit großer Präzision sowohl in der Raum- als auch in der Zeitdomäne zu messen. Die große diagnostische Relevanz der aktuellen Wandverdickungsmessungen deutet darauf hin, dass das in dieser Erfindung beschriebene Bildgebungsverfahren hoch relevante Informationen für die Herzdiagnose beinhaltet.
Für ein weitergehendes Verständnis der Gewebespannungsgeschwindigkeit wird angenommen, dass ein Objekt mit einer anfänglichen Länge L₀ gedehnt oder zusammengepresst werden kann oder sich selbst verlängert oder bis auf eine andere Länge L zusammenzieht. Die eindimensionale Spannung, definiert als
stellt eine dimensionslose Beschreibung der Veränderung dar. Wird die Länge L als eine Funktion der Zeit betrachtet und beschrieben als L(t) = r₁(t) – r₂(t), kann die temporale Ableitung der Spannung, die Spannungsgeschwindigkeit, durch die Anwendung dieser Gleichung ermittelt werden:
Ist die Geschwindigkeit v eines jeden Punktes in dem Objekt bekannt, ist eine äquivalente Definition der Spannungsgeschwindigkeit:
Diese Gleichungen bieten auch eine nützliche Beschreibung der Verformung des Objektes. In der Gleichung 3 ist r die räumliche Richtung der Dehnung oder Kompression. Das Verhältnis zwischen Gleichung 2 und Gleichung 3 ist zu erkennen, wenn die Länge L definiert wird als L(t) = r₁(t) und L₀ = L(T₀), wobei r₁ der Abstand zu einem Ende des Objekts und r₂ der Abstand zu dem anderen Ende ist. Wie in der Gleichung 3 dargestellt, ist die Spannungsgeschwindigkeit tatsächlich der räumliche Gradient der Geschwindigkeit. Die Gewebespannungsgeschwindigkeit misst daher den Grad der Verformung des Objekts. Ist die Spannungsgeschwindigkeit Null, verändert sich die Form des Objekts nicht. Ist die Spannungsgeschwindigkeit positiv, nimmt die Länge des Objekts zu, und ist die Spannungsgeschwindigkeit negativ, nimmt die Länge des Objekts ab. Spannungsgeschwindigkeit ist auch bekannt als Verformungsrate, Dehnung, Spannungsrate oder Geschwindigkeitsspannung.
Die Gewebespannungs-Bildgebung (strain-imaging) ist gegenwärtig ein eingeführtes Untersuchungsgebiet im Bereich der Ultraschall-Bildgebung. Durch die Korrelation von 2D-Bildern, vor und nach einer Druckzunahme erstellt, kann der Verformungsgrad der abgebildeten Struktur geschätzt werden. Ein Nachteil der Schätzung der Bildverformung auf der Grundlage der Korrelation von Bildern ist, dass der unmittelbare Spannungswert nicht in Echtzeit berechnet oder angezeigt wird. Das Fehlen der Echtzeit-Fähigkeit ist ein bedeutender klinischer Nachteil.
Könnte beispielsweise die Gewebespannungs-Bildgebung in Echtzeit durchgeführt werden, könnte die Gewebespannungs-Bildgebung effektiver beim Herzultraschall eingesetzt oder als ein interaktives Untersuchungsverfahren angewendet werden, wobei Anomalien der Gewebekompressibilität entsprechend den Druckgradienten, die auf die abgebildeten Strukturen aufgebracht werden, in Echtzeit visualisiert werden können.
Es wurde ein Verfahren zur Positionsauffindung vorgeschlagen, um die lokale Herzmuskel-Gewebespannungsgeschwindigkeit auf der Grundlage von Hochfrequenz-M-Mode-Bildern zuschätzen. Das Positionsauffindungsverfahren wird beschrieben in: H. Kanai, H. Hasegawa, N. Chubachi, Y. Koiwa und M. Tanaka „Noninvasive Evaluation of local myocardial thickening and its color-coded imaging", IEEE Trans. an Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control, vol. 44, pp. 752–768, 1997. Jedoch weist das in dem Artikel von Kanai et al. beschriebene Verfahren die Nachteile einer mangelhaften zeitlichen Auflösung und hoher Rechenkosten auf, die die Echtzeit-Bildgebung schwierig und kostenaufwendig machen. Das in dem Artikel von Kanai et al. beschriebene Verfahren ist ferner ein manuelles M-Mode-Verfahren und als Basis für zweidimensionale Echtzeit-Gewebespannungsbilder nicht gut geeignet. Die Gewebespannungsgeschwindigkeit ist außerdem eine Ableitung aus einer Geschwindigkeitsschätzung und ist von daher sehr rauschempfindlich. Das der Gewebespannungs-Bildgebung inhärente grundlegende Problem des Alias-Effekts bewirkt, dass Rauschen schwer zu meistern sind, da der Alias-Effekt verhindert, dass die Pulswiederholfrequenz niedrig genug eingestellt wird, um eine lange Beobachtungszeit zu ermöglichen. Könnte die Beobachtungszeit verlängert werden, könnte auch die Unempfindlichkeit der Gewebespannungsgeschwindigkeitsbilder signifikant verbessert werden.
