DE69831418T2 - Verfahren und vorrichtung zur anzeige von rotationsbedingten verzerrungen bei einer ultraschallbilderzeugungsanordnung - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur anzeige von rotationsbedingten verzerrungen bei einer ultraschallbilderzeugungsanordnung Download PDF

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Description

  • Hintergrund der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung betrifft hochauflösende intravaskuläre Bildgebung und insbesondere intravaskuläre Ultraschallbildgebung sowie Verfahren zur Verbesserung der Bildqualität.
  • Bei der intraluminalen oder intravaskulären Ultraschall-(auch als "IVUS" bezeichnet) Bildgebung erfordert die Erzeugung hochauflösender Bilder von Gefäßwandstrukturen eine Bildgebung bei hohen Ultraschallfrequenzen. In IVUS-Bildgebungssystemen können elektronische Abtastvorrichtungen oder mechanische Abtastvorrichtungen eingesetzt werden. IVUS-Systeme, bei denen eine elektronische Abtastung eingesetzt wird, umfassen typischerweise eine Anordnung von Ultraschallwandlern in dem distalen Ende eines Katheters, die sequenziell angeregt werden, um einen Ultraschallstrahl elektronisch abzutasten. Bei IVUS-Systemen, bei denen eine mechanische Abtastung eingesetzt wird (ein Beispiel eines solchen Systems ist in 1 gezeigt) kann ein einziger rotierender Wandler 1 in dem distalen Ende eines in das Blutgefäß 20 eindringenden Katheters 3 eingesetzt werden, wobei eine Antriebswelle 5 den Wandler 1 mit einem Motor (nicht gezeigt) verbindet, welcher mit dem Katheter 3 an seinem proximalen Ende verbunden ist. IVUS-Systeme, bei denen eine mechanische Abtastung eingesetzt wird, haben hauptsächlich aufgrund der kleineren Größe der mechanischen Abtastvorrichtung im Vergleich zu einer elektronischen Abtastvorrichtung einen breiteren Anwendungsbereich, der es vorteilhafterweise ermöglicht, dass das System sowohl für kleinere Blutgefäße als auch für größere Blutgefäße eingesetzt werden kann.
  • Die vorliegende Erfindung betrifft IVUS-Bildgebungssysteme mit einer mechanischen Abtastung. Bei dieser Art von IVUS-Systemen wird ein unidirektionaler Ultraschallanreger/Detektor (beispielsweise Wandler) in einer in einem Blutgefäß positionierten Kathetersonde eingesetzt, um Signaldaten aus Echos der emittierten Ultraschallenergie aus dem Inneren des Blutgefäßes zu ermitteln. Genauer werden durch das radiale Leiten fokussierter Ultraschalldruckwellen 2 von einem Wandler in einen Katheter und das Sammeln von Echos 4 aus dem Zielbereich an dem gleichen Wandler, wie in 1 gezeigt, Vektoren erzeugt. In einem exemplarischen IVUS-System mit einer mechanischen Abtastung wird der Wandler mechanisch mit einer gleichmäßigen Geschwindigkeit gedreht, wobei eine Mehrzahl von Auslösungen einer Ultraschallanregung erfolgt, um eine Mehrzahl gleichmäßig voneinander beabstandeter radialer Vektoren aus den gesammelten Echos zu erhalten. Die Mehrzahl radialer Vektoren von dem sich drehenden Wandler stellt einen Bildrahmen dar. Ein Signalprozessor führt dann eine Bildverarbeitung (beispielsweise eine Stabilisierung eines sich bewegenden Bilds, eine temporäre Filterung für Blutflecken und andere Bildverbesserungstechniken) an den ermittelten Daten durch, um eine Anzeige des korrigierten und gefilterten intravaskulären Bilds auf einem Rasterabtastanzeigemonitor zu erhalten. Die Signalverarbeitung in einem intravaskulären Ultraschallbildgebungssystem unter Verwendung eines mechanisch gedrehten Wandlers arbeitet unter der Annahme, dass der Wandler mit einer gleichmäßigen Geschwindigkeit gedreht wird. Diese Annahme wird jedoch häufig verletzt, wenn sich der Katheter durch das Blutgefäß bewegt. Insbesondere die Reibung zwischen dem Katheter und den Gefäßwänden und/oder die Biegung der Gefäßwände verursacht ein Anhaften und/oder Schnalzen (engl. whipping) des Katheters, das zu einer nicht gleichmäßigen Drehung des Wandlers führt. Das System liest somit die reflektierten Echos von dem Blut/der Gefäßstruktur/dem Blutgefäß ungenau, als von einer nicht korrekten Position empfangen, wenn die Voraussetzung einer gleichmäßigen Drehgeschwindigkeit verletzt ist. Daher ist es wünschenswert, die nicht gleichmäßige Drehung zu erfassen und zu quantifizieren, um eine durch eine nicht gleichmäßige Drehung verursachte Bildverzerrung zu korrigieren und dadurch eine intravaskuläre Bilddarstellung mit einer verbesserten Genauigkeit bereitzustellen.
  • Einige konventionelle Techniken, die zur Erfassung einer nicht gleichmäßigen Drehung des Wandlers bei der intravaskulären Ultraschallbildgebung eingesetzt werden, umfassen eine Kalibrierung des Katheters 3 mit aktiven oder passiven Markierungspunkten oder Signalpunkten 7, die, wie in 1 zu sehen ist, allgemein an verschiedenen Punkten (in Umfangsrichtung oder wendelförmig) entlang des Umfangs eines Mantels 9 des Katheters 3 angeordnet sind. Die Position eines jeden Signalpunkts relativ zu dem Katheter ist bekannt. Passive Signalpunkte dienen als Reflektoren für von dem Katheter übertragenen Ultraschall und können unerwünschterweise reflektierende helle Punkte auf dem Bild verursachen, die Punkte in dem intravaskulären Feld hinter den Punkten verdecken. Aktive Signalpunkte übertragen Ultraschallenergie (gekennzeichnet durch Phase, Amplitude, Frequenz und/oder Pulswiederholungsrate zur Identifizierung des jeweiligen Signalpunkts) in der Richtung des sich drehenden Wandlers, so dass das Bildgebungssystem den jeweiligen Signalpunkt identifizieren kann, um die Winkelposition des Wandlers zu bestimmen. Derartige konventionelle Techniken unter Verwendung passiver oder aktiver Signalpunkte sind jedoch nicht immer wirksam, da die Signalpunkte eine Abdeckung des Gewebes hinter den Signalpunkten verursachen können oder Artefakte einbringen können, die das Bild der anatomischen Strukturen beeinträchtigen können.
