DE19732647A1

DE19732647A1 - Ultraschallsystem mit einer Korrektureinrichtung für ungleichmäßige Drehungen

Info

Publication number: DE19732647A1
Application number: DE19732647A
Authority: DE
Inventors: Peter Webb; Edward Verdonk
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: HP Inc
Priority date: 1996-10-01
Filing date: 1997-07-29
Publication date: 1998-04-09
Also published as: US5699806A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Erzeugen ei nes intravaskulären Ultraschallbilds aus einem sich mecha nisch drehenden intravaskulären Katheter. Insbesondere be zieht sich die Erfindung auf Techniken und Vorrichtungen zum Erzeugen von IVUS-Abbildungen (IVUS = Intra Vascular Ultra Sound) mit einer reduzierten Menge an Bildstörungen aufgrund einer nicht-gleichmäßigen Trennung von Ultraschallpulsen, die von dem Katheter ausgesendet werden, durch Messen und Kompensieren einer solchen Verzerrung.

Die Ultraschallbilderzeugung wird in der Medizin häufig ver wendet. Insbesondere kann sie zum Herstellen von Bildern und somit beim Helfen der Diagnose einer Krankheit aus dem Inne ren von Körperhohlräumen, wie z. B. dem vaskulären oder Ge fäßsystem heraus, verwendet werden. Eine Sonde, die einen Ultraschallwandler enthält, wird in den Körperbereich, der abgebildet werden soll, eingeführt. Der Wandler sendet einen akustischen Puls in die Körpergewebe und erfaßt die Refle xionen des Pulses an Gewebegrenzen aufgrund von Differenzen der Schallimpedanz sowie aufgrund des rückgestreuten Schalls von akustisch heterogenem Gewebe. Die abweichenden Zeiten, die der Wandler benötigt, um den reflektierten und zurückge streuten Ultraschall zu empfangen, entsprechen abweichenden Abständen der Gewebe von dem Wandler. Durch stufenweises oder durchgehendes Betreiben des Wandlers über einen Satz von ausgewählten Winkeln kann ein zweidimensionales Ultra schallbild, das einer Karte der Schallimpedanzgrenzen und der Rückstrahlstreukoeffizienten entspricht, erhalten wer den. Aus diesem Bild kann die Situation der Körpergewebe bestimmt werden. Das Verfahren zum intravaskulären Ultra schall (IVUS) sendet beispielsweise auf sequentielle Art und Weise Ultraschallpulse in gleichmäßig beabstandeten Inkre menten in einem gesamten oder in dem Teil eines Kreises aus, um Querschnittsabbildungen von Koronararterien zu erhalten, wodurch Bereiche mit atheriosklerotischen Ablagerungen, Ve rkalkungen, usw., gezeigt werden können.

Im allgemeinen existieren zwei Typen von Ultraschallsonden zum IVUS-Bilderzeugen. Der erste Typ verwendet eine Technik der synthetischen Apertur. Das U. S. Patent Nr. 4,917,097 (Proudian u. a.) und das U. S. Patent Nr. 5,186,177 (O′Donnell u. a.) lehren beispielsweise, wie ein Ultra schallpuls in einer speziellen Richtung von einem Wandler unter Verwendung des Verfahrens der synthetischen Apertur gesendet wird. Im allgemeinen betrifft dies die sequentielle Erregung von ausgewählten Elementen in einem Array von Wandlerelementen.

Der zweite Typ einer IVUS-Sonde tastet das Gewebe, z. B. das der Koronararterie, durch eine mechanische Drehung einer Vorrichtung ab, um die Ultraschallpulse zu richten. Der me chanisch gedrehte Typ umfaßt ein paar Unterklassen. In der ersten Unterklasse wird entweder ein distaler (von dem Be treiber entfernter) Wandler oder ein Spiegel von dem proximalen Ende des Katheters aus durch eine erweiterte Antriebswelle mit einem Proximalmotor (U. S. Patent Nr. 4,794,931 (Yock) und U. S. Patent Nr. 5,000,185 (Yock)) gedreht. Bei der zweiten Unterklasse ist die Drehung auf das distale Ende begrenzt, wobei entweder ein Miniaturmotor (U. S. Patent Nr. 5,240,003 (Lancee u. a.) und U. S. Patent Nr. 5,176,141 (Bom u. a.)) oder eine fluidgetriebene Turbine verwendet wird, um den Wandler oder den Spiegel zu drehen (U. S. Patent Nr. 5,271,402 (Yeung und Dias)). In einer dritten Unterklasse ist ein fester Proximalwandler mit einem sich drehenden akustischen Wellenleiter gekoppelt, der den Schall zu dem-distalen Ende leitet (z. B. U. S. Patent Nr. 5,284,148 (Dias und Melton)). In einer vierten Unterklasse (z. B. U. S. Patent Nr. 5,509,418 (Lum u. a.)) wird eine Turbine durch ein Schallsignal gedreht, das außerhalb des Gefäßes erzeugt wird, um ein weiteres Ultraschallsignal in einer sich drehenden Art und Weise zu lenken. In der letzten Teilklasse (z. B. U. S. Patent Nr. 5,507,294 (Lum u. a.)) dreht ein externes Antriebsbauglied eine Röhre, um ein reflektierendes Element an der Spitze der Röhre zu drehen, um Ultraschall zu reflektieren.

Gegenwärtig werden Sonden, die Ultraschallpulse durch mecha nische Drehung lenken, häufiger als der Typ von Sonden ver wendet, der die Pulse elektronisch lenkt. Der mechanische Lösungsansatz kann unter Verwendung eines einzigen Wandlers implementiert werden, während der elektronische Lösungsan satz ein Array von Wandlern erfordert, die in dem distalen Ende enthalten sind, welches in das Blutgefäß von Interesse eingeführt werden muß.

Ein Problem bei der Verwendung einer IVUS-Sonde mit einer mechanischen Drehung besteht jedoch darin, daß die Winkel geschwindigkeit der sich drehenden Struktur, die die Ultra schallpulse lenkt, ungleichmäßig sein kann. Wenn folglich Ultraschallpulse sequentiell bei gleichmäßigen zeitlichen Intervallen (wie es üblicherweise der Fall ist) gelenkt wer den, dann werden die Richtungen räumlich ungleichmäßig ver teilt sein. Eine ungleichmäßige Winkelgeschwindigkeit wird somit die Abbildung, die gebildet wird, verzerren. Siehe beispielsweise in ten Hoff u. a., Int. J. Card. Imaging, 4: 195-199 (1989); Kimura u. a., JACC, Februar 1994: 1A-484A, S. 173, Zusammenfassung Nr. 744-1. Kimura u. a. bil deten in der oben erwähnten Schrift ein Phantom ab, das acht Drähte enthielt, die gleichmäßig in einem kreisförmigen Mu ster plaziert waren. In der angezeigten Abbildung lagen die Winkeltrennungen zwischen den Drähten in einem Bereich von 10,2° bis 73,9°.

Ein Grund für die nicht-gleichmäßige Winkelgeschwindigkeit des Typs von Katheter, der eine Antriebswelle verwendet, ist die Existenz einer mechanischen Reibung zwischen der sich drehenden Antriebswelle und der dieselbe umgebenden festen Hülle, sowie dieselben durch den kurvigen Weg des Blutge fäßes gebogen werden. Obwohl das proximale Ende des Kathe ters mit der erwünschten Winkelgeschwindigkeit gedreht wird, wird jede Verbindung des Katheters entlang seiner Länge zu einer distalen Winkelgeschwindigkeit führen, die sich von der erwünschten Geschwindigkeit unterscheidet, und zwar an verschiedenen Punkten des vollen Kreises. Die Durchschnitts geschwindigkeit wird an dem proximalen und an dem distalen Ende gleich sein, weshalb sich das distale Ende manchmal zu schnell und manchmal zu langsam dreht. Es wurde von ten Hoff, Kimura und anderen beobachtet, daß der Fehler bei auf einanderfolgenden Drehungen des Katheters im wesentlichen der gleiche ist. Somit wird die reflektierte Ultraschall energie, die von einer speziellen Position empfangen wird, in dem resultierenden Bild derart wiedergegeben, daß sie von einer nicht-korrekten Position ist.

H. ten Hoff beschreibt in einer Doktorarbeit mit dem Titel "Scanning Mechanisms for Intravascular Ultrasound Imaging: A Flexible Approach", Erasmus University, Rotterdam, 1993, verschiedene Techniken zum Erfassen einer nicht-gleichmäßi gen Winkelgeschwindigkeit bei sich drehenden IVUS-Wandlern und zum Korrigieren einer Verzerrung in Abbildungen. Nach teile beim Verwenden von akustischen Verfahren zum Erfassen und Korrigieren der Bildverzerrung wurden von ten Hoff der art identifiziert, daß sie eine geringe Auflösung von Ultra schall-reflektierenden Strukturen, Mehrfachreflexionen und Abschattungen umfassen.