Heimdahl et al.: „Real-time strain velocity imaging (SVI)" 1997 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings, vol. 2, March 1998, pages 1423–1426, XP002094209 New York, USA, veröffentlicht am 7. Oktober 1997, offenbart ein bildgebendes Verfahren gemäß der Präambel von Anspruch 1. US-A-4 888 694 verwendet einen Dopplerprozessor des Moving-Target-Typs und bildet durch die Verringerung der Frequenz, bei der während jedes Strahls Pulse erzeugt und verarbeitet werden, einen Blutstrom niedriger Geschwindigkeit ab. Um eine entsprechende Abnahme der Bildfrequenz zu vermeiden, werden die Ultraschallpulse für mehrere Strahlen alternierend in verzahnter Reihenfolge erzeugt und verarbeitet.
Es bleibt ein Bedarf an einem verbesserten Ultraschallsystem, um die oben bestimmten Schwierigkeiten zu überwinden. Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, dieses Bedürfnis zu erfüllen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Eine Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das in der Lage ist, Gewebespannungsgeschwindigkeit zu berechnen und anzuzeigen.
Ferner ist eine Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das in der Lage ist, Gewebespannungsgeschwindigkeit in Echtzeit zu berechnen und anzuzeigen.
Ferner ist eine Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das in der Lage ist, Gewebespannungsgeschwindigkeit für eine vollständige zweidimensionale Region anzuzeigen.
Eine weitere Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das Gewebespannungsgeschwindigkeit anzeigt und dennoch die der Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung inhärenten grundlegenden Probleme mit dem Alias-Effekt überwindet.
Eine weitere Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung in Echtzeit bei hoher Rauschunempfindlichkeit bietet.
Eine weitere Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung in Echtzeit mit hoher zeitlicher Auflösung bietet.
Eine weitere Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung in Echtzeit auf eine berechnungstechnisch effiziente und wirtschaftliche Weise bietet.
Eine noch andere Aufgabe der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Zur-Verfügung-Stellen eines Ultraschallsystems, das Gewebespannungsgeschwindigkeit in einer Anzahl von Anzeigeformaten anzeigt.
Diese und andere Aufgaben der vorliegenden Erfindung werden durch ein Ultraschallverfahren und -system für die Berechnung und Anzeige der Gewebespannungsgeschwindigkeit in Echtzeit gelöst, wie es in den unabhängigen Ansprüchen 1 und 19 definiert ist.
Es wird ein Strahlenverzahnungsverfahren angewendet, um die Pulswiederholfrequenz (PRF) zu senken, ohne die Gesamtdatenerfassungszeit für das Bild zu verringern. Das ermöglicht die genaue Schätzung geringer Geschwindigkeitsdifferenzen. Eine niedrige Pulswiederholfrequenz könnte jedoch den Alias-Effekt auslösen, wenn die Dopplerverschiebung PRF/2 übersteigt, und dadurch zu großen Fehlern bei der Geschwindigkeitsschätzung führen. Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren zur Verfügung, die Dopplerverschiebungsdifferenz zwischen zwei Bildpunkten direkt abzuziehen, das unempfindlich gegen den Frequenz-Alias-Effekt ist. Durch den Abzug von Dopplerverschiebungs-Differenzen auf eine Weise, die unempfindlich gegen den Alias-Effekt ist, wird eine signifikante Verbesserung der Schätzung der Gewebespannungsgeschwindigkeit erreicht, ohne eine hohe Bildfrequenz zu beeinträchtigen.
Die Ergebnisse der geschätzten Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung werden auf dieselbe Weise wie die der Gewebegeschwindigkeits-Bildgebung dargestellt: als farbcodierte Videobilder, als farbcodierte M-Mode-Kurven oder als Ganglinien für einzelne Probenvolumina. Die farbcodierten Bilder können eine Mischung des B-Mode-Gewebebildes und des Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildes sein. Das B-Mode-Gewebebild bildet eine anatomische Referenz für die in dem Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bild entdeckten Anomalien.
Andere Aufgaben, Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden durch die begleitenden Zeichnungen und die nachfolgende detaillierte Beschreibung offensichtlich.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 stellt ein Ultraschallsystem gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar.
2 stellt die beispielhaften Signalpakete x1 und x2 von zwei Bereichspositionen entlang einer Bildzeile gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar.
3 stellt die Korrelationswerte R1 und R2 in der komplexen Ebene für zwei unterschiedliche Pulswiederholfrequenzen dar.
3 ist stellt ein Beispiel für ein durch eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erzeugtes intravaskuläres Ultraschallbild dar.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Es werden ein Verfahren und ein Gerät zur Erzeugung von Gewebegeschwindigkeits-Messsungen in Echtzeit beschrieben. In der folgenden Beschreibung werden zahlreiche spezifische Details dargelegt, um ein umfassendes Verständnis der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zu ermöglichen. Für Fachleute wird jedoch ersichtlich sein, dass die vorliegende Erfindung ohne diese spezifischen Details angewendet werden kann.
1 zeigt ein Blockdiagramm eines Ultraschall-Bildgebungssystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Ein Ultraschallwandler 5 sendet einen gepulsten Ultraschallstrahl 6 in den Körper. Ein Sender 3 treibt den Wandler 5 an, den gepulsten Ultraschallstrahl 6 auszusenden. Die Ultraschallpulse werden von Strukturen im Körper, wie beispielsweise Muskelgewebe, rückgestreut, um Echos zu erzeugen, die zu dem Wandler 5 zurückkehren und von diesem erfasst werden; siehe 1. Ein Empfänger 2 erfasst die Echos. Die Echos werden von einem Empfänger 2 zu einem komplexen Demodulator 12 und einer Gewebeverarbeitungsstufe 11 weitergeleitet. Der komplexe Demodulator 12 demoduliert die Echosignale, um I, Q-Datenpaare zu bilden, die Echosignale darstellen.