  • Die US-A-5,485,845 beschreibt ein Ultraschallsystem, das eine Anordnung von Signalpunkten umfasst, die Ultraschallenergie in Richtung eines Bildgebungswandlers leiten. Die einzelnen Signalpunkte sind identifizierbar, um die Winkelposition des Bildgebungswandlers zu bestimmen.
  • Aus dem oben Beschriebenen wird ersichtlich, dass alternative Verfahren und Vorrichtungen zur Erfassung einer durch eine ungleichmäßige Rotation hervorgerufenen Verzerrung benötigt werden, um eine verbesserte Anzeige intravaskulärer Ultraschallbilder zu ermöglichen.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung bereit, die eine ungleichmäßige Rotation in einer verbesserten Art und Weise erfasst, ohne Signalpunkte einzusetzen, die eine Abdeckung von Gewebe hinter den Signalpunkten oder andere unerwünschte Artefakte in dem Bild verursachen können. In spezifischen Ausführungsformen kann die vorliegende Erfindung eine besonders einfache und nützliche Lösung zur Adressierung des Problems einer durch eine ungleichmäßige Rotation hervorgerufenen Verzerrung bei der intravaskulären Ultraschallbildgebung in Systemen bereitstellen, bei denen eine mechanische Abtastung eingesetzt wird.
  • Gemäß einer spezifischen Ausführungsform stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zur Erfassung einer durch eine ungleichmäßige Rotation hervorgerufenen Verzerrung in einem intravaskulären Ultraschallblutgefäßbild bereit, wie sie in Anspruch 1 definiert ist. Die Vorrichtung umfasst eine Kathetersonde in einem Blutgefäß, wobei die Kathetersonde einen Mantel und einen mechanisch in dem Katheter gedrehten Wandler umfasst. Die Kathetersonde umfasst ferner eine blasige Flüssigkeit zwischen dem Mantel und dem Wandler. Der Wandler emittiert einen Ultraschallstrahl, um Echos zu erzeugen, die von der blasigen Flüssigkeit und dem Mantel reflektiert werden, um einen gegebenen Bildvektor zu erhalten. Die Echos können für den gegebenen Bildvektor in einer Mehrzahl von Zeitfenstern erfasst werden. Die erfassten Echos können in der Mehrzahl von Zeitfenstern korreliert werden, um das Vorhandensein einer nicht gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers zu bestimmen.
  • Gemäß einer weiteren spezifischen Ausführungsform stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zur Erfassung einer durch eine ungleichmäßige Rotation hervorgerufenen Verzerrung in einem intravaskulären Ultraschallblutgefäßbild bereit, wie sie in Anspruch 5 definiert ist. Die Vorrichtung umfasst eine Kathetersonde in einem Blutgefäß, wobei die Kathetersonde einen darin angeordneten Wandler aufweist und der Wandler mechanisch gesteuert wird. Eine Mehrzahl von Ultraschallstrahlen wird emittiert, um Echos zu erzeugen, die von einem Blutbereich in dem Blutgefäß reflektiert werden, um eine Mehrzahl von aufeinanderfolgenden Bildvektoren zu erhalten, und die Echos werden bei einem vorbestimmten Bereich (rp) für jeden der aufeinanderfolgenden Bildvektoren erfasst. Der rp für jeden der aufeinanderfolgenden Bildvektoren ist in dem Blutbereich angeordnet. Korrelationskoeffizienten werden für die erfassten Echos bei rp zwischen jedem der aufeinanderfolgenden Bildvektoren erhalten, um Veränderungen in einer Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers zu bestimmen.
  • Diese Ausführungsformen sowie ihre Vorteile und Merkmale werden detaillierter im Zusammenhang mit dem nachfolgenden Text und den beigefügten Figuren beschrieben.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnungen
  • 1 ist eine Querschnittsansicht eines Blutgefäßes und einer darin angeordneten Kathetersonde eines exemplarischen IVUS-Systems gemäß dem Stand der Technik, bei dem eine mechanische Abtastung eingesetzt wird;
  • 2 ist ein Blockdiagramm eines intravaskulären Ultraschallbildgebungssystems gemäß einer spezifischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 3 ist eine Querschnittsansicht eines Blutgefäßes und einer darin angeordneten Kathetersonde eines erfindungsgemäßen IVUS-Systems, bei dem eine mechanische Abtastung eingesetzt wird;
  • 4 ist eine detaillierte Querschnittsansicht einer Kathetersonde mit einer darin enthaltenen blasigen Flüssigkeit gemäß einer spezifischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 5(a) und 5(b) sind exemplarische Diagramme der Amplitude einer Mehrzahl von Echos, die an einem Wandler 22 über die Zeit entsprechend einem Abstand r < rs empfangen werden, wenn der Wandler 22 gemäß der in 4 dargestellten spezifischen Ausführungsform gleichmäßig rotiert bzw. nicht gleichmäßig rotiert;
  • 6(a) ist ein exemplarisches Diagramm, das aufeinanderfolgende Vektoren für einen gleichmäßig rotierenden Wandler gemäß einer weiteren spezifischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
  • 6(b) – 6(c) sind exemplarische Diagramme, die aufeinanderfolgende Vektoren für einen ungleichmäßig rotierenden Wandler zeigen, wobei die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers im Vergleich zu der in 6(a) gezeigten gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit zunimmt bzw. abnimmt;
  • 7(a) ist ein exemplarisches Diagramm, das aufeinanderfolgende Vektoren für einen gleichmäßig rotierenden Wandler gemäß einer noch weiteren spezifischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt; und
  • 7(b) – 7(c) sind exemplarische Diagramme, die aufeinanderfolgende Vektoren für einen ungleichmäßig rotierenden Wandler zeigen, wobei die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers im Vergleich zu der in 7(a) gezeigten gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit zunimmt bzw. abnimmt.