Das U. S. Patent Nr. 5,485,845 (Verdonk u. a.) beschreibt eine Technik zum Erfassen einer ungleichmäßigen Winkelge schwindigkeit von IVUS-Wandlern mittels der Verwendung eines Arrays von Baken, die auf der Hülle positioniert sind. Die ses Verfahren erfordert jedoch spezielle Katheter mit emp findlichen strukturellen Merkmalen, die dieselben aufweisen.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Technik zum Erfassen und Korrigieren einer ungleichmäßigen Winkelgeschwindigkeit unter Verwendung von Standard-IVUS-Kathetern zu schaffen.

Diese Aufgabe wird durch eine Ultraschallvorrichtung gemäß Anspruch 1 sowie durch ein Verfahren zum Abbilden von Kör pergeweben gemäß Anspruch 11 oder 22 gelöst.

Die Techniken der vorliegenden Erfindung bauen auf den Ände rungen, die in den Signalen auftreten, die verwendet werden, um das IVUS-Bild zu bilden, wenn die Winkelgeschwindigkeit des Wandlers verändert wird, wobei eine derartige ungleich mäßige Winkelgeschwindigkeit und die durch dieselbe bewirkte Bildverzerrung erfaßt werden. Die vorliegende Erfindung lie fert eine Ultraschallvorrichtung zum Abbilden von dem Inne ren eines Hohlraums in dem Körper eines Patienten aus. Die Ultraschallvorrichtung umfaßt eine Sonde, um in den Hohlraum des Körpers einzutreten. In der Sonde befindet sich ein Wandler zum sequentiellen Abstrahlen von Ultraschallpulsen aus dem distalen Ende der Sonde, um ein Winkelmuster zu bil den, und zum Empfangen von Ultraschall, der von den Geweben des Körpers des Patienten reflektiert und zurückgestreut wird. Die Vorrichtung weist ferner eine Winkelidentifika tionseinrichtung auf, um das Winkelmuster zu bestimmen, und zwar basierend auf den Ultraschallsignalen, die von dem Wandler an dem distalen Ende der Sonde empfangen werden.

Der Wandler sendet die Ultraschallpulse derart, daß jeder Ultraschallpuls ein Ultraschallsignal erzeugt, das von den Geweben des Körpers des Patienten zurück zu dem Wandler re flektiert und rückgestreut wird. Der Wandler wandelt dieses Ultraschallsignal dann in ein elektrisches Signal um, das allgemein als HF-Linie bekannt ist. Die Winkelidentifika tionsvorrichtung ist in der Lage, das Winkelmuster durch Analysieren ausschließlich dieser HF-Linien zu bestimmen. Ein Beispiel einer solchen Winkelidentifikationsvorrichtung ist ein Computer.

Die gegenwärtige Technik verwendet somit die Ultraschall signale, die andernfalls für den Zweck der Bilderfassung vorhanden sind, für den zusätzlichen Zweck des Bestimmens der Winkeltrennung der gesendeten Ultraschallpulse. Aus die ser Winkeltrennung und aus dem Wissen der Zeitpunkte, zu denen Pulse gesendet werden, kann diese Technik ferner die Winkelgeschwindigkeit der Drehvorrichtung (z. B. eines Wand lers oder Reflektors) bestimmen, die die Ultraschallpulse lenkt. Keine zusätzlichen physischen Strukturen in der Sonde oder in dem Körperhohlraum eingesetzt werden zum Erfassen einer Ungleichmäßigkeit der Winkeltrennung benötigt, außer denen, die sowieso notwendig sind, um das Bild zu erzeugen. Der große Vorteil dieser Technik im Vergleich zu bekannten Techniken besteht darin, daß keine Modifikation an der Sonde durchgeführt werden muß. Daher wird jede Sonde, selbst die gegenwärtig hergestellten Sonden, Signale erzeugen, die für die beschriebene Behandlung geeignet sind, was in Bildern mit reduzierter Verzerrung resultiert. In vielen Fällen kann die vorliegende Erfindung auf vorteilhafte Art und Weise verwendet werden, um Bilder zu erzeugen, bei denen die Verzerrung für menschliche Beobachter im wesentlichen nicht mehr bemerkbar ist.

Die vorliegende Technik kann verwendet werden, um vom Inne ren einer Vielzahl von Hohlräumen, Kanälen, usw., selbst von nicht-physiologischen Strukturen aus abzubilden. Eine spe zielle Anwendung dieser Erfindung stellt das intravaskuläre Ultraschallabbilden unter Verwendung einer mechanischen Dre hung dar. In diesem Fall ist die Sonde ein Katheter, der ei nen Wandler auf seinem distalen Ende trägt, wobei die abge bildeten Gewebe die des Gefäßsystems sind.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Zeich nungen detaillierter erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Darstellung der Ultraschallabbil dungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung;

Fig. 2 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbei spiels der Steuervorrichtung von Fig. 1 in einem Blockdiagramm;

Fig. 3 die Vorrichtung, die beim Erzeugen der HF-Linien aus Ultraschallpulsen verwendet wird, die ungleich mäßig getrennt sind, wobei ein rotierendes Phantom und ein fester IVUS-Katheter verwendet werden;

Fig. 4 eine Querschnittsansicht des in der Vorrichtung von Fig. 3 verwendeten Phantoms;

Fig. 5 das Winkeltrennungsmuster von Ultraschallpulsen, die verwendet werden, um eine ungleichmäßige Win keltrennung zu simulieren;

Fig. 6 ein Bild, das mit der Vorrichtung von Fig. 3 erhal ten wird und das Resultat von unkorrigierten un gleichmäßigen Winkeltrennungen von Ultraschallpul sen zeigt;

Fig. 7 eine graphische Darstellung von zwei Beispielen von Kreuzproduktfunktionen, wobei die gestrichelte Li nie eine Kreuzproduktfunktion einer HF-Linie mit ihren benachbarten HF-Linien in der Region einer weiten Winkeltrennung von Ultraschallpulsen und die durchgezogene Linie die Kreuzproduktfunktion einer HF-Linie mit ihren benachbarten HF-Linien in der Region kleiner Winkeltrennungen darstellen;

Fig. 8 eine graphische Darstellung der geschätzten Winkel trennung von Ultraschallpulsen in °/Linie, berech net unter Verwendung des Kreuzproduktverfahrens;

Fig. 9 eine graphische Darstellung der geschätzten Winkel trennung in °/Linie, berechnet unter Verwendung des Differenzverfahrens;

Fig. 10 eine graphische Darstellung der geschätzten Winkel trennung in °/Linie, berechnet unter Verwendung der Tupfengrößenmethode; und

Fig. 11 ein korrigiertes Bild unter Verwendung des Winkel trennungsschätzwerts, der durch die Tupfenzellen größenmethode erhalten wird.

Diese Erfindung erfaßt eine Bildverzerrung aufgrund einer ungleichmäßigen Winkelgeschwindigkeit eines Wandlers in ei nem sich mechanisch drehenden Typ eines IVUS-Katheters und die folgende ungleichmäßige Winkeltrennung der gesendeten Ultraschallpulse. Nur die Signale, die von den abgebildeten Geweben reflektiert oder gestreut werden, müssen analysiert werden. Keine zusätzlichen Merkmale werden in dem Katheter oder in dem Blutgefäß benötigt.

Fig. 1 ist eine schematische Darstellung der Ultraschall bilderzeugungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung. Die Vorrichtung kann zum Bilderzeugen von innerhalb eines Hohl raums, z. B. eines Blutgefäßes, in dem Körper eines Patien ten aus verwendet werden. Die Bilderzeugungsvorrichtung 10 weist eine Sonde 14 zum Einführen in den Körper auf. Die Sonde 14 hat ein distales Ende 18, das sich in den Körper hohlraum erstrecken kann, und ein proximales Ende 20, das sich außerhalb des Körpers des Patienten erstreckt, wenn die Sonde in Betrieb ist. Die Sonde 14 umfaßt an ihrem distalen Ende 18 einen Wandler 24 zum Senden und Empfangen eines Ul traschallsignals. Wenn es erwünscht ist, kann der gleiche Wandler oder können verschiedene Wandler zum Senden und Emp fangen der Ultraschallsignale verwendet werden. Eine Welle 25, die durch einen Motor 26 angetrieben wird, dreht den Wandler 24 in der Sonde 14 auf mechanische Art und Weise. Die Welle 25 sowie der Wandler 24 sind in einer Hülle 28 ge schützt, derart, daß die Welle und der Wandler kein Gewebe beschädigen werden, während sich die Welle dreht.