Die demodulierten I, Q-Datenpaare sind komplexe Dopplersignale, die an Gewebespannungsraten-Modul 14 weitergeleitet werden, das, wie unten erklärt, Gewebegeschwindigkeitsberechnungen durchführt. Das komplexe Dopplersignal ist mit einem ausgewählten Bereich in dem interessierenden Bereich des Farbbildes assoziiert. Ein komplexes Dopplersignal umfasst typischerweise ein Segment aus Datenproben, das dazu verwendet wird, die Dopplerverschiebung zu schätzen. Die Echosignale werden auch an die Gewebeverarbeitungsstufe 11 weitergeleitet, die eine Verarbeitung wie beispielsweise B-Mode-Verarbeitung durchführt, um ein 2D- oder 3D-Bild der gescannten anatomischen Struktur zu erzeugen.
Es sollen nun die Verfahren erörtert werden, die von dem Gewebespannungsraten-Modul 14 durchgeführt werden, um die Gewebespannungsgeschwindigkeit zu berechnen. Das Gewebespannungsraten-Modul 14 berechnet die Geschwindigkeit SV(r) aus einer Schätzung der Gewebegeschwindigkeit v(r) an zwei Punkten r + dr nach der folgenden Gleichung: SV(r) = (v(r + dr) – v(r)/dr (4)
Das Gewebespannungsraten-Modul 14 schätzt die Gewebegeschwindigkeit v(r) und v(r + dr) auf der Grundlage der demodulierten komplexen Dopplersignale für mit den Datenpunkten r und d + r assoziierte Echosignale. Das Gewebespannungsraten-Modul 14 kann eines von mehreren bekannten Verfahren benutzen, um die Gewebegeschwindigkeiten v(r) und v(r + dr) zu berechnen. Alternativ kann das Gewebespannungsraten-Modul 14 die Gewebespannungsgeschwindigkeit SV(r) – auch als der Geschwindigkeitsgradient bezeichnet – auf der Grundlage einer linearen Regressionsanalyse der geschätzten Gewebegeschwindigkeiten berechnen.
Alternativ berechnet das Gewebespannungsraten-Modul 14 die Gewebespannungsgeschwindigkeit direkt, ohne zuerst die Gewebegeschwindigkeiten zu berechnen. Die Gewebespannungsgeschwindigkeit kann auf der Grundlage der Phasenvariation der komplexen Korrelationsfunktion, die in dem unten beschriebenen Autokorrelationsverfahren verwendet wird, direkt berechnet werden.
Bei der Berechnung der Gewebespannungsgeschwindigkeit kann das Gewebespannungsraten-Modul 14 Filterverfahren einsetzen, um robustere Schätzungen des radialen Gewebegeschwindigkeitsgradienten zu erhalten. Ein Beispiel für einen derartigen Filter findet sich in P. Saint-Marc, J. Chen und G. Medioni: „Adaptive smoothing: A general tool for early vision" IEEE Trans. on Pattern Anal. and Machine Intell., 13(6), June 1991. Durch die adaptiven Glättungsfilter werden fehlerhafte Geschwindigkeitsgradienten zwischen unterschiedlichen Strukturen wie Blut/Gewebe vermieden. Die adaptiven Glättungsfilter des Das Gewebespannungsraten-Moduls 14 können auch räumlich stückweise konstante Gewebe spannungsgeschwindigkeitswerte erzeugen. Diese Eigenschaften der adaptiven Glättung machen das Verfahren anwendbar für eine ausgedehnte räumliche und zeitliche Filterung, um die Robustheit der von dem Das Gewebespannungsraten-Modul 14 berechneten Gewebespannungsgeschwindigkeitswerte zu erhöhen.
Als Nächstes wird eine Ausführungsform beschrieben, bei der das System Autokorrelation verwendet, um Gewebegeschwindigkeiten zu schätzen. Wahlweise kann die Korrelationsfunktion räumlich mit benachbarten Bereichen und/oder Vektoren gemittelt werden, um die Varianz der Schätzung zu verringern. Die Dopplerverschiebung wird dann von dem Winkel der gemittelten Korrelationsfunktion aus berechnet.
Die zur Berechnung der Dopplerverschiebung verwendete Funktion kann durch eine von mehreren bekannten Funktionen berechnet werden. Ein Autokorrelationsverfahren für Ultraschall-Blutstromgeschwindigkeitsmessungen ist zu finden in C. Kasai, K. Namekawa, A Koyano und R. Omoto: „Real-Time Two-Dimensional Blood Flow Imaging Using an Autokorrelation Technique" IEEE Trans. Sonics Ultras., vol. SU-32, pp. 458–464 (1985). Ein anderes Verfahren für die Gewebegeschwindigkeits-Bildgebung ist beschrieben in: W. N. McDicken, G. R. Sutherland und C. M. Moran: „Color Doppler velocity imaging of the myocardium", Ultrasound Med. Biol., vol. 18, nos 6/7, pp. 651–654, (1992).