  • Beschreibung der spezifischen Ausführungsformen
  • Die vorliegende Erfindung sorgt für eine Erfassung einer durch ungleichmäßige Rotation hervorgerufenen Verzerrung zur verbesserten Bildverarbeitung in intravaskulären Ultraschallbildgebungssystemen. Die vorliegende Erfindung stellt eine Bildverarbeitungsvorrichtung bereit, die dazu eingesetzt werden kann, eine durch ungleichmäßige Rotation hervorgerufene Verzerrung in dem dargestellten Bild mit dem intravaskulären Ultraschallbildgebungssystem (in 2 gezeigt) zu erfassen, bei dem eine mechanische Abtastung ohne aktive oder passive Signalpunkte eingesetzt wird.
  • In 2 ist ein Blockdiagramm eines Typs eines intravaskulären Ultraschallbildgebungssystems 10 gezeigt, das für eine intravaskuläre Bildanzeige gemäß einer spezifischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden kann. 3 zeigt eine Querschnittsansicht eines Blutgefäßes und einer darin angeordneten Kathetersonde eines erfindungsgemäßen, eine mechanische Abtastung verwendenden IVUS-Systems. Wie in 2 zu sehen ist, wird eine spezialisierte Signalverarbeitungseinrichtung 10 mit einem Ultraschallbildgebungssystem 12 eingesetzt, das eine Kathetersonde 13 umfasst, wobei Ultraschallstrahlen 14 von einem Ultraschallsender oder Anreger 16 des Wandlers 22 emittiert werden, welcher am distalen Ende des Katheters 13 angeordnet und über eine Antriebswelle 5 mit einem Motor (nicht gezeigt) am proximalen Ende des Katheters 13 verbunden ist. Die Ultraschallsignale 14 von beispielsweise 5 Megahertz (MHz) bis 50 MHz werden auf ein intravaskuläres Ziel gelenkt, um Reflexionen in Form von Ultraschallechosignalen 18 von den intravaskulären Strukturen, einschließlich Blut, zu verursachen. Radiale Speichen (engl. spokes) oder Vektoren 18 von Informationen werden von einem Ziel 20 (die Innenwände eines Blutgefäßes) auf der Basis von an einem Wandler 22 empfangener Ultraschallreflexionen gesammelt. Genauer werden Informationen gesammelt, indem schmale Ultraschallabtaststrahlen 14 (einer vorbestimmten Bandbreite) von dem Anreger 16 in das Blutgefäß 20 geleitet werden, wenn er (um einen Winkel θ) in dem Katheter 13 gedreht wird. Die Reflexionen steigen in der Amplitude über einen Bereich und werden durch den Wandler 22 als Funktion eines Einheitsabstands (r) entlang des Radius eines jeden Vektors aufgezeichnet. Das Bild ist repräsentativ für eine Querschnitts-"Scheibe" der Struktur des Blutgefäßes 20 und umfasst Wandstrukturen (Blut-Wand-Grenzfläche) 26 und Lumen von Blut (Blutbereich) 24, wie in den 2 und 3 zu sehen ist. Diese Bilddaten können in Abhängigkeit des spezifischen eingesetzten Systems entweder als analoge oder digitale Informationen gesammelt werden. Die gesammelten Daten werden in Pixel umgewandelt, die Punkte in einem abgetasteten (geschwenkten oder gedrehten) zweidimensionalen Bild repräsentieren. Diesen Pixeln wird ein Wert auf beispielsweise einer Graustufenskala zwischen schwarz und weiß zugewiesen. Selbstverständlich kann der zugewiesene Wert in anderen Ausführungsformen auf einer Farbskala liegen. Nachdem das intravaskuläre Ultraschallbildgebungssystem die Bilddaten gesammelt hat, führt der Signalprozessor 10 eine Signalverarbeitung der gesammelten Bilddaten und eine Scan-Konvertierung der Bilddaten in x-y gerasterte Bilddaten zur Speicherung in einem Anzeigespeicher 32 und zur anschließenden Bereitstellung des Rasterbilds zur Betrachtung auf einer mit dem Signalprozessor 10 verbundenen Anzeigeeinrichtung 30 durch. Der Signalprozessor 10 umfasst darüber hinaus einen Programmspeicher 38, der dazu eingesetzt werden kann, das/die computerlesbare(n) Programm(e) zur Implementierung einer spezifischen Ausführungsform/spezifischer Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung zu speichern, wie nachfolgend diskutiert werden wird. Alternativ dazu kann/können das/die computerlesbare(n) Programm(e) zur Implementierung spezifischer Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung in einem mit dem Signalprozessor 10 verbundenen Speicher gespeichert werden. Beispielsweise kann der Speicher ein Read-only-Speicher, ein Festplattenlaufwerk oder ein Wechsellaufwerk sein.
  • In dem in den 2 und 3 gezeigten IVUS-System wird der Wandler 22 mechanisch mit einer gleichmäßigen Geschwindigkeit von beispielsweise ungefähr 1800 Umdrehungen pro Minute in dem Mantel 9 des Katheters 13 gedreht, wobei ungefähr 300 Ultraschallanregungen abgefeuert werden, um eine Mehrzahl gleichmäßig voneinander beabstandeter radialer Vektoren von den gesammelten Echos für einen Bildrahmen zu erhalten. Für jeden abgefeuerten Ultraschallstrahl wird die Amplitude für einen jeweiligen Abstand r in dem radialen Vektor erhalten, indem die an dem Wandler 22 empfangenen Reflexionen abgetastet werden, mit r = (tc)/2 (wobei t die Zeit zwischen den Abschüssen der Ultraschallstrahlen und dem Empfang der jeweiligen abgetasteten Amplitude ist, und c die Schallgeschwindigkeit in dem Blut/Gewebe/Wasser-Medium ist, die unter anderem in Abhängigkeit der Temperatur und der Art des Mediums ungefähr 1500 Meter/Sekunde ± 20% Abweichung betragen kann). Intravaskuläre Bildrahmen werden durch das Abtasten der an dem Wandler 22 für r > rs empfangene Reflexionen erhalten, wobei rs der Abstand zwischen dem Wandler 22 und dem Mantel 9 des Katheters 13 ist.