Um das Gewebe, das die Sonde 14 umgibt, abzubilden, strahlt oder sendet der Wandler 24 Ultraschallpulse auf eine sequen tielle Art und Weise mit einem beabsichtigten (d. h. Ziel-) Winkelmuster einer Winkeltrennung zwischen Pulsen. Eine Steuerung 32 steuert den Betrieb der Welle 25 und die Zeit steuerung der Emission von Ultraschallpulsen durch den Wand ler 24. Die gesendeten Ultraschallpulse werden durch die Ge webe reflektiert und gestreut. Die Reflexionen werden von dem Wandler 24 empfangen, welcher elektronische Signale (HF-Linien; HF = Hochfrequenz) erzeugt.

Die HF-Linien werden dann durch die Steuerung 32 analysiert, um die Winkelbeabstandung, d. h. die Trennung, der HF-Linien zu bestimmen und anschließend die Differenz zwischen dem ge sendeten Winkelmuster und dem beabsichtigten Winkelmuster zu kompensieren. In dem Fall, bei dem die beabsichtigte Winkel trennung gleichmäßig ist, wird eine solche Differenz, wenn sie nicht korrigiert oder kompensiert wird, in einer Un gleichmäßigkeit resultieren und in dem Bild von Geweben eine Verzerrung bewirken. Wenn ein spezifisches ungleichmäßiges Muster von Ultraschallpulsen beabsichtigt ist, kann die vor liegende Technik selbstverständlich genauso gut angepaßt werden, um eine Abweichung des gesendeten Musters von dem beabsichtigten Muster zu erfassen und zu kompensieren. Das korrigierte Bild kann auf einem Anzeigegerät 36, z. B. einem Fernsehbildschirm, einem Monitor, einem Drucker, einem Plot ter und dergleichen, gezeigt werden. Statt der Verwendung einer einzigen Steuerung 32 um die Drehung der Welle, das Senden der Ultraschallpulse, die Analyse von Daten und die Implementation der Kompensationsmaßnahme zu steuern, um die Verzerrung zu korrigieren, können verschiedene Steuerungen und Prozessoren verwendet werden, solange sie koordiniert sind, um harmonisch miteinander zu arbeiten.

Fig. 2 zeigt ein schematisches Diagramm eines Ausführungs beispiels der Steuervorrichtung von Fig. 1 in einem Block diagramm. Der Ultraschall wird von dem Gewebe reflektiert und gestreut und dann von dem Wandler 148 empfangen. An schließend wird derselbe in ein elektrisches Signal (das als HF-Linie bekannt ist) umgewandelt, wobei dieses Signal zu dem Empfänger 150 geleitet wird. Eine HF-Linie ist daher ei ne elektrische Darstellung des Schalldrucksignals, das der Wandler sieht. Die HF-Linien laufen von dem Empfänger 150 zu einer Datenlinienumwandlungseinrichtung 154, um gehalten oder, wie z. B. durch Demodulation, in einen ausgewählten Typ von Datenlinien umgewandelt zu werden, die eine speziel le Charakteristik der HF-Linien wiedergeben, wie z. B. Am plitudenlinien, Phasenlinien, Basisbandlinien und derglei chen. Eine Basisbandlinie ist das komplexe elektrische Signal, das von der Frequenzverschiebung der HF-Linie durch ihre Mittenfrequenz, welche nominell die Frequenz des gesen deten Pulses ist, erzeugt wird. Dieses Signal wird bei spielsweise durch Multiplikation mit einer In-Phase- und einer Quadratur-Darstellung einer Sinusfunktion bei der Mittenfrequenz gefolgt von einer Tiefpaßfilterung erzeugt. Im folgenden wird üblicherweise auf eine Winkeltrennung von Datenlinien verwiesen, unabhängig davon, ob die Datenlinien HF-Linien oder irgendeine Ableitungsform derselben sind. Es ist offensichtlich, daß ein solcher Verweis die Winkeltren nung der Ultraschallpulse meint, die empfangen werden, und aus denen die Datenlinien abgeleitet werden.

Die Datenlinienumwandlungseinrichtung leitet die Datenlinien zu dem Winkelfehlerkurvenmodul 156, um die Winkeltrennung der HF-Linien und somit die Winkeltrennungsfehlerkurve der Drehung des Wandlers 148 zu berechnen. Die Winkelfehlerkur vendaten werden von dem Winkelfehlerkurvenmodul 156 zu einem Linienratenkorrekturmodul (oder zu einer Berechnungseinrich tung) 158 geleitet. Das Linienratenkorrekturmodul 158 ist in der Lage, eine Kompensation für eine ungleichmäßige Winkel geschwindigkeit durch irgendeines der Verfahren und Techni ken, die von Verdonk u. a. beschrieben sind, zu schaffen. Derartige Techniken von Verdonk u. a. sind hierin durch Be zugnahme aufgenommen. Abhängig von der Position des Schal ters 160 wird die Korrekturberechnungseinrichtung 158 entwe der (a) die Geschwindigkeit des Motors variieren, um die Ge schwindigkeit der Drehung zu verändern, (b) den Algorithmus in dem Abtastumwandler 164 variieren, um das in einer Anzei ge 168 dargestellte Bild zu modifizieren, oder (c) den Li nienratentakt 170 steuern, um über den Sender 172 bei einer solchen Rate zu senden, um ein verzerrungsfreies Bild zu er halten. Es ist offensichtlich, daß das Ausführungsbeispiel lediglich darstellend ist. Ein Fachmann wird wissen, daß be stimmte der Blöcke in Fig. 2 kombiniert oder in mehrere Blöcke unterteilt werden können, und zwar entweder als elek tronische Schaltungen oder als Computerprogrammfunktionsblöcke, um im wesentlichen die gleiche Funktion durchzufüh ren.

Rückgestreute Signale

Wie es oben erwähnt wurde, kann das Signal, das beobachtet wird, wenn ein Ultraschallbild gebildet wird, in zwei Kompo nenten zerlegt werden: (1) Reflexionen von Grenzen zwischen Materialien mit unterschiedlichen akustischen Eigenschaften, wobei diese Signale als spieglige Reflexionen bekannt sind; und (2) eine Streuung von Materialien, deren Zusammensetzung eine heterogene Mischung von Komponenten mit unterschiedli chen akustischen Eigenschaften ist. Die Heterogenität des Materials ist in einer Größenordnung, die im Vergleich zu einer Wellenlänge des einfallenden Ultraschalls ist. Diese Art von Signal ist als rückgestreutes Signal bekannt. Die meisten Gewebe des menschlichen Körpers (sowie anderer Säu getierkörper) erzeugen ein rückgestreutes Signal mit spieg ligen Reflexionen, die aus Grenzen zwischen Geweben entste hen.

Der Ultraschallpuls, der verwendet wird, um das rückgestreu te Signal zu erzeugen, hat eine endliche Pulslänge und eine endliche Breite. Somit hängt das empfangene Signal (d. h. die HF-Linie) von dem Hinzufügen von rückgestreuten Ultra schallwellen von sehr vielen zufällig positionierten Streu einrichtungen (d. h. einzelnen Elementen in dem Gewebe, die ein erfaßbares rückgestreutes Signal erzeugen) ab, und zwar mit dem Ergebnis, daß zu einer bestimmten Zeit eine kon struktive oder eine destruktive Interferenz auftreten kann. Die Amplitude und Phase des empfangenen Signals schwankt so mit zufällig. Wenn die Amplitudeninformationen umgewandelt werden, um ein Bild zu erzeugen, führt diese Zufälligkeit zu der charakteristischen tupfenartigen Erscheinung von Ultra schallbildern.

Wenn man ferner ein Signal mißt, das von zwei Regionen rück gestreut wird, werden die Messungen stark korreliert sein, wenn der Abstand zwischen den beiden Regionen kleiner als die Größe des Ultraschallpulses wird. Obwohl somit das spe zielle Tupfenmuster, das beobachtet werden kann, von der ge nauen Verteilung von Streueinrichtungen abhängt, hängen vie le seiner Eigenschaften stärker von den Ultraschallpulsab messung als von den exakten Details des mit Schall beleuch teten Gewebes ab. Insbesondere hängen die Größe der Tupfen zellen und viele anderen statistischen Informationen von Messungen in Tupfenregionen eines Bilds von den Pulscharak teristika ab.