Genauer gesagt, kann die Geschwindigkeit v dadurch berechnet werden, dass man zuerst die Puls-zu-Puls-Korrelationsfunktion aus dem komplexen Doppler-Signalpaket ermittelt: P(r) = Σconj(x(r, t)x(r,t); R(r) = Σconj(x(r, t)x(r, t + 1); (5),wobei „conj()" „komplex konjugiert" bedeutet. In der Gleichung (5) ist sowohl die Formel für die Dopplersignalleistung P als auch die komplexe Autokorrelation R angegeben. Wahlweise kann das Gewebespannungsraten-Modul 14 an dem komplexen Dopplersignal beispielsweise durch einen Regressionswandfilter (regression wall filter) eine Störunterdrückung vornehmen. Der Zweck des Wandfilters ist die Unterdrückung von Rauschsignalen, die oft eine niedrigere Dopplerverschiebung als die Signale des gemessenen Objekts haben. Es ist wünschenswert, systematische Fehler bei der Geschwindigkeitsschätzung zu vermeiden, die bei Filtern dieser Art auftreten können. Diese Probleme werden erörtert in H. Torp: „Clutter rejection filters in Color Flow Imaging: A theoretical Approach", Ieee Trans. an Ultrasound, Ferroelectrics and Frequency Control, vol. 44, 1997. Der Grad der Störunterdrückung kann anpassbar sein, und in einigen Situationen – wenn der Rauschpegel niedrig ist – kann der Filter weggelassen werden.
Die Geschwindigkeit erhält man aus dem Phasenwinkel von R: v(r) = c/2f0 Phase (R(r))/2πT (6),wobei c die Schallgeschwindigkeit und T die Zeit zwischen den aufeinander folgenden Pulsen ist. Sobald die Geschwindigkeit v(r) berechnet wurde, wird die obige Korrelationsfunktion für die Geschwindigkeit v(r + dr) wiederholt, wobei dr eine inkrementelle Entfernung ist, die ein Parame ter des Schätzalgorithmus ist. Ein erhöhter Wert von dr kann zu einer geringeren räumlichen Auflösung führen, aber die Genauigkeit der Gewebespannungsgeschwindigkeits-Schätzung verbessern. Danach wird die Gewebespannungsgeschwindigkeit SV/r) nach der obenstehenden Gleichung (4) berechnet.
Es ist wünschenswert, dass bei der Anwendung einer Korrelationsfunktion die Geschwindigkeit nicht das Nyquist-Limit übersteigt. Das tritt ein, wenn die Größe der Geschwindigkeit das Nyquist-Geschwindigkeits-Limit übersteigt, was Phase(R) = π entspricht. Vnyquist = c/(4·fo·T) = c·PRF/(4fo) (7)
Als Nächstes wird in Verbindung mit 2 eine alternative Ausführungsform beschrieben, bei der das Gewebespannungsraten-Modul 14 die Gewebespannungsgeschwindigkeit direkt misst. Die Gewebespannungsgeschwindigkeit kann direkt aus der Phasendifferenz zwischen den Korrelationswerten an zwei verschiedenen Punkten in dem Bild – getrennt durch einen Abstand dr, s. 2 – ermittelt werden. Die Korrelationswerte R1 = R(r) und R2 = R(r + dr) werden von dem Gewebespannungsraten-Modul 14 durch Anwendung der Gleichung (5) berechnet. Der Empfänger erfasst mindestens zwei fortdauernde Echosignale für die entsprechenden Regionen in den zwei Bereichspositionen 21 und 22. Der komplexe Demodulator 12 wandelt die Echosignale in Signalpakete 24 und 25 aus Datenproben um. Das Gewebespannungsraten-Modul 14 berechnet die komplexen Korrelationsfunktionen R1 und R2 und versorgt P1 und P2 aus den Paketen 24 und 25. Das Gewebespannungsraten-Modul 14 umfasst ein Rechenmodul 26, das die Spannungskorrelation S berechnet. Das komplexe Produkt aus R2 und dem Konjugat von R1 wird gebildet. Die resultierende komplexe Zahl S weist dann einen Phasenwinkel auf, der gleich der Differenz zwischen dem Phasenwinkel von R2 und R1 ist. S(r) = conj(R(r))·R(r + dr) (8)
Die „Gewebespannungskorrelationsfunktion" S(r) kann sowohl in der Richtung der Strahlen als auch zwischen benachbarten Strahlen gemittelt werden, um die Varianz der Schätzung zu verringern.
2 zeigt einen Bereichsscan 20, der zwei Bereichpositionen, 21 und 22 entlang einer Bildzeile umfasst. Die „Gewebespannungskorrelation" S wird berechnet als:
S = conj(R1)·R2; der Winkel von S ist proportional zu der Differenz in der Dopplerverschiebung zwischen den Bereichspositionen 21 und 22.
Das Gewebespannungsraten-Modul 14 umfasst auch ein Gewebespannungsgeschwindigkeits-Modul 27 und ein Verlässlichkeitsindex-Modul 28. Das Gewebespannungsgeschwindigkeits-Modul 27 verwendet den folgenden Ausdruck, um die Gewebespannungsgeschwindigkeit SV(r) aus der Gewebespannungskorrelationsfunktion zu berechnen: SV(r) = c/(4πdrTfo) Phase (S(r)) (9)
Für gewöhnlich ist die Geschwindigkeitsdifferenz viel geringer als jede einzelne Geschwindigkeit. Daher wird das Nyquist-Limit, das auftritt, wenn Phase(S) = πSVnyquist = Vnyquist/dr (10)nicht oft erreicht.