  • Gemäß einer spezifischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der Katheter 13 mit einer blasigen Flüssigkeit gespült, die beispielsweise Mikroblasen enthält, wie in 4 zu sehen ist. 4 ist eine detaillierte Querschnittsansicht einer Kathetersonde mit einer darin enthaltenen blasigen Flüssigkeit gemäß dieser spezifischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. In der vorliegenden Ausführungsform ist der Mantel 9 so nicht-reflektierend (d.h. so durchlässig) für Ultraschall wie möglich, so dass Ultraschall durch den Mantel 9 emittiert und Echos durch den Mantel 9 für Bildgebungszwecke empfangen werden können. Zum Zwecke der Erfassung einer ungleichmäßigen Rotation ist jedoch zumindest ein Abschnitt des Mantels 9 Ultraschall reflektierend, um das in der vorliegenden Ausführungsform eingesetzte Ultraschallecho bereitzustellen. Beispielsweise kann ein erster Abschnitt entlang der Länge des Mantels 9, der für Ultraschall durchlässig ist, zu Bildgebungszwecken eingesetzt werden, während ein zweiter Abschnitt entlang der Länge des Mantels 9, der Ultraschall reflektierend ist, für die nicht gleichmäßige Rotation einge setzt werden kann. Durch das Spülen des Katheters 13 mit einer Flüssigkeit 40, die Mikroblasen 42 enthält, wird ein Ultraschallecho zwischen dem Wandler 22 und dem Mantel 9 erzeugt. AlbunexTM, erhältlich von Molecular Bioscience Inc., oder TaligentTM, erhältlich von Alliance Pharmaceutical, sind exemplarische blasige Flüssigkeiten, die in der vorliegenden Erfindung als Kontrastmittel eingesetzt werden können. Bei der vorliegenden Ausführungsform nützliche Mikroblasen 42 haben einen mittleren Durchmesser im Bereich von ungefähr 4 μm oder weniger mit einem Verteilungsbereich zwischen ungefähr 1-10 μm. Der Wandler 22 empfängt somit eine Mehrzahl von Echos von dem Mantel 9 und den Mikroblasen 42, die aus verschiedenen Umläufen des in dem Mantel 9 wiederhallenden Ultraschallstrahls stammen.
  • Gemäß der vorliegenden Ausführungsform nach 4 sind die 5(a) und 5(b) exemplarische Diagramme der Amplitude dieser Mehrzahl von Echos, die an dem Wandler 22 über der dem Abstand r < rs entsprechenden Zeit empfangen werden, wenn der Wandler 22 eine gleichmäßige bzw. eine ungleichmäßige Drehung ausführt. Gemäß der vorliegenden Ausführungsform würden gleichmäßig voneinander beabstandete Segmente (Amplitude in der Zeit/Tiefendimension) entlang eines Bildvektors innerhalb von rs miteinander korreliert sein. Da die tieferen Segmente des Bildvektors von mehreren Umläufen des Ultraschalls zwischen dem Wandler 22 und dem Mantel 9 stammen, ist die Korrelation oder deren Fehlen in den verschiedenen Segmenten des empfangenen Signals ein Maß für die Rotationsgeschwindigkeit. Für eine nicht rotierende Umgebung wäre die Korrelation zwischen zwei Segmenten des Bildvektors, die von verschiedenen Umläufen zwischen dem Wandler und dem Mantel stammen, hoch. Beispielsweise sind, wie in 5(a) zu sehen ist, gleichmäßig voneinander beabstandete Segmente in dem Bildvektor als Fenster (w1, w2, w3 und w4) über der Zeit gezeigt. Die Zeit t0 zwischen dem Beginn eines Fensters und dem Beginn des nächsten darauffolgenden Fensters ist vorzugsweise größer als die Zeit ts = (2 rs)/c zwischen einem durch den Wandler emittierten Ultraschallstrahl und einem von dem Wandler empfangenen ersten Echo. Jedes Zeitfenster sollte so kurz wie möglich sein, aber eine ausreichende Breite haben (d.h. eine Zeitdauer), um ausreichend Informationen aus einem Echo zu sammeln, um eine adäquate Korrelation durchzuführen. In dem Beispiel nach 5(a) führt eine Korrelation eines jeden Segments des Bildvektors mit dem vorhergehenden Segment zu Korrelationskoeffizienten von ungefähr 0,72, 0,71 und 0,73 für w2, w3 bzw. w4. Somit zeigen die stark korrelierten Segmente, dass sich der Wandler 22 in einer im Wesentlichen gleichmäßigen Art und Weise dreht. Jede Ungleichmäßigkeit der Drehung des Wandlers 22 würde sich in einer merklichen Veränderung des Korrelationskoeffizienten in den Segmenten des Bildvektors manifestieren. Insbesondere würde eine Zunahme des Korrelationskoeffizienten von einem Fenster zu einem darauffolgenden Fenster anzeigen, dass sich die Rotationsbewegung des Wandlers verlangsamt hat, und eine Abnahme des Korrelationskoeffizienten von einem Fenster zu einem darauffolgenden Fenster würde anzeigen, dass sich die Rotationsbewegung des Wandlers beschleunigt hat. In dem Beispiel nach 5(b) führt eine Korrelation eines jeden dieser Segmente des Bildvektors mit dem darauffolgenden Segment zu Korrelationskoeffizienten von ungefähr 0,73, 0,53 und 0,91 für w2, w3 bzw. w4. Wie in den 5(a) bis 5(b) zu sehen ist, tritt von dem Fenster w3 zu w2 eine ungleichmäßige Rotation, genauer, eine Zunahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers auf, während von dem Fenster w4 zu w3 eine ungleichmäßige Rotation, genauer, eine Abnahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers auftritt. Die vorliegende Ausführungsform ist zur Verwendung mit Kathetern geeignet, wenn der Abstand rs zwischen dem Mantel 9 und dem Wandler 22 groß genug ist, um für lückenlose Ultraschallechos zu sorgen, wobei jedes Fenster ausreichend breit ist, um nur ein Echo einzufangen. Beispielsweise kann ein Katheter mit einem verglichen mit dem Mantel kleinen Wandler, der Abmessungen hat, wie sie für die spezielle intravaskuläre Anwendung erforderlich sind, für die vorliegende Ausführungsform nützlich sein.
  • Gemäß anderen spezifischen Ausführungsformen, bei denen flüssigkeitsgespülte Katheter 13 eingesetzt werden, wobei die Flüssigkeit mit Mikroblasen gefüllt ist, kann ebenfalls eine Korrelation über einen größeren Zeitsabstand über verschiedene Segmente in verschiedenen Bildvektoren durchgeführt werden. Wenn sich der Wandler 22 mit einer gleichmäßigen Geschwindigkeit dreht, bleibt der Korrelationskoeffizient für einen gegebenen Zeitabstand und eine Strahlbreite gleich. In anderen Ausführungsformen können mehrere Korrelationskoeffizienten für eine gegebene Zeitseparation erstellt werden, und der Durchschnitt kann verwendet werden, um die Genauigkeit der Messung zu verbessern.