Art und Weise zum Messen der Winkelge schwindigkeit des Wandlers

Es sei eine Serie von HF-Linien betrachtet, die von reflek tierten und gestreuten sequentiellen Ultraschallpulsen er faßt werden. Bei einem sich mechanisch drehenden Katheter sollte dies einer Winkeltrennung der HF-Linien entsprechen. Bei einem Tupfen-erzeugenden Gewebe erwartet man bei jedem gegebenen Abstand, daß die HF-Linien über einem Winkel, der der Winkelbreite der Pulse entspricht, korreliert bleiben. Die HF-Linien werden nur dekorreliert, nachdem ein Puls ei nen vollständig neuen Satz von Streueinrichtungen bezüglich anderer HF-Linien schallmäßig beleuchtet. Das heißt, daß die HF-Linien bei jedem speziellen Abstand nur dann dekorreliert werden, wenn sich die entsprechenden Pulse nicht überlappen.

Diese Erfindung verwendet die Variation mit einem Winkel der statistischen Eigenschaften der HF-Linien, welche andern falls verwendet werden, um das Bild zu bilden, um einen Schätzwert für die Winkeltrennung dieser HF-Linien zu lie fern. Durch Messen bestimmter Charakteristika des Tupfens wird somit die Winkeltrennung der Linien bestimmt. Die Ein gangsdaten in das Analyseverfahren können beliebige Daten linien sein, die von den erfaßten HF-Linien abgeleitet wer den, wie z. B. die HF-Linien selbst, die komplexen Basis bandlinien, die durch Abwärtsmischung der HF-Linien gebildet werden, d. h. durch nach unten Verschieben der Frequenz des gesendeten Pulses, derart, daß die HF-Linien nun mittig um die Nullfrequenz statt um die Frequenz des gesendeten Pulses angeordnet sind, die A-Linien (Amplitudenlinien), die aus den HF-Linien durch Hüllkurvenerfassung oder ein anderes De modulationsschema gebildet werden, die Phasenlinien, die durch Erfassen der Phasen der HF-Linien gebildet wird, oder das IVUS-Bild selbst, das durch Abtast-Umwandeln der A-Li nien von einem r-Theta-Format zu einem x-y-Format gebildet wird, das zur Anzeige auf einem Computerbildschirm geeignet ist. Das bevorzugte Eingangssignal sind jedoch die HF-Linien oder die Basisbandlinien. Aus solchen Daten können von Fachleuten andere mögliche Eingangssignale ohne weiteres abgeleitet werden.

Aus einer Messung der Winkeltrennung der HF-Linien ist es möglich, die Winkelgeschwindigkeit des Katheters abzuleiten, und somit die Ungleichmäßigkeit dieser Geschwindigkeit, d. h. die Abweichung der Winkelgeschwindigkeit von der beab sichtigten (oder Ziel-) Geschwindigkeit zu messen. Das in dem U. S. Patent Nr. 5,485,845 (Verdonk u. a.) erörterte Verfahren kann dann angewendet werden, um die Ungleich mäßigkeit oder Abweichung von dem beabsichtigten Muster zu korrigieren, um ein verzerrungsfreies Bild zu erzeugen.

Viele unterschiedliche Berechnungsverfahren können verwendet werden, um die Winkeltrennung der HF-Linien abzuleiten. Im nachfolgenden werden drei derartige Verfahren beschrieben, obwohl für Fachleute basierend auf diesen beispielhaften Verfahren weitere offensichtlich sein werden. Bei diesen Verfahren wird die relative Trennung der HF-Linien gemessen und normiert, um eine absolute Winkeltrennung zwischen den HF-Linien zu erhalten.

Die Kreuzproduktberechnung

Dieses Verfahren verwendet das normierte Kreuzprodukt von Datenlinien, wie z. B. HF-Linien, Phasenlinien, usw., als Maß für die Winkeltrennung der HF-Linien. Aus Darstellungs gründen wurden in diesem spezifischen Beispiel die komplexen Basisbandlinien als Beispiel für die Datenlinien ausgewählt, die aus den HF-Linien durch Abwärtsmischung erhalten werden. Eine spezielle Basisbandlinie sei durch a_p bezeichnet, wobei p die spezielle interessierende Basisbandlinie spezifiziert, während a die Quantität dieser Linie ist. Da Daten als dis krete Abtastwerte gesammelt werden, seien die Abtastwerte von a_p als {s_p(1), s_p(2), . . . , s_p(n)} bezeichnet. Die fol gende Basisbandlinie sei als a_p+1 bezeichnet, die aus Ab tastwerten {s_p+1 (1), s_p+1 (2), . . ., s_p+1 (n)} besteht. Das normierte Kreuzprodukt der Basisbandlinien a_p und a_p+1 lau tet folgendermaßen:

* bezeichnet einen konjugiert komplexen Wert, während n die Anzahl von Abtastwerten und m eine beliebige ganzzahlige Va riable zum Durchführen der Summation über n ist. Die ent sprechenden Kreuzproduktsummen C_p,p+2, C_p,p+3, usw. zwischen den Basisbandlinien p, p+2 und p+3, usw. können unter Ver wendung der folgenden Basisbandlinien a_p+2, a_p+3, usw. be rechnet werden. Auf ähnliche Weise können die vorhergehenden Linien verwendet werden, um C_p,p-1, C_p,p-2, C_p,p-3, usw. zu bilden. Aus den Korrelationseigenschaften, die oben be schrieben worden sind, existiert die Beziehung E(C_p,p+1), E(C_p,p-1) < E(C_p,p+2), E(C_p,p-2) < E(C_p,p+3), E(C_p,p-3) usw., wobei E die Erwartung im statistischen Sinn bezeich net. Abhängig von der Strahlbreite (d. h. dem Winkel, über dem der Puls verteilt ist) und der Trennung der Datenlinien fällt der Erwartungswert des Kreuzprodukts von zwei Linien schließlich auf einen bestimmten Minimalwert, der durch den Rauschpegel in dem System bestimmt ist, während die zwei Datenlinien voneinander weiter getrennt werden. Somit kann dem Kreuzprodukt einer speziellen Datenlinie mit ihren Nach barn eine Breite zugewiesen werden.

Ein geeignetes Maß der Breite könnte die Anzahl von Linien sein, die erforderlich sind, daß das Kreuzprodukt auf die Hälfte seines Spitzenwerts fällt, obwohl auch andere Maße für Fachleute offensichtlich sein werden. Wenn beispielswei se HF-Linien mit einer 1°-Beabstandung erfaßt werden, und wenn die Strahlbreite 5° beträgt, dann sollte das Kreuzpro dukt bei E(C_p,p+5) ein Minimum erreichen, unter der Annahme, daß die Winkeltrennung von Pulsen gleichmäßig ist. Derselbe Prozeß kann für jede HF-Linie wiederholt werden, um C_p+1, _p+2, usw. zu berechnen.

Wenn sich der Wandler mit einer gleichmäßigen Winkelge schwindigkeit dreht, derart, daß die HF-Linien gleich beab standet sind, dann sollte die Breite des Kreuzprodukts für alle HF-Linien gleich bleiben. Wenn sich der Wandler schneller als erwartet über einen bestimmten Sektor des gesamten Kreises dreht, dann werden die HF-Linien weiter als sonst beabstandet sein, wobei die Breite der Kreuzproduktfunktion, die durch die Anzahl von Datenlinien gemessen wird, die er forderlich sind, daß ihr Wert wie oben beschrieben abfällt, kleiner als normal sein wird. Wenn sich der Wandler anderer seits langsamer als normal dreht, werden die HF-Linien näher zusammen beabstandet sein, wobei die Kreuzproduktbreite folglich ansteigen wird.

Die Beziehung zwischen der Kreuzproduktbreite und der Win kelgeschwindigkeit ist umgekehrt linear. Durch Berechnen der Kreuzproduktbreite entweder mittels einer Software oder über eine spezielle Hardwareschaltung, können die Ungleichmäßig keit der Wandlerdrehung und somit die Datenlinienwinkeltren nung gemessen und durch die in dem Patent von Verdonk be schriebenen Verfahren getrennt korrigiert werden. Wenn bei spielsweise herausgefunden wird, daß bei einer speziellen Linie die Winkelgeschwindigkeit größer als erwünscht ist, kann die Abfeuerrate des Wandlers bei diesem Drehwinkel er höht werden, um die schnellere Drehung zu kompensieren, der art, daß die HF-Linien in dem resultierenden Bild gleich be abstandet sind. Die anderen Kompensationsverfahren, die von Verdonk u. a. (siehe oben) beschrieben sind, können eben falls verwendet werden.