Der Vorteil bei der Anwendung des direkten Verfahrens zur Gewebespannungsgeschwindigkeitsmessung ist bei dem folgenden typischen Beispiel für eine herzbezogene Anwendung offensichtlich: Die maximale Herzmuskelgeschwindigkeit beträgt üblicherweise 0,1 m/s, und die maximale Gewebespannungsgeschwindigkeit beträgt 2,0 (m/s)/m. Bei fo = 4 MHz sollte die Pulswiederholfrequenz (PRF) mindestens 1 kHz betragen, um den Geschwindigkeits-Alias-Effekt zu vermeiden. Bei dr = 8 mm beträgt die minimale Pulswiederholfrequenz (PRF), um den Spannungsgeschwindigkeits-Alias-Effekt zu vermeiden, 160 Hz. Durch Senkung der PRF um einen Faktor 6, kann eine vergleichbare Abnahme des Schätzfehlers erreicht werden.
In den 3A und 3B wird die Wirkung einer Senkung der Pulswiederholfrequenz dargestellt. Die 3A und 3B zeigen die Korrelationswerte R1 und R2 in der komplexen Ebene für zwei unterschiedliche Pulswiederholfrequenzen. Die Kreise zeigen die zufälligen Fluktuationen von R1 und R2 um den wahren Wert an. In 3B ist die PRF um einen Faktor 2 gesenkt. Der Winkel von R1 und R2 wird dann um einen Faktor 2 zunehmen und der Alias-Effekt wird auftreten (weil Phase(R) > π). Die Winkeldifferenz wird jedoch immer noch die korrekte Dopplerverschiebungsdifferenz angeben (weil Phase(S) < π), und der Zufallsfehler in der SV-Schätzung wird zunehmen.
In Teilen des Bildes kann mehr chaotische Bewegung auftreten, was die Messung der Gewebespannungsgeschwindigkeit schwierig macht. Das Verlässlichkeitsindex-Modul 28 nimmt eine Korrektur für chaotische Bewegung vor, indem ein Index berechnet wird, der die Verlässlichkeit der Gewebespannungsgeschwindigkeitsberechnung anzeigt.
Das Verlässlichkeitsindex-Modul kann den folgenden Verlässlichkeitsindex ri(r) verwenden: ri(r) = abs(S(r))/(P(r)·(P(r + dr)) (11)
Der Verlässlichkeitsindex wird mit einem Schwellenwert verglichen, um rauschende SV-Werte vom Bildschirm zu entfernen. Der Verlässlichkeitsindex kann auch dazu verwendet werden, die zur Anzeige der Gewebespannungsgeschwindigkeit benutzte Farbskala zu modulieren (oder zu modifizieren), beispielsweise durch Verringern der Farbsättigung, wenn der ri-Wert niedrig ist.
Die bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann in einem System eingesetzt werden, dass ein Strahlenverzahnungsverfahren anwendet. Geschwindigkeits-Bildgebung erfordert zwei oder mehr Pulse in derselben Strahlenrichtung, um die Geschwindigkeit messen zu können. Das Ergebnis ist ein Paket von Signalproben in jedem Bereichspunkt entlang dem Strahl, und die Paketgröße N ist gleich der Anzahl der Pulse. Daher ist N > = 2. Dieses Signalpaket ist (nach der komplexen Demodulation) das Dopplersignal. Die Zeit zwischen den Pulsen wird als Pulswiederholzeit bezeichnet, und ihr inverser Wert als Pulswiederholfrequenz (PRF). Die Gesamtbeobachtungszeit für die sich bewegenden Objekte beträgt dann N/PRF. Im Allgemeinen nimmt der Geschwindigkeits-Schätzfehler mit zunehmender Beobachtungszeit ab. Dies kann entweder durch eine Vergrößerung der Paketgröße oder durch eine Verringerung der PRF erreicht werden. In beiden Fällen sind die Erfassungszeit und die Bildfrequenz verringert. Die Strahlenverzahnung ist ein Verfahren, bei dem M Pulse (Verzahnungsgröße) sequenziell in N Zyklen in verschiedene Strahlenrichtungen gesendet werden. Auf diese Weise wird die PRF um einen Faktor M verringert, ohne dass die Gesamterfassungszeit für das Bild verlängert würde, sodass die Bildfrequenz, unabhängig von der PRF, konstant bleibt.
Die extremste Situation tritt ein, wenn die Verzahnungsgröße M gleich der Anzahl von Strahlen in dem Bild ist. In diesem Fall kann die Paketgröße auf N = 1 gesetzt werden, und man kann das Dopplersignal durch Auswahl einer Signalprobe aus jedem Frame in der Echtzeit-Sequenz von Frames erhalten. Die PRF ist dann gleich der Bildfrequenz und ein kontinuierlicher Strom von Dopplersignalproben steht an jedem Punkt des Bildes für die Analyse zur Verfügung. Die Gewebespannungsberechnung kann dann an einem „Gleitzeit"-Signalpaket beliebiger Länge und mit einem beliebigen Grad von Verzahnung zwischen den Signalpaketen durchgeführt werden. Die bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können in einem System angewendet werden, das B-Mode-Bildgebung ermöglicht. Separate Pulse können für die Erzeugung des B-Mode-Gewebebildes verwendet werden, um ein Gewebebild mit höherer Auflösung als das Gewebegeschwindigkeits-Bild oder das Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bild zu erhalten, d. h. ein kurzer Puls und eine große Anzahl von Bildzeilen.