  • Beispiele für Korrelationstechniken, die gemäß der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden können, werden detailliert von Daniel I. Barnea und Harvey F. Silverman in einem Artikel mit dem Titel "A Class of Algorithms for Fast Digital Image Registration", Seiten 179-186 in IEEE Transactions on Computers, Vol. C-21, Nr. 2, Februar 1972 und von Petros Maragos in einem Artikel mit dem Titel "Morphological Correlation and Mean Absolute Error Criteria", Seiten 1568-1571 in IEEE Proceedings 1989 auf der International Conference on Acoustic Speech and Signal Processing diskutiert. Beispielsweise kann in den oben diskutierten spezifischen Ausführungsformen (beispielsweise den Ausführungsformen, die mit 4 im Zusammenhang stehen) der allgemeine Korrelationsausdruck verwendet werden, der in Gleichung 6 oder 11 des Artikels von Barnea angegeben ist, aber in dem 1-dimensionalen Zeit/Tiefenbereich.
  • Gemäß einer weiteren spezifischen Ausführungsform nutzt die vorliegende Erfindung die Korrelation von Blutflecken, um die Rotation des Wandlers zu verfolgen. Bei dieser Ausführungsform könnte der in Gleichung 6 oder 11 des Artikels von Barnea angegebene allgemeine Korrelationsausdruck in dem 1-dimensionalen Zeit/Tiefenbereich für eine gegebene Tiefe (rp) in aufeinanderfolgende Bildvektoren eingesetzt werden. Gemäß dieser Ausführungsform wird ein Bereich 50 in der Bildszene, in dem die Bildtextur voller Flecken ist, ausgewählt. Innerhalb des Blutfleckenbereichs 50 sollte der Korrelationskoeffizient für jeweilige Punkte rp (in aufeinanderfolgenden Bildvektoren) niedrig sein, die einen Abstand voneinander haben, der größer ist als die Ultraschallstrahlbreite (gemessen als Winkel), wohingegen innerhalb des Blutfleckenbereichs 50 der Korrelationskoeffizient für jeweilige Punkte rp (in aufeinanderfolgenden Bildvektoren) hoch sein sollte, die einen Abstand voneinander haben, der kleiner ist als die Ultraschallstrahlbreite. 6(a) ist ein exemplarisches Diagramm, in dem aufeinanderfolgende Vektoren für einen sich gleichmäßig drehenden Wandler 22 gemäß dieser spezifischen Ausführungsform dargestellt sind. Aus Gründen der Vereinfachung ist der Wandler 22 im Wesentlichen in der Mitte des Blutgefäßes 20 angeordnet, es sollte jedoch berücksichtigt werden, dass die Diskussion auch zutrifft, wenn sich der Wandler 22 versetzt zum Mittelpunkt befindet, solange der Bereich 50 von Blutflecken zur Verwendung mit dieser vorliegenden Ausführungsform vorhanden ist. Wie in 6(a) zu sehen ist, rotiert der Wandler 22 mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω, wobei aufeinanderfolgende Bildvektoren (genauer Bildvektor 52 für θi, Bildvektor 54 für θi+1 und Bildvektor 56 für θi+2) durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind. Die Korrelation zwischen jedem aufeinanderfolgenden Bildvektor (zwischen 52 und 54 und zwischen 54 und 56) bei dem gleichen vorbestimmten Bereich rp (wir legen fest, dass diese Korrelation für eine gleichmäßige Rotationsgeschwindigkeit ω Cω ist) sollte relativ hoch und zwischen aufeinanderfolgenden Bildvektoren, zwischen denen ungefähr der gleiche Winkelabstand beibehalten wird, im Wesentlichen ähnlich sein. Eine fehlende Schwankung des Korrelationskoeffizienten in aufeinanderfolgenden Bildvektoren zeigt eine fehlende Schwankung in der Rotationsgeschwindigkeit (d.h. eine gleichmäßige Rotation) des Wandlers 21 an.
  • Die 6(b) – 6(c) sind exemplarische Diagramme, die aufeinanderfolgende Vektoren für einen sich ungleichmäßig drehenden Wandler zeigen, dessen Rotationsgeschwindigkeit im Vergleich zu der in 6(a) gezeigten gleichmäßigen Rotations geschwindigkeit zunimmt bzw. abnimmt. Wie in 6(b) zu sehen ist, rotiert der Wandler 22 mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω von dem Bildvektor 52 für θi zu dem Bildvektor 54 für θi+1, die durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind. Der Wandler 22 beginnt jedoch von dem Bildvektor 54 für θi+1 zu dem Bildvektor 62 für θi+2 mit einer zunehmenden Rotationsgeschwindigkeit ω + Δω1 zu rotieren. Die Korrelation zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 52 und 54 bei dem gleichen vorbestimmten Bereich rp sollte relativ hoch sein und wird durch Cω definiert. Die Korrelation zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 54 und 62 bei dem gleichen vorbestimmten Bereich rp sollte jedoch niedriger sein als die Korrelation Cω zwischen den Vektoren 52 und 54, da die aufeinanderfolgenden Bildvektoren 54 und 62 verglichen mit der Strahlbreite einen breiteren Winkelabstand aufweisen. Die Abnahme des Korrelationskoeffizienten von Cω in aufeinanderfolgenden Bildvektoren zeigt eine Zunahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers 21 an.
  • In 6(c) dreht sich der Wandler 22 mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω von dem Bildvektor 52 für θi zu dem Bildvektor 54 für θi+1, die durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind. Der Wandler 22 beginnt jedoch von dem Bildvektor 54 für θi+1 zu dem Bildvektor 64 für θi+2 mit einer abnehmenden Rotationsgeschwindigkeit ω – Δω2 zu rotieren. Wiederum sollte die Korrelation zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 52 und 54 bei dem gleichen vorbestimmten Bereich rp relativ hoch sein und wird durch Cω definiert. Die Korrelation zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 54 und 64 bei dem gleichen vorbestimmten Bereich rp sollte jedoch höher sein als die Korrelation Cω zwischen den Vektoren 52 und 54, da die aufeinanderfolgenden Bildvektoren 54 und 64 verglichen mit der Strahlbreite sogar einen kleineren Winkelabstand aufweisen als die Bildvektoren 52 und 54. Die Zunahme des Korrelationskoeffizienten von Cω in aufeinanderfolgenden Bildvektoren zeigt eine Abnahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers 21 an.