Normierung

Die Normierung ist eine Operation, die durch Aufaddieren der gemessenen Trennungen und durch Inbeziehungsetzen derselben mit dem tatsächlichen Drehwinkel durchgeführt wird. Für das Kreuzproduktverfahren werden beispielsweise die Reziprokwer te aller gemessenen Breiten aufaddiert, wobei jede der ein zelnen Trennungen durch die Gesamttrennung geteilt wird, woraufhin jede mit dem korrekten Gesamtwinkel multipliziert wird. Auf diese Art und Weise wird die korrekte Gesamttren nung resultieren, und jede einzelne gemessene Trennung ist nun absolut und nicht relativ bekannt. Für eine spezielle Pulsform (wie sie beispielsweise durch einen speziellen Ent wurf des Wandlers erzeugt wird) kann eine Kalibrationskurve bereitgestellt werden, die die Beziehung beispielsweise ei ner Kreuzproduktbreite zu einer absoluten Winkeltrennung wiedergibt. Wenn eine solche Kurve bereitgestellt ist, dann wird die Normierung unnötig. Die Normierung kann für die folgenden Verfahren ebenfalls verwendet werden. Bei allen Verfahren zum Bestimmen einer Ähnlichkeit zwischen Daten linien, die in dieser Offenbarung beschrieben sind, ist das Maß der Winkeltrennung normiert, derart, daß die aufaddierte Summe der Trennungen den korrekten Gesamtwinkel ergibt. Im Falle eines IVUS, bei dem das Bild üblicherweise eine volle Umdrehung ist, muß die Summe der Trennungswinkel aufaddiert 360° ergeben.

Differenzberechnung

Dieses Berechnungsverfahren verwendet die normierte Diffe renz zwischen Datenlinien, wie z. B. HF-Linien, A-Linien, Basisbandlinien, usw., als Maß für die Trennung der HF-Li nien. Es sei für diese Analyse das Beispiel der Verwendung der Basisbandlinien als Datenlinien betrachtet, wobei die gleichen Notationen wie bei der obigen Kreuzproduktberech nung angewendet werden, und wobei die normierte Linien-zu- Linien-Effektivwertdifferenz für eine Linie a_p von der Linie a_p+1 folgendermaßen lautet (RMS = Root Mean Square = quadra tischer Mittelwert oder Effektivwert):

Wenn sich der Wandler langsamer als normal dreht, wird die Differenz klein werden, da die Linien ähnlicher sein werden, und zwar aufgrund der größeren Gemeinsamkeit der Streuein richtungen, die die HF-Linie erzeugen. Wenn sich der Wandler schneller als normal dreht, dann wird die Differenz groß werden.

Die Effektivwertdifferenz ist in der obigen Gleichung (2) gezeigt. Es können jedoch andere Arten von Differenzen, bei spielsweise die Quadratmitteldifferenz (MS; MS = Mean Square), verwendet werden:

Ferner kann sogar die einfache Differenz (D) verwendet wer den:

Ein Fachmann wird in der Lage sein, für diese Analyse andere Differenzen abzuleiten. Durch Berechnen der HF-Linien-zu- Linien-Differenz unter Verwendung entweder einer Software oder einer speziellen Hardwareschaltung kann die Ungleich mäßigkeit der Wandlerwinkelgeschwindigkeit durch Techniken, die den oben beschriebenen ähnlich sind, gemessen und korri giert werden.

Wie es vorher bemerkt wurde, existiert bei der Kreuzprodukt berechnung eine umgekehrt lineare Beziehung zwischen der Kreuzproduktfunktionsbreite und der Winkelgeschwindigkeit. Bei dem gegenwärtigen Differenzverfahren ist jedoch eine direkte Beziehung vorhanden, da eine größere Differenz eine größere Winkelgeschwindigkeit impliziert. Das exakte Wesen der Beziehung hängt jedoch von dem Pulsprofil ab, das durch einen speziellen Wandler erzeugt wird. Kalibrationskurven, die die Differenz auf die Winkelgeschwindigkeit beziehen, können verwendet werden, um die Winkelgeschwindigkeit zu be werten.

Zellengrößenvariationsberechnung

Dieses Verfahren analysiert die Größe der Tupfenzellen selbst. Folgende Schritte werden ausgeführt:

1. Zuerst wird eine Technik zum Definieren einer Tupfenzel le ausgewählt. Es wird beispielsweise die Amplitude je des Abtastwerts genommen, wonach alle benachbarten Ab tastwerte betrachtet werden, deren Amplitude ausreichend ähnlich sind, damit sie zu der gleichen Tupfenzelle gehö ren. Eine Alternative besteht darin, die Phase jedes Ab tastwerts des Basisbandliniensignals zu nehmen, und dann alle benachbarten Abtastwerte zu betrachten, deren Pha senverschiebung bezüglich des ersten Abtastwerts kleiner als eine eingestellte Menge, z. B. 90°, ist, um zur gleichen Tupfenzelle zu gehören. Noch einfacher könnte die Phase in ein einziges Bit quantisiert werden, wobei die Tupfenzellen dann durch Regionen definiert sind, in denen dieses eine Bit konstant ist. Basierend auf der vorliegenden Erfindung werden für Fachleute weitere Ver fahren zum Definieren einer Tupfenzelle offensichtlich sein.
2. Nun sei jeder Abtastwert entlang einer Datenlinie be trachtet, wobei die Größe der Tupfenzelle gemessen wird, in der derselbe liegt, und zwar gemessen entlang der Winkelrichtung. Das Ergebnis dieses Verfahrens ist eine Verteilung von Tupfenzellengrößen für jede Linie.
3. Es wird ein Satz von geeigneten statistischen Größen be rechnet, wie z. B. der Mittelwert, und zwar aus der Ver teilung von Tupfenzellengrößen, um die Winkelgeschwin digkeit für jede Linie zu bestimmen. Wenn sich der Katheter langsamer als normal dreht, dann wird die Zu nahme der Ähnlichkeit zwischen Linien bewirken, daß die Tupfenzellen größer werden. Diese Zunahme wird in der Verteilung der Zellengrößen wiedergegeben, z. B. die Durchschnittszellengröße wird zunehmen. Für eine Zunahme der Geschwindigkeit wird auf ähnliche Art und Weise die Durchschnittszellengröße abnehmen. Dieses Verfahren re sultiert wie das Kreuzproduktverfahren in einer umge kehrten linearen Beziehung zwischen der Geschwindigkeit und der Tupfenzellengröße.

Es sei angemerkt, daß bei dem Tupfenzellenverfahren die Pha se oder die Amplitude der HF-Linien genauso wie beim Kreuz produktverfahren und bei dem Differenzverfahren analysiert werden kann. Der wichtige Aspekt besteht darin, die Änderung der speziellen Charakteristik, d. h. der Amplitude, der Pha se oder einer Kombination derselben, einer HF-Linie bezüg lich anderer HF-Linien bei der Bewegung von einer HF-Linie zu einer HF-Linie zu bestimmen, um die Winkeltrennung zwi schen den HF-Linien zu bestimmen.

Verbesserungen

Eine mögliche Schwierigkeit beim Analysieren von HF-Linien allein, um eine ungleichmäßige Winkelgeschwindigkeit zu er fassen, besteht darin, daß das mit Schall beleuchtete Gewebe Strukturen hat, welche eine Langstreckenkohärenz erzeugen, wobei dieselben üblicherweise als spieglige Reflektoren be zeichnet werden. Ein Gefäß könnte beispielsweise eine Ver letzung, die eine Verkalkung enthält, aufweisen, welche eine wesentlich unterschiedliche Reflektivität als das Gewebe der Gefäßwand haben wird. Es können ebenfalls Strukturen vorhan den sein, die spieglige Reflexionen liefern. Das Kreuzpro dukt von Datenlinien, die von HF-Linien in Geweben abgelei tet werden, die solche Strukturen enthalten, kann selbst dann groß sein, wenn die Winkeltrennung derart ist, daß sich die Strahlen nicht überlappen. Dies wird in einer Unterein schätzung der Winkelgeschwindigkeit des Wandlers resultie ren. Ähnliche Fehler werden für die anderen beschriebenen Verfahren auftreten.

Eine Art und Weise, um diese Schwierigkeiten zu verkleinern, besteht darin, den Tiefenbereich, über dem das Kreuzprodukt berechnet wird, zu begrenzen, um sicherzustellen, daß Signa le von einer Rückstreueinrichtung über Signalen von spiegli gen Reflektoren dominieren. Dies kann beispielsweise durch Verwenden eines Signals nur von dem Blut, das den Katheter unmittelbar umgibt (in dem Fall von IVUS), durch Verwenden eines Signals nur von der Region, die hinter der inneren elastischen Schicht liegt (um die Auswirkung des Blut-Wand-Grenzflächenechos zu entfernen), und dergleichen, durchge führt werden.