Alternativ kann jedoch das B-Mode-Bild aus denselben Pulsen wie das Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bild erzeugt werden. Bei einer niedrigen PRF-Anforderung kann die Korrelation von Frame-zu-Frame durchgeführt werden. Die äquivalente PRF ist dann gleich der Bildfrequenz. Die Bildfre quenz kann durch Anwendung des „Multi-Line-Acquisition"-Verfahrens (MLA) weiter erhöht werden. Dieses Verfahren ermöglicht den Empfang von mehr als einem Empfängerstrahl für jeden gesendeten Puls. Üblicherweise wird ein etwas breiterer Ultraschallstrahl gesendet, und die Strahlformungseinrichtung des Empfängers ist dafür eingerichtet, die Signale aus zwei oder mehr verschiedenen Strahlenrichtungen innerhalb des Sendestrahl-Öffnungswinkels zu empfangen und zu trennen. Auf diese Weise kann eine Erhöhung der Bildfrequenz durch eine Begrenzung der Anzahl der Sendestrahl-Richtungen erreicht werden.
Die bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können in einem System angewendet werden, das „Harmonic Imaging" ermöglicht. Es wurde gezeigt, dass das „Harmonic Imaging"-Verfahren (oder Oktaven-Bildgebung), das die Frequenz der zweiten Oberwelle der übertragenen Signalfrequenz für die Anzeige nutzt, die Rauschartefakte in B-Mode-Bildern reduziert. Dieses Verfahren kann auf dreifache Weise mit den bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung kombiniert werden: erstens durch Anwendung des harmonischen B-Mode-Gewebebild-Verfahrens kombiniert mit dem Gewebespannungsbild, wie oben beschrieben, zweitens durch Verwendung des Oberwellenteils des empfangenen Signals als Basis für die Spannungsgeschwindigkeitsberechnung oder drittens durch die Kombination der beiden genannten Möglichkeiten.
Die intravaskuläre Bildgebung war bis jetzt hauptsächlich auf die Gewebe-Bildgebung beschränkt. Die Anwendung der Gewebegeschwindigkeitsbildgebung in der intravaskulären Bildgebung kann Aufschluss über die Bewegung der Gefäßwand im Verhältnis zu einem Katheter geben.
4 zeigt ein Beispiel für ein intravaskuläres Ultraschallbild. Der Katheter 40 erfasst üblicherweise ein kreisförmiges Bild 41. In dem Bild wird eine Grenzfläche 42 zwischen dem Gefäßlumen und der Gefäßwand gezeigt. Die Probenpunkte 43 und 44 entsprechen den Punkten 21 und 22 in 2. In gleicher Weise entsprechen die Probenpunkte 45 und 46 den Punkten 21 und 22 in 2. Die Radialbewegung eines gegebenen Probenpunktes wie beispielsweise 43 im Verhältnis zu dem Katheter 40 kann durch die Gewebegeschwindigkeits-Bildgebung genau gemessen werden. Ferner kann die Position des Probenpunktes 43 bei einer Neupositionierung des Probenvolumens radial gefunden werden, und zwar als eine Funktion der Zeit, entsprechend der gemessenen Geschwindigkeit multipliziert mit der Zeitverzögerung zwischen aufeinander folgenden Frames. Wird dieses für zwei auf der Gefäßwand diametrisch angeordnete Punkte (43 und 45) wiederholt, kann man sehr sensible Schätzungen der Veränderungen des Gefäßdurchmessers anstellen. In gleicher Weise können Veränderungen der Gefäßfläche überwacht werden, wenn die obige Analyse für alle Radialrichtungen wiederholt wird. Die Veränderungen des Gefäßdurchmessers/der Gefäßfläche können für sich oder in Verbindung mit zusätzlichen Informationen, wie beispielsweise dem Druck, für die Schätzung wichtiger physiologischer Parameter des Gefäßes verwendet werden. Die in diesem Patent beschriebene Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung kann dazu verwendet werden, die Kompressibilität der Gefäßwand abzubilden. Dies kann bei der Differenzierung zwischen verschiedenen Typen weicher und harter Plaque potenziell sehr wichtig sein.
Die Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildgebung kann auch an weichen Teilen des Körpers durchgeführt werden, in dem ein zunehmender Druck auf die Sonde auf der Haut ausgeübt wird. Das Gewebe wird so komprimiert, aber harte Körperregionen werden weniger komprimiert als weiche. Dieser Unterschied zeigt sich in dem Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bild. Diese Art der Bildgebung kann beispielsweise bei der Suche nach Tumoren in der Brust, Prostata, Schilddrüse oder Leber angewendet werden, da Tumoren oft weniger kompressibel sind als normales Gewebe.
In der vorangehenden Beschreibung wurde die Erfindung mit Bezug auf spezifische beispielhafte Ausführungsformen beschrieben. Es ist jedoch offensichtlich, dass verschiedene Modifikationen und Veränderungen an ihr vorgenommen werden können, ohne von dem Anwendungsbereich der Erfindung abzuweichen, wie er in den angefügten Ansprüchen dargelegt ist. Dementsprechend sind die Beschreibung und die Zeichnungen als veranschaulichend, aber nicht einschränkend, zu betrachten.