  • Gemäß weiterer spezifischer Ausführungsformen, die der oben für die 6(a) – 6(c) diskutierten Ausführungsform ähneln, wird eine Korrelation von Blutflecken dazu verwendet, die Drehung des Wandlers zu verfolgen. Bei diesen Ausführungsformen könnte ebenfalls der in Gleichung 6 oder 11 des Artikels von Barnea angegebene allgemeine Korrelationsausdruck in dem 1-dimensionalen Zeit/Tiefenbereich für mehrere gegebene Bereiche oder Tiefen (rp1, rp2, rp3, etc.) in aufeinanderfolgenden Bildvektoren eingesetzt werden, um für eine größere Erfassungsgenauigkeit verschiedene Messungen der ungleichmäßigen Rotation bereitzustellen. Die vorliegenden Ausführungsformen, die im Zusammenhang mit den 7(a) – 7(c) beschrieben werden, werden hier lediglich aus Gründen der Vereinfachung der Erläuterung für zwei gegebene Tiefen (rp1 und rp2, wobei rp1 näher an dem Wandler liegt als rp2) diskutiert. In ähnlicher Weise wie bei der Ausführungsform gemäß den 6(a) – 6(c) wird für die Ausführungsform nach den 7(a) – 7(c) der Bereich 50 in der Bildszene ausgewählt, in dem die Bildtextur voller Flecken ist.
  • 7(a) ist ein exemplarisches Diagramm, das gemäß der vorliegenden spezifischen Ausführungsform aufeinanderfolgende Vektoren für einen sich gleichmäßig drehenden Wandler 22 zeigt. Die 7(b)– 7(c) sind exemplarische Diagramme, die aufeinanderfolgende Vektoren für einen ungleichmäßig rotierenden Wandler zeigen, dessen Rotationsgeschwindigkeit im Vergleich zu der in 7(a) gezeigten gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit zunimmt bzw. abnimmt. Aus Gründen der Vereinfachung ist der Wandler 22 im Wesentlichen in der Mitte des Blutgefäßes 20 angeordnet, es sollte jedoch berücksichtigt werden, dass die Diskussion auch zutrifft, wenn sich der Wandler 22 versetzt zum Mittelpunkt befindet, solange der Bereich 50 von Blutflecken zur Verwendung mit der vorliegenden Ausführungsform vorhanden ist. Wie in 7(a) zu sehen ist, dreht sich der Wandler 22 mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω, wobei aufeinanderfolgende Bildvektoren (genauer Bildvektor 72 für θi, Bildvektor 74 für θi+1 und Bildvektor 76 für θi+2) durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind. Die Korrelationen zwischen jedem aufeinanderfolgenden Bildvektor (zwischen 52 und 54 und zwischen 54 und 56) bei den gleichen vorbestimmten Bereichen rp1 und rp2 (wir definieren die Korrelation bei rp1 zwischen aufeinanderfolgenden Bildvektoren für eine gleichmäßige Rotationsgeschwindigkeit ω als Cω1 und die Korrelation bei rp2 zwischen aufeinanderfolgenden Bildvektoren für eine gleichmäßige Rotationsgeschwindigkeit ω als Cω2) sollte relativ hoch und zwischen aufeinanderfolgenden Bildvektoren, bei denen ungefähr der gleiche Winkelabstand beibehalten wird, im Wesentlichen ähnlich sein. Die fehlende Schwankung des Korrelationskoeffizienten in aufeinanderfolgenden Bildvektoren zeigt eine fehlende Schwankung in der Rotationsgeschwindigkeit (d.h. eine gleichmäßige Rotation) des Wandlers 22 an.
  • In dem Bereich 50 sollte der Korrelationskoeffizient bei einem spezifischen Bereich zwischen aufeinanderfolgenden Bildvektoren für Werte des Bereichs niedrig sein, die einen Abstand haben, der größer ist als die Ultraschallstrahlbreite. Im Gegensatz dazu sollte in dem Blutfleckenbereich 50 der Korrelationskoeffizient bei einem spezifischen Bereich zwischen aufeinanderfolgenden Bildvektoren für Werte des Bereichs hoch sein, die einen Abstand haben, der geringer ist als die Ultraschallstrahlbreite.
  • Die Bestimmung der Korrelationskoeffizienten bei mehr als einem Bereichswert zwischen aufeinanderfolgenden Bildvektoren ermöglicht eine höhere Genauigkeit der Erfassung einer ungleichmäßigen Rotation.