Ein anderer Weg besteht darin, ein Verfahren zu verwenden, das den Einfluß der Signale mit großer Amplitude, die von spiegligen Reflexionen kommen, reduziert. Es ist beispiels weise möglich, die Signalamplitude strikt abzuschneiden oder die Signalphase allein zu verwenden, oder einfach das Vor zeichen der Signalphase zu verwenden (was zu einer 1-Bit- Quantisierung der Phase äquivalent ist). Solche Vereinfa chungen führen ferner zu extrem schnellen Berechnungsschal tungen, was es ermöglicht, daß die oben beschriebenen Ver fahren in Echtzeit implementiert werden können.

Eine weitere Schwierigkeit entsteht, wenn der verwendete Ultraschallpuls in der Winkelrichtung außerordentlich schmal ist, da nur eine geringe oder keine Überlappung der Streu einrichtungen vorhanden sein wird, die durch benachbarte Ultraschallpulse schallmäßig beleuchtet werden. In dieser Situation ist die Kreuzproduktfunktionsbreite Null, und es sind keine Informationen bezüglich einer Winkeltrennung ver fügbar. Dieses Problem kann gelöst werden, indem die Erzeu gungsrate von HF-Linien erhöht wird. Für eine Abbildungstie fe von 2 cm werden lediglich 30 µs für jede HF-Linie benö tigt. Bei einer Rahmenrate von 30 Hz ist es somit möglich, über 1.000 HF-Linien pro Umdrehung auszusenden. Somit wird bei diesem Ausführungsbeispiel eine beträchtliche Winkel überlappung für jeden vorhersehbaren intravaskulären Wandler geschaffen. Zusätzlich werden für das bevorzugte Korrektur verfahren von Verdonk u. a., bei dem die Zeitsteuerung des Sendens von Pulsen verändert wird, um die ungleichmäßige Winkelgeschwindigkeit der Sonde zu kompensieren, gleichmäßig beabstandete Datenlinien erfaßt, sobald eine ausreichende Korrektur verwendet wird. Als Ergebnis ist es lediglich er forderlich, daß sich die Datenlinien überlappen, wenn sie gleichmäßig beabstandet sind, und nicht, daß sie sich für die größte denkbare Drehgeschwindigkeit überlappen.

Beispiele

Um jedes der drei oben beschriebenen Verfahren zu bewerten, wurde eine Vorrichtung aufgebaut, die es erlaubt, daß ein IVUS-Katheter derart verwendet wird, daß ein Phantom um den Katheter auf eine gesteuerte Art und Weise gedreht werden kann, während der Katheter nicht gedreht wird. Durch dieses Verfahren kann eine beliebige Ungleichmäßigkeit der Trennung von Datenlinien simuliert werden. Fig. 4 zeigt ein solches System.

Das System 340 umfaßt das IVUS-Bilderzeugungssystem (HP SONOS 100) 342 mit einem Katheter 344. Ein digitales Daten erfassungsoszilloskop 346, das beispielsweise bei 250 MHz läuft (d. h. Abtasten bei 250 Megaabtastwerten pro Sekunde), wurde verwendet, um Daten von dem IVUS-Bilderzeugungssystem 342 zu sammeln. Der Wandler 350 wurde innerhalb eines Phan toms 352 positioniert. Das Phantom 352 wird durch den Schrittmotor 354 gedreht, welcher basierend auf einem vor bestimmten (Ziel-) Winkeldrehungsmuster gesteuert wird. Das Datenerfassungsoszilloskop 346 ist mit dem HF-Datenport und mit dem Hüllkurven-Datenport in dem IVUS-Bilderzeugungssy stem 342 verbunden. Auf diese Art und Weise können HF-Linien und A-Linien gesammelt und in einer Computerdatei gespei chert werden. Die Daten werden mit einem Computerprogramm analysiert, obwohl bei einer speziellen Implementation eine spezielle Hardwareschaltung verwendet werden könnte.

Ein Phantom 302, dessen Querschnitt in Fig. 3 gezeigt ist, besteht aus Gelatine mit Graphitstreueinrichtungen 306, und dasselbe hat eine Plastikhülle 308. Dieses Phantom enthält ein Mittelloch 310, in das der IVUS-Katheter eingefügt wer den kann, und ferner eine Anzahl von Referenzmarkierungen 312, die eine Beobachtung einer ungleichmäßigen Drehung er möglichen. Die Markierungen 312 sind in einer 90°-Beabstan dung bezüglich der Mitte des Phantoms positioniert.

Das Phantom ist an dem Schrittmotor 354 befestigt, der durch den Steuercomputer 356 gesteuert wird. Dies ermöglicht es, daß das Phantom unter Computersteuerung zu irgendeinem speziellen Winkel gedreht wird. Durch geeignete Auswahl ei nes Satzes von Winkeln kann dieses System verwendet werden, um ein Bild zu erfassen, das zu dem identisch ist, welches von einem normalen IVUS-System erfaßt wird, und zwar mit je dem beliebigen Grad einer Ungleichmäßigkeit der Katheterdre hung.

Für eine wirksame Berechnung der Drehwinkelgeschwindigkeit und der Kompensation der Ungleichmäßigkeit wird es bevor zugt, daß die HF-Linien etwa 1° bis 2° beabstandet sind, und zwar für einen Katheter mit einem Wandler, der sich bei 30 Zyklen pro Sekunde dreht. Gesendete Ultraschallpulse mit ei ner Frequenz von etwa 30 MHz und einer Dauer von etwa einem Zyklus werden ein adäquates Signal zur Berechnung von Ände rungen, z. B. zum Berechnen eines Kreuzprodukts, einer Dif ferenz, einer Tupfenzellengrößenänderung, zwischen Linien und zum Bilden eines korrigierten Bildes mit adäquater Schärfe für einen Katheter mit 3,5 French und einer Länge von 1,5 Metern schaffen.

Der Steuercomputer 356 ist programmiert, um eine ungleich mäßige Drehung zu simulieren, derart, daß der Winkelabstand zwischen Datenlinien als Funktion des Winkels derart ist, wie es in Fig. 5 gezeigt ist. Die Abszisse zeigt die Winkel position um die Achse des Phantoms, während die Ordinate die Winkeltrennung der HF-Linien für die verschiedenen Winkel positionen in dem Phantom zeigt. Die Durchschnittstrennung der 240 HF-Linien beträgt 1,5°, was eine Gesamttrennung von 360° ergibt. Wie es in dieser Figur zu sehen ist, sind die Linien zuerst eng beabstandet (was einer niedrigen Geschwin digkeit entspricht), wonach sie weiter beabstandet sind (was einer höheren Winkelgeschwindigkeit entspricht), während sie dann wieder für den Rest der vollen Umdrehung nahe beabstan det sind. Auf diese Art und Weise haben die HF-Linien, die von dem Wandler erhalten werden, der die reflektierten Ultraschallpulse empfängt, Regionen, in denen eine wesentliche Überlappung von mit Schall beleuchteten Streueinrichtungen vorhanden ist, und Regionen, in denen weniger Überlappung vorhanden ist. In jeder der Winkeltrennungsschätzwertkurven, die nachfolgend beschrieben sind, d. h. in den Fig. 8, 9 und 10, ist die tatsächliche Winkeltrennung als gestrichelte Li nie gezeigt, während der Schätzwert der Trennung als durch gezogene Linie dargestellt ist.

Fig. 6 zeigt das ursprüngliche Bild, das ohne Korrektur ei ner ungleichmäßigen Winkeltrennung erfaßt wird. Das gezeigte Bild wird aus dem Hüllkurvensignal von dem Datenportausgang des S-NOS-Bilderzeugungssystems abtastumgewandelt. Die Refe renzlöcher sind deutlich nicht bei 90° beabstandet, was an zeigt, daß eine ernsthafte Ungleichmäßigkeit der Winkeltren nung aufgetreten ist.

Fig. 7 zeigt die Kreuzproduktfunktion für zwei HF-Linien. Die breite Kreuzproduktfunktion (durchgezogene Linie in Fig. 7) entspricht der kleinen Winkeltrennung (an der 3-Uhr-Posi tion in dem Bild in Fig. 6 zu sehen), während das schmale Kreuzprodukt (in Fig. 7 gestrichelt) einer größeren Winkel trennung entspricht (bei 9 Uhr in Fig. 6 zu sehen). Die Be rechnung wurde gemäß Gleichung (1) durchgeführt, und zwar mit der beschriebenen Modifikation, bei der das Kreuzprodukt aus den Vorzeichen der Phasen der Basisbandlinien berechnet wird. Das heißt, daß die 1-Bit-quantisierte Phasenmodifika tion der Kreuzproduktberechnung verwendet wurde.