Claims

Verfahren zur Lieferung von Echtzeit-Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bildern von einer räumlichen Region, umfassend: Aussendung von Ultraschallpulsen auf einen Bereich von Interesse der räumlichen Region hin, Erfassung von Echosignalen (2) für eine Vielzahl von Bereichspositionen (21, 22) entlang der Ultraschallstrahlen (6) in einem Bereich von Interesse; Echtzeit-Einschätzung von Gewebespannungsgeschwindigkeiten (14) von den erfassten Echosignalen für die Bereichspositionen (21, 22) innerhalb der räumlichen Region; und Anzeigen (7) der eingeschätzten Gewebespannungsgeschwindigkeiten für jede Bereichsposition auf den räumlichen Koordinaten auf einer Anzeigeeinheit, die mit der räumlichen Region im Zusammenhang steht, um ein zweidimensionales Echtzeit-Bild der Gewebespannungsgeschwindigkeiten für die räumliche Region zu liefern, dadurch gekennzeichnet, dass die Echosignale (2) entlang der Ultraschallstrahlen (6) in einem Bereich von Interesse erfasst werden, wobei eine Strahlverzahnungs-Technik angewendet wird, bei welcher M Pulse sequenziell in verschiedene Strahlenrichtungen in N Zyklen gesendet werden, indem Informationen von verschiedenen Strahlenrichtungen in dem Zeitintervall zwischen zwei aufeinander folgenden Pulsen in einer bestimmten Richtung erfasst werden, und ferner dass der Schritt der Einschätzung der Gewebespannungsgeschwindigkeit umfasst: die Einschätzung einer komplexen Puls-zu-Puls-Korrelation für eine Anzahl von Bereichspositionen (21, 22) entlang eines Ultraschallstrahls (6) auf der Grundlage der Echosignale, Berechnung einer Gewebespannungs-Korrelations(26)-Funktion aus mindestens zwei Bereichspositionen, die durch einen bestimmten radialen Abstand voneinander getrennt werden, und Berechnung der Phasenvariationen der Gewebespannungs-Korrelations(26)-Funktion.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewebespannungs-Korrelations-Funktion durch die Multiplikation des Konjugats der komplexen Puls-zu-Puls-Korrelation für eine erste Bereichsposition mit der komplexen Puls-zu-Puls-Korrelation für eine zweite Bereichsposition gegeben ist, wobei die zweite Bereichsposition sich an dem gegebenen radialen Abstand von der ersten Bereichspositionen (26) befindet.
Verfahren gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewebespannungsgeschwindigkeit durch die Division eines Zählers, der als Produkt des Phasenwinkels der Gewebespannungs-Korrelations-Funktion und der Schallgeschwindigkeit definiert ist, durch einen Nenner, der als Produkt von 4π, dem gegebenen radialen Abstand, der Ultraschallfrequenz und der Zeit zwischen aufeinander folgenden Pulsen der Vielzahl von Pulsen (27) definiert ist.
Verfahren gemäß Anspruch 1, ferner den Schritt umfassend, bei dem die Gewebespannungs-Korrelations-Funktion zeitlich gemittelt wird, bevor die Gewebespannungsgeschwindigkeit (14) berechnet wird.
Verfahren gemäß Anspruch 1, ferner den Schritt umfassend, bei dem die Gewebespannungs-Korrelations-Funktion räumlich gemittelt wird, bevor die Gewebespannungsgeschwindigkeit (14) berechnet wird.
Verfahren gemäß Anspruch 1, ferner umfassend: Einschätzung einer komplexen Puls-zu-Puls-Korrelation R(r) für eine Anzahl von Bereichspositionen (21, 22) entlang des Ultraschallstrahls (6) auf der Grundlage der Echosignale; Bestimmung einer Gewebespannungs-Korrelations-Funktion S(r) (26) über einen radialen Abstand dr gemäß einer Gleichung S(r) = conj(R(r))·R(r + dr); und Berechnung der Gewebespannungsgeschwindigkeit (27) gemäß der Gleichung SV (r) = c/(47rdrTfo) Phase(S(r)).
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Anzeige (7) der eingeschätzten Gewebespannungsgeschwindigkeit (14) die Kombination eines 2-Modus-Gewebebildes (11) und der Gewebespannungsgeschwindigkeiten an entsprechenden räumlichen Koordinaten in einer Farbkodierung umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Anzeige (7) der eingeschätzten Gewebespannungsgeschwindigkeit (14) die Kombination eines M-Modus-Gewebebildes (11) und der Gewebespannungsgeschwindigkeiten an entsprechenden räumlichen Koordinaten in einer Farbkodierung umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Anzeige das Anzeigen der eingeschätzten Gewebespannungsgeschwindigkeit (14) für eine vollständige zweidimensionale Region (7) umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die eingeschätzten Gewebespannungsgeschwindigkeiten für eine dreidimensionale Region (14) eingeschätzt und mit Hilfe einer dreidimensionalen Visualisierungstechnik angezeigt (7) werden.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die räumliche Region auf einen einzigen Punkt beschränkt ist und die Gewebespannungsgeschwindigkeiten als Spektral- oder Gewebespannungsgeschwindigkeits-Kurve gegenüber der Zeit angezeigt (7) wird.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass Erfassungstechniken für mehrere Linien angewendet werden, um die resultierende Frame-Frequenz weiter zu erhöhen.
Verfahren gemäß Anspruch 1, ferner folgende Schritte umfassend: Berechnung eines Gewebespannungs-Verlässlichkeitsindexes (28) als eine Funktion der Signalstärke für jeden Abtastpunkt innerhalb der räumlichen Region; und Modifizierung der Anzeige (7) der Gewebespannungsgeschwindigkeit in Übereinstimmung mit dem Gewebespannungs-Verlässlichkeitsindex.