  • Wenn die als Winkel gemessene Strahlbreite bei jedem der ausgewählten Bereiche rp1 und rp2 in dem in den Bereich 50 fallenden Strahl konstant bleibt, dann sollten die Korrelationskoeffizienten sowohl bei rp1 als auch bei rp2 zwischen aufeinanderfolgenden Vektoren im Wesentlichen gleich sein, wenn die aufeinanderfolgenden Vektoren ungefähr den gleichen Winkelabstand beibehalten (d.h. eine gleichmäßige Rotation des Wandlers 21). Beispielsweise können die Korrelationskoeffizienten zwischen aufeinanderfolgenden Vektoren 72 und 74 an den Punkten rp1 und rp2 Cω1 = 0,9 bzw. Cω2 = 0,9 sein und diese Korrelationskoeffizienten bleiben für aufeinanderfolgende Vektoren 74 und 76 im Wesentlichen konstant, wenn sich der Wandler gleichmäßig dreht. Wie in 7(b) zu sehen ist, dreht sich der Wandler 22 von dem Bildvektor 72 für θi zu dem Bildvektor 74 für θi+1, die durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind, mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω. Der Wandler 22 beginnt jedoch von dem Bildvektor 74 für θi+1 zu dem Bildvektor 82 für θi+2 mit einer zunehmenden Rotationsgeschwindigkeit ω + Δω1 zu rotieren. Die Korrelationen zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 82 bei den vorbestimmten Bereichen rp1 und rp2 (z.B. die Korrelationen bei rp1 und bei rp2 zwischen den Vektoren 74 und 82 sind jeweils ungefähr 0,4) sollten beide niedriger sein als die Korrelationen Cω1 und Cω2 zwischen den Vektoren 72 und 74, da die aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 82 verglichen mit der Strahlbreite einen breiteren Winkelabstand aufweisen. Die Abnahme der Korrelationskoeffizienten von Cω1 und Cω2 in den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 82 zeigt eine Zunahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers 22 an. In 7(c) dreht sich der Wandler 22 von dem Bildvektor 72 für θi zu dem Bildvektor 74 für θi+1, die durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind, mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω. Von dem Bildvektor 74 für θi+1 und zu dem Bildvektor 84 für θi+2 beginnt der Wandler 22 jedoch mit einer abnehmenden Rotationsgeschwindigkeit ω – Δω2 zu rotieren. Wiederum sollte die Korrelation zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 72 und 74 bei den gleichen vorbestimmten Bereichen rp1 und rp2 relativ hoch sein und ist als Cω1 bzw. Cω2 definiert. Die Korrelationen zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 84 bei den gleichen vorbestimmten Bereichen rp1 und rp2 (beispielsweise sind die Korrelationen bei rp1 und bei rp2 zwischen den Vektoren 74 und 84 jeweils ungefähr 0,95) sollten jedoch höher sein als die Korrelationen Cω1 und Cω2 zwischen den Vektoren 72 und 74, da die aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 84 verglichen mit der Strahlbreite sogar einen kleineren Winkelabstand haben als die Bildvektoren 72 und 74. Die Zunahme der Korrelationskoeffizienten von Cω1 und Cω2 in den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 84 zeigt eine Abnahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers 21 an. Da die Korrelationen bei rp1 und bei rp2 zwischen den Vektoren 74 und 82 unabhängig von der Zunahme oder Abnahme von den Korrelationen zwischen den Vektoren 72 und 74 die gleichen sein sollten (unter der Annahme, dass die als Winkel gemessene Strahlbreite bei jedem der ausgewählten Bereiche rp1 und rp2 konstant bleibt), kann der Wert der Korrelation bei rp1 und der Wert der Korrelation bei rp2 gemittelt werden, wenn die Werte voneinander abweichen (wobei die Abweichung in den Werten einem Rauschen zugeschrieben wird).
  • Wenn die als Winkel gemessene Strahlbreite von dem ausgewählten Bereich rp1 nach rp2 in dem in den Bereich 50 fallenden Strahl zunimmt, dann hat der Korrelationskoeffizient zwischen aufeinanderfolgenden Vektoren bei rp1 typischerweise die gleiche prozentuale Änderung wie der Korrelationskoeffizient zwischen aufeinanderfolgenden Vektoren bei rp2, da der Abstand zwischen Punkten bei rp2 in aufeinanderfolgenden Vektoren um einen größeren Betrag geringer ist als die Strahlbreite bei rp2 als der Abstand zwischen Punkten bei rp1 in aufeinanderfolgenden Vektoren geringer ist als die Strahlbreite bei rp1. Beispielsweise können die Korrelationskoeffizienten zwischen den aufeinanderfolgenden Vektoren 72 und 74 an Punkten rp1 und rp2 Cω1 = 0,8 bzw. Cω2 = 0,9 sein und diese Koeffizienten bleiben für die aufeinanderfolgenden Vektoren 74 und 76 im Wesentlichen konstant, wenn sich der Wandler gleichmäßig dreht. Wie in 7(b) zu sehen ist, dreht sich der Wandler 22 von dem Bildvektor 72 für θi zu dem Bildvektor 74 für θi+1, die durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind, mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω. Von dem Bildvektor 74 für θi+1 zu dem Bildvektor 82 für θi+2 beginnt der Wandler 22 jedoch mit einer zunehmenden Rotationsgeschwindigkeit ω + Δω1 zu rotieren. Die Korrelationen zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 82 bei den vorbestimmten Bereichen rp1 und rp2 (die Korrelation bei rp1 zwischen den Vektoren 74 und 82 ist beispielsweise ungefähr 0,72 und die Korrelation bei rp2 zwischen den Vektoren 74 und 82 ist beispielsweise ungefähr 0,81) sollten jedoch beide um einen ähnlichen Prozentsatz niedriger sein als die Korrelationen Cω1 und Cω2 zwischen den Vektoren 72 und 74, da die aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 82 bei rp2 verglichen mit der vergrößerten Strahlbreite bei rp2 einen engeren Winkelabstand haben, und die aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 82 bei rp1 verglichen mit der verringerten Strahlbreite bei rp1 einen breiteren Winkelabstand haben. Die Abnahme der Korrelationskoeffizienten von Cω1 und Cω2 in den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 82 zeigt eine Zunahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wand lers 22 an. In 7(c) dreht sich der Wandler 22 von dem Bildvektor 72 für θi zu dem Bildvektor 74 für θi+1, die durch einen gleichmäßigen Winkelabstand Δθ gleichmäßig voneinander beabstandet sind, mit einer gleichmäßigen Rotationsgeschwindigkeit ω. Von dem Bildvektor 74 für θi+1 zu dem Bildvektor 84 für θi+1 beginnt der Wandler 22 jedoch mit einer abnehmenden Rotationsgeschwindigkeit ω – Δω2 zu rotieren. Wiederum sollte die Korrelation zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 72 und 74 bei den gleichen vorbestimmten Bereichen rp1 und rp2 relativ hoch sein und wird als Cω1 bzw. Cω2 definiert. Die Korrelationen zwischen den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 84 bei den gleichen vorbestimmten Bereichen rp1 und rp2 (beispielsweise ist die Korrelation bei rp1 zwischen den Vektoren 74 und 82 ungefähr 0,88 und die Korrelation bei rp2 zwischen den Vektoren 74 und 82 ist ungefähr 0,99) sollte jedoch höher sein als die Korrelation Cω1 und Cω2 zwischen den Vektoren 72 und 74, da die aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 84 verglichen mit der Strahlbreite sogar einen kleineren Winkelabstand aufweisen als die Bildvektoren 72 und 74. Die Zunahme der Korrelationskoeffizienten von Cω1 und Cω2 in den aufeinanderfolgenden Bildvektoren 74 und 84 zeigt eine Abnahme der Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers 21 an.