Fig. 8 zeigt als durchgezogene Linie die Winkeltrennung von Datenlinien, die durch das oben beschriebene Kreuzprodukt verfahren abgeschätzt wurde. Die gestrichelte Linie zeigt die wahre Winkeltrennung zwischen den Datenlinien. Fig. 9 zeigt die Geschwindigkeit, die durch die obige Differenzbe rechnung abgeschätzt wurde, und zwar unter Verwendung der beschriebenen Modifikation, bei der die verwendete Differenz die des Vorzeichens der Phase der Basisbandlinien ist.

Fig. 10 zeigt die Winkelgeschwindigkeit, die abgeschätzt wurde, indem die Tupfenzellengrößenberechnung, die oben be schrieben wurde, verwendet wurde. In diesem Fall wurde die Größe der Tupfenzelle definiert, damit sie der Anzahl von Datenlinien entspricht, denen in der Winkelrichtung begegnet wird, bevor die Phase der Basisbandlinien um mehr als 90° verändert ist. Die Größe wurde für jeden Abtastwert jeder Basisbandlinie berechnet, wonach die Geschwindigkeit propor tional zu dem Inversen der Durchschnittsgröße eingestellt wurde, nachdem die Größen entfernt wurden, die größer als ein Viertel einer vollen Umdrehung sind.

Fig. 11 zeigt ein Bild, das durch Abtastumwandeln der Daten gemäß den gemessenen Trennungen korrigiert ist, wie es von Verdonk u. a. beschrieben ist, und zwar unter Verwendung der gleichen Daten, die zum Bilden des Bilds in Fig. 6 verwendet wurden. Da die gleichen Daten verwendet wurden, leidet die Qualität des Bildes in Fig. 11 in Regionen etwas, in denen eine nichtausreichende Dichte von HF-Linien vorhanden ist. Aus diesem Grund wird das Verfahren der modifizierten Ab feuerrate, d. h. ein alternativer Weg, um das Bild während der nächsten Drehung des Katheters zu korrigieren, bevor zugt. Alle Korrekturverfahren, die von Verdonk offenbart worden sind, können für die vorliegende Erfindung angepaßt werden. Obwohl die Korrektur bezüglich der Drehung, der Ab feuerrate oder der Abtastumwandlung nach der Messung durch geführt wurde, funktioniert dies für praktische Bilderzeu gungszwecke gut, da die Ungleichmäßigkeit der Winkelge schwindigkeit von einer Umdrehung zu der nächsten ziemlich wiederholbar ist. Wie Pixel in einer Anzeige, z. B. einem Fernsehbildschirm oder einem Monitor, entsprechend Daten linien aktiviert werden, ist in der Technik bekannt und wird in dieser Anmeldung nicht beschrieben.

Es ist offensichtlich, daß das gegebene Beispiel lediglich Darstellungszwecken dient, und daß Fachleute basierend auf der vorliegenden Erfindung Variationen durchführen können. Ein Reflektor kann beispielsweise gedreht werden, um die Ul traschallpulse zu richten, d. h. zu reflektieren, statt daß der Wandler gedreht wird. Ferner ist es offensichtlich, daß die Technik, um eine ungleichmäßige Winkelgeschwindigkeit zu erfassen und zu korrigieren, gemäß der vorliegenden Erfin dung auf Abbildungsstrukturen angewendet werden kann, die einen Wandler umgeben und kein Blutgefäß sind. Die Techniken können verwendet werden, um von anderen Körperhohlräumen aus, wie z. B. der Speiseröhre, dem Magen-Darm-Trakt, dem Uterus, der Blase und sogar von anderen Hohlräumen aus, wie z. B. Öffnungen in Rohren und Innenwänden von Löchern in nichtbiologischen Strukturen, Bilder zu erzeugen.

Claims

1. Ultraschallvorrichtung (10) zum Abbilden von Geweben in dem Körper eines Patienten von einem Inneren eines Hohlraums in dem Körper aus, mit folgenden Merkmalen:

(a) einer Sonde (14) zum Einbringen in den Hohlraum, wobei die Sonde ein distales Ende (18), um sich in den Hohlraum zu erstrecken, ein proximales Ende (20), um sich außerhalb des Körpers zu er strecken, und ein mechanisch drehbare Einrichtung (25) aufweist, die einen oder mehrere Wandler (24) zum Senden von sequentiellen Ultraschallpul sen in einem Winkelmuster von dem distalen Ende (18) aus, basierend auf einem Zielwinkelmuster, und zum Empfangen von Ultraschallenergie umfaßt, die von den Geweben zurück zu dem einen oder den mehreren Wandlern (24) reflektiert und gestreut wird, derart, daß jeder gesendete Ultraschallpuls in einem empfangenen Signal (HF-Linie) resul tiert, das aus der reflektierten und aus der ge streuten Ultraschallenergie umgewandelt wird, wo bei die HF-Linie anschließend zum Bilden eines Gewebebilds verwendet wird;
(b) einer Winkelidentifikationseinrichtung (32) zum Bestimmen des gesendeten Winkelmusters durch Ana lysieren der HF-Linien, um eine Winkeltrennung zwischen denselben zu bestimmen, wobei die Win kelidentifikationseinrichtung in der Lage ist, das gesendete Winkelmuster allein durch Analy sieren der HF-Linien zu bestimmen; und
(c) einer Korrektureinrichtung (32) zum Korrigieren einer Verzerrung des Gewebebilds, die durch das gesendete Winkelmuster bewirkt wird, das sich von dem ziel-Winkelmuster unterscheidet.

2. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um die Ähnlichkeit zwischen HF-Linien zu bestim men, um die Winkeltrennung zwischen HF-Linien zu be stimmen, wobei ein großer Grad an Ähnlichkeit eine kleine Winkeltrennung anzeigt, während ein kleiner Grad an Ähnlichkeit eine große Trennung anzeigt, wobei die Winkeltrennung zwischen den HF-Linien das gesende te Winkelmuster bestimmt.

3. Vorrichtung gemäß Anspruch 2, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um eine Datenlinie mit anderen Datenlinien zu vergleichen, um das gesendete Winkelmuster zu bestim men, wobei die Datenlinien aus den HF-Linien abgelei tet sind.

4. Vorrichtung gemäß Anspruch 3, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um Datenlinien, die von den HF-Linien abgeleitet werden, zu vergleichen, wobei die Datenlinien aus den HF-Linien, aus den HF-Amplitudenlinien, aus den HF-Phasenlinien, aus den Basisbandlinien, aus den Basis bandamplitudenlinien, aus den Basisbandphasenlinien, aus den quantisierten HF-Phasen oder aus den quanti sierten Basisbandphasen abgeleitet werden, um das gesendete Winkelmuster zu bestimmen.

5. Vorrichtung gemäß Anspruch 4, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um Datenlinien, die von den HF-Linien abgeleitet werden, zu vergleichen, um das Kreuzprodukt der Daten linien zu bestimmen, um das gesendete Winkelmuster zu bestimmen.

6. Vorrichtung gemäß Anspruch 4, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um Datenlinien durch Berechnen des Kreuzprodukts unter Datenlinien gemäß folgender Gleichung zu berech nen: wobei "*" die Operation "konjugiert komplex" bezeich net, während s die Größe eines Abtastwerts in der Da tenlinie ist, p die spezifische Datenlinie von Inter esse darstellt, n die Anzahl von Abtastwerten in einer Datenlinie ist, und m eine beliebige ganzzahlige Sum mationsvariable ist.

7. Vorrichtung gemäß Anspruch 4, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um das gesendete Winkelmuster durch Analysieren von Differenzen zwischen Datenlinien zu bestimmen.

8. Vorrichtung gemäß Anspruch 7, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um das gesendete Winkelmuster durch Analysieren einer Effektivwert-Differenz zwischen Datenlinien zu bestimmen.

9. Vorrichtung gemäß Anspruch 3, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um das gesendete Winkelmuster durch Analysieren der Datenlinien, um Tupfenzellen zu definieren, wobei jede in sich im allgemeinen gleichmäßige Ultraschall charakteristika aufweist, und durch Analysieren der Gleichmäßigkeit der Abmessungen der Tupfenzellen zwi schen den Datenlinien zu bestimmen.

10. Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der die Winkelidentifikationseinrichtung angepaßt ist, um eine Ungleichmäßigkeit der Drehgeschwindigkeit der Wandlereinrichtung entweder durch die Abtastum wandlung, um die Position der Datenlinien einzustel len, oder durch Ändern der Abfeuerrate des Wandlers oder durch Veränderung der Drehgeschwindigkeit der drehbaren Einrichtung zu korrigieren, um eine Verzer rung in der Anzeige einer Abbildungsanzeige zu kompen sieren.

11. Verfahren zum Abbilden von Körpergeweben von dem Inne ren eines Hohlraums in dem Körper eines Patienten aus, mit folgenden Schritten:

(a) Einführen einer Sonde (14) in den Hohlraum eines Patientenkörpers, wobei die Sonde (14) ein dista les Ende (18), um sich innerhalb des Hohlraums zu erstrecken, einen Ultraschallwandler (24) an dem distalen Ende (18) und ein proximales Ende (20), um sich außerhalb des Hohlraums zu erstrecken, aufweist;
(b) Drehen einer Richtungseinrichtung (24), die dem Ultraschallwandler (24) in der Sonde zugeordnet ist, um sequentielle Ultraschallpulse in einem Winkelmuster von dem distalen Ende (18) basierend auf einem Zielwinkelmuster zu senden, und Empfan gen von Ultraschallenergie, die von den Geweben des Patientenkörpers an dem distalen Ende (18) der Sonde (14) reflektiert und gestreut wird, derart, daß jeder gesendete Ultraschallpuls in einem empfangenen Signal (HF-Linie), das aus der reflektierten und der gestreuten Ultraschallenergie umgewandelt wird, resultiert, wobei die HF-Linie zum nachfolgenden Bilden eines Gewebebildes nützlich ist;
(c) Bestimmen des gesendeten Winkelmusters durch Ana lysieren der HF-Linien, um eine Winkeltrennung zwischen denselben zu bestimmen; und
(d) Korrigieren einer Verzerrung des Gewebebilds, die durch das gesendete Winkelmuster bewirkt wird, wie sie durch Analysieren der HF-Linien, die sich von dem Ziel-Winkelmuster unterscheiden, bestimmt wird.

12. Verfahren gemäß Anspruch 11, bei dem der Schritt des Analysierens der HF-Linien folgenden Schritt aufweist:
Bestimmen der Ähnlichkeit zwischen HF-Linien, um die gesendete Winkeltrennung zwischen HF-Linien zu bestim men, wobei ein hoher Grad an Ähnlichkeit eine kleine Winkeltrennung anzeigt, während ein kleinerer Grad an Ähnlichkeit eine größere Trennung anzeigt, wobei die Winkeltrennung zwischen den HF-Linien das gesendete Winkelmuster bestimmt.

13. Verfahren gemäß Anspruch 12, bei dem der Schritt des Analysierens der HF-Linien folgenden Schritt aufweist:
Vergleichen einer Datenlinien mit anderen Datenlinien, um das gesendete Winkelmuster zu bestimmen, wobei die Datenlinien von den HF-Linien abgeleitet sind.

14. Verfahren gemäß Anspruch 13, bei dem das Analysieren von HF-Linien folgenden Schritt aufweist:
Vergleichen von Datenlinien, die von den HF-Linien ab geleitet sind, wobei die Datenlinien aus HF-Linien, HF-Amplitudenlinien, HF-Phasenlinien, Basisbandlinien, Basisbandamplitudenlinien, Basisbandphasenlinien, quantisierten HF-Phasen oder quantisierten Basisband phasen abgeleitet sind, um das gesendete Winkelmuster zu bestimmen.

15. Verfahren gemäß Anspruch 13, bei dem der Schritt des Analysierens der HF-Linien folgenden Schritt aufweist:
Vergleichen von Datenlinien durch Berechnen des Kreuz produkts unter Datenlinien gemäß folgender Gleichung: wobei "*" die Operation "konjugiert komplex" anzeigt, s die Größe eines Abtastwerts in der Datenlinie ist, p die spezifische interessierende Datenlinie darstellt, n die Anzahl von Abtastwerten in einer Datenlinie ist, und m eine beliebige ganzzahlige Summationsvariable ist.

16. Verfahren gemäß Anspruch 13, bei dem der Schritt des Analysierens der HF-Linien folgenden Schritt aufweist:
Analysieren von Differenzen zwischen Datenlinien.

17. Verfahren gemäß Anspruch 16, bei dem der Schritt des Analysierens der HF-Linien folgenden Schritt aufweist:
Analysieren der Effektivwert-Differenz zwischen Daten linien.

18. Verfahren gemäß Anspruch 13, bei dem der Schritt des Analysierens von HF-Linien folgenden Schritt aufweist:
Analysieren der Datenlinien, um Tupfenzellen zu defi nieren, wobei jede Tupfenzelle in sich eine im allgemeinen gleichmäßige Ultraschallcharakteristik aufweist; und
Analysieren der Gleichmäßigkeit der Abmessungen der Tupfenzellen zwischen den Datenlinien.

19. Verfahren gemäß Anspruch 13, welches ferner folgenden Schritt aufweist:
Korrigieren der Differenz zwischen dem gesendeten Win kelmuster und dem Zielwinkelmuster durch Einstellen der Position von Datenlinien, um Verzerrungen für eine Anzeige auf einem Bildanzeigegerät zu korrigieren.

20. Verfahren gemäß Anspruch 13, welches ferner folgenden Schritt aufweist:
Korrigieren der Ungleichmäßigkeit des Winkelmusters durch Einstellen der Senderate der Ultraschallpulse, um Verzerrungen zu korrigieren, für eine Anzeige auf einem Abbildungsanzeigegerät.

21. Verfahren gemäß Anspruch 13, bei dem der Schritt des Korrigierens der Verzerrung ferner einen der folgenden Schritte aufweist:
Abtastumwandeln, um die Position von Datenlinien ein zustellen;
Ändern der Abfeuerrate des Wandlers; und
Ändern der Drehgeschwindigkeit der drehbaren Einrich tung,
um eine Verzerrung des Gewebebilds auf einem Abbil dungsanzeigegerät zu kompensieren, die durch eine Dif ferenz zwischen dem gesendeten Winkelmuster und dem Zielwinkelmuster bewirkt wird.

22. Verfahren zum Abbilden von Körpergeweben von dem Inne ren eines Hohlraums in dem Körper eines Patienten aus, mit folgenden Schritten:

(a) Einführen einer Sonde (14) in den Hohlraum in dem Körper eines Patienten, wobei die Sonde (14) ein distales Ende (18) zum Einführen in den Körper, ein proximales Ende (20), um sich außerhalb des Körpers zu erstrecken, und an dem distalen Ende (18) einen Wandler (24) aufweist;
(b) Drehen des Wandlers (24), um sequentielle Ultra schallpulse in einem Winkelmuster von dem dista len Ende (18) basierend auf einem Zielwinkelmu ster zu senden, und Empfangen von Ultraschallpul sen, die von Geweben des Patientenkörpers an dem distalen Ende (18) der Sonde (14) reflektiert und gestreut werden, derart, daß jeder gesendete Ultraschallpuls in einem empfangenen Signal (HF-Li nie) resultiert, das aus der reflektierten und der gestreuten Ultraschallenergie umgewandelt wird, wobei die HF-Linie zum anschließenden Bil den eines Gewebebilds nützlich ist;
(c) Bestimmen des gesendeten Winkelmusters durch Ana lysieren von Datenlinien, um die Ähnlichkeit zwi schen HF-Linien zu bestimmen, um die Winkeltren nung zwischen HF-Linien zu bestimmen, wobei ein hoher Grad an Ähnlichkeit eine kleine Winkeltren nung anzeigt, während ein kleinerer Grad an Ähn lichkeit eine größere Trennung anzeigt, wobei die Winkeltrennung zwischen den HF-Linien das gesen dete Winkelmuster bestimmt, und wobei die Daten linien aus den HF-Linien abgeleitet und aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus HF-Linien, HF-Amplitudenlinien, HF-Phasenlinien, Basisbandli nien, Basisbandamplitudenlinien, Basisbandphasen linien, quantisierten HF-Phasen und quantisierten Basisbandphasen besteht; und
(d) Korrigieren einer Verzerrung des Gewebebilds, die durch das gesendete Winkelmuster, das sich von dem Ziel-Winkelmuster unterscheidet, bewirkt wird, basierend allein auf dem gesendeten Winkel muster, wie es durch Analysieren der HF-Linien bestimmt wird, die aus einer Reflexion und einer Streuung von den Körpergeweben bewirkt werden.