Verfahren gemäß Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Gewebespannungs-Verlässlichkeitsindex (28) durch die Division des absoluten Wertes des Produkts (26) des Konjugats der komplexen Puls-zu-Puls-Korrelation für eine erste Bereichsposition (21) und die komplexe Puls-zu-Puls-Korrelation für eine zweite Bereichsposition (22) durch die Signalstärke an einer der ersten oder der zweiten Bereichspositionen (21, 22) gegeben [ist].
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass eine Oberwelle des Echosignals benutzt wird, um die Gewebespannungsgeschwindigkeit (14) einzuschätzen.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bilder gleichzeitig mit der Anwendung einer externen Vorrichtung generiert werden, so dass ein Druckgradient in der räumlichen Region erzeugt wird.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewebespannungsgeschwindigkeits-Bilder generiert werden, während gleichzeitig ein sich verändernder Druck auf die abgebildete räumliche Region angewendet wird.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Echosignale erfasst werden, indem intravaskuläre Ultraschalltechniken (40) angewendet werden, um die regionalen Veränderungen der Eigenschaften der Gefäßwand einzuschätzen.
Ultraschall-Bildgebungssystem, das ein Subsystem zur Messung und zweidimensionalen Anzeige einer Rate von Gewebespannungsveränderungen in einem Gewebebereich von Interesse in Echtzeit umfasst, wobei das Subsystem umfasst: einen Empfänger (2), der die Echosignale erfasst, die einem Bereich von Interesse zuzuordnen sind, einen Demodulator (12), der die Echosignale in Dopplersignale umwandelt, die mit Bereichspositionen (21, 22) innerhalb eines Bereiches von Interesse im Zusammenhang stehen, ein Gewebespannungsraten-Modul (14), welches die Gewebespannungsgeschwindigkeit für die Bereichspositionen (21, 22) in einem Bereich von Interesse auf der Grundlage der Dopplersignale in Echtzeit bestimmt, und ein Display, welches ein zweidimensionales Gewebespannungsgeschwindigkeit-Bild für die Bereichspositionen anzeigt, dadurch gekennzeichnet, dass das System ferner umfasst: Mittel zur Erfassung von Echosignalen (2) entlang der Ultraschallstrahlen (6) in einem Bereich von Interesse, wobei eine Strahlenverzahnungs-Technik angewendet wird, bei der M Pulse sequenziell in verschiedene Strahlenrichtungen in N Zyklen gesendet werden, indem Informationen von verschiedenen Strahlenrichtungen in dem Zeitintervall zwischen zwei aufeinander folgenden Pulsen in einer bestimmten Richtung erfasst werden, so dass die Pulswiederholungsfrequenz (PRF) gesenkt wird, ohne die Gesamtdatenerfassungszeit für den Bereich zu reduzieren, und dadurch gekennzeichnet, dass das Gewebespannungsratenmodul (14) die Gewebespannungsgeschwindigkeit berechnet, indem es eine komplexe Puls-zu-Puls-Korrelation für eine Anzahl von Bereichspositionen (21, 22) entlang des Ultraschallstrahls (6) auf der Grundlage der Echosignale einschätzt, eine Gewebespannungs-Korrelations(26)-Funktion aus mindestens zwei Bereichspositionen berechnet, die durch einen bestimmten radialen Abstand voneinander getrennt sind, und die Phasenvariation der Gewebespannungs-Korreltations(26)-Funktion berechnet.
Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass das Gewebespannungsraten-Modul (14) ferner ein zeitliches Mittlungsmodul umfasst, welches die Gewebespannung-Korrelations-Funktion zeitlich mittelt, bevor es die Gewebespannungsgeschwindigkeit berechnet.
Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass das Gewebespannungsraten-Modul (14) ferner ein räumliches Mittlungsmodul umfasst, welches die Gewebespannung-Korrelations-Funktion räumlich mittelt, bevor es die Gewebespannungsgeschwindigkeit berechnet.
Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass das Gewebespannungsraten-Modul (14) ferner umfasst: ein Puls-zu-Puls-Korrelationsmodul, welches eine komplexe Puls-zu-Puls-Korrelation R(r) für eine Anzahl von Bereichspositionen (21, 22) entlang des Ultraschallstrahls (6) auf der Grundlage der Echosignale einschätzt; ein Gewebespannungs-Korrelationsmodul (26), welches eine Gewebespannungs-Korrelationsfunktion S(r) über einen radialen Abstand dr gemäß einer Gleichung S(r) = conjR(r)·R(r + dr) bestimmt;ein Gewebespannungsgeschwindigkeit-Berechnungsmodul (27), welches die Gewebespannungsgeschwindigkeit gemäß einer Gleichung SV(r) = c/(4πdrTfo) Phase (S(r)) berechnet.
Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß Anspruch 19, ferner umfassend: ein Gewebespannungs-Verlässlichkeitsmodul (28), welches einen Gewebespannungs-Verlässlichkeitsindex als Funktion der Signalstärke für jeden Abtastpunkt innerhalb der räumlichen Region berechnet; und ein Anzeigemodifikationsmodul (7), das die Anzeige der Gewebespannungsgeschwindigkeit in Übereinstimmung mit dem Gewebespannungs-Verlässlichkeitsindex modifiziert.