  • Bei den oben für die 6(a) – 6(c) und für die 7(a) – 7(c) diskutierten Ausführungsformen sollte berücksichtigt werden, dass die Korrelation zwischen Vektoren durch die gegebene Strahlbreite des Wandlers bestimmt wird. Da die Strahlbreite (gemessen als Winkel) des Wandlers mit r variieren kann, wird rp vorzugsweise so gewählt, dass es außerhalb des Fernfelds des Wandlers liegt. Das Fernfeld des Wandlers wird durch den Ausdruck rFernfeld – (A2)/λbestimmt, wobei A der Radius des kreisförmigen Wandlers und λ die Wellenlänge der mittleren Frequenz f0 des Wandlers ist.
  • Sobald eine ungleichmäßige Rotation entweder durch Korrelieren von Echos in einem mit Flüssigkeit gespülten Katheter oder durch Korrelieren von Blutflecken erfasst wird, können konventionell bekannte korrigierende Tätigkeiten eine Umverteilung der Bildvektoren entweder bei der Übertragung oder der Anzeige umfassen, um die nicht gleichmäßige Rotationsgeschwindigkeit zu kompensieren und die Verzerrung des Bilds zu verringern oder zu entfernen.

Claims (13)

  1. Vorrichtung zur Erfassung einer durch eine ungleichmäßige Rotation hervorgerufenen Verzerrung in einem intravaskulären Ultraschall-Blutgefäßbild, wobei die Vorrichtung umfasst: – einen Katheter (13) zur Verwendung in einem Blutgefäß, wobei der Katheter (13) umfasst: einen Mantel (9), eine blasige Flüssigkeit (40) in dem Katheter (13) und einen Wandler (22), der mechanisch in dem Katheter (13) rotiert wird, wobei sich die blasige Flüssigkeit (40) zwischen dem Wandler (22) und dem Mantel (9) befindet und der Wandler (22) einen Ultraschallstrahl (14) emittiert und Echos (18) des Ultraschallstrahls von Mikroblasen (42) in der blasigen Flüssigkeit (40) und dem Mantel (9) empfängt, und – einen Bildprozessor (12), der dazu in der Lage ist, mit dem Wandler (22) verbunden zu werden, wobei der Bildprozessor (12) einen computerlesbaren Programmcode umfasst, der auf einem greifbaren computerlesbaren Medium zum Speichern des computerlesbaren Programms festgelegt ist, wobei das computerlesbare Medium zum Lesen durch den Bildprozessor verbunden ist, wobei der computerlesbare Programmcode eine Korrelation an einer Mehrzahl von Segmenten (52, 54, 56) in einem Bildvektor von den Echos (18) des Ultraschallstrahls durchführt, um eine Ungleichmäßigkeit der Rotation des Wandlers (22) zu erfassen.
  2. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der die blasige Flüssigkeit (40) Mikroblasen (42) mit einem Durchmesser von ungefähr 1 bis 10 μm enthält.
  3. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der die Mehrzahl von Segmenten (52, 54, 56) in einem Bildvektor als eine Mehrzahl von Fenstern (W1, W2, W3, W4) gezeigt ist und die Zeit t0 zwischen dem Beginn eines Fensters und dem Beginn des nächsten Fensters größer ist als die Zeit ts = (2 rs)/c zwischen der Emission des Ultraschallstrahls durch den Wandler und dem Empfang eines ersten Echos durch den Wandler, wobei rs der Abstand zwischen dem Wandler und dem Mantel und c die Schallgeschwindigkeit in der blasigen Flüssigkeit ist.
  4. Vorrichtung nach Anspruch 3, die dazu eingerichtet ist, einen ersten Korrelationskoeffizienten zwischen einem ersten Fenster und einem zweiten Fenster und ei nen zweiten Korrelationskoeffizienten zwischen dem zweiten Fenster und einem dritten Fenster zu berechnen, und die dazu eingerichtet ist, aus einer Abnahme der Korrelationskoeffizienten zu bestimmen, dass die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers (22) zugenommen hat und/oder aus einer Zunahme der Korrelationskoeffizienten zu bestimmen, dass eine Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers (22) abgenommen hat.
  5. Vorrichtung zur Erfassung einer durch eine ungleichmäßige Rotation hervorgerufenen Verzerrung in einem intravaskulären Ultraschall-Blutgefäßbild, wobei die Vorrichtung umfasst: – einen Katheter (13) zur Verwendung in einem Blutgefäß, wobei der Katheter (13) umfasst: einen Mantel (9) und einen Wandler (22), der mechanisch in dem Katheter (13) rotiert wird, wobei der Wandler (22) zur Erzeugung von Echos, die von einem Blutbereich (50) in dem Blutgefäß (20) reflektiert werden, eine Mehrzahl von Ultraschallstrahlen (14) emittiert, um eine Mehrzahl von aufeinanderfolgenden Bildvektoren (72, 74, 76) zu erhalten, und – einen Bildprozessor (12), der dazu in der Lage ist, mit dem Wandler (22) verbunden zu werden, wobei der Bildprozessor (12) einen computerlesbaren Programmcode umfasst, der auf einem greifbaren computerlesbaren Medium zum Speichern des computerlesbaren Programms festgelegt ist, wobei das computerlesbare Medium zum Lesen durch den Bildprozessor verbunden ist, wobei der computerlesbare Programmcode die Echos (18) bei einem vorbestimmten Bereich (rp) für jeden der aufeinanderfolgenden Bildvektoren (72, 74, 76) abtastet, wobei rp für jeden der aufeinanderfolgenden Bildvektoren in dem Blutbereich (50) angeordnet ist, und wobei der computerlesbare Programmcode darüber hinaus Korrelationskoeffizienten für die abgetasteten Echos bei rp zwischen jedem der aufeinanderfolgenden Bildvektoren erhält, um Veränderungen in einer Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers (22) zu bestimmen.
  6. Vorrichtung nach Anspruch 5, bei der der computerlesbare Programmcode aus einer Abnahme der Korrelationskoeffizienten bestimmt, dass die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers (22) zugenommen hat und/oder aus einer Zunahme der Korrelationskoeffizienten bestimmt, dass die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers abgenommen hat.
  7. Vorrichtung nach Anspruch 5 oder Anspruch 6, bei der der vorbestimmte Bereich rp so gewählt ist, dass er jenseits des Fernfelds des Wandlers liegt.
  8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 5 bis 7, bei der der computerlesbare Programmcode die Echos (18) bei einer Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen für jeden der aufeinanderfolgenden Bildvektoren (72, 74, 76) abtastet, wobei der vorbestimmte Bereich rp einer der Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen und ein zweiter vorbestimmter Bereich rp2 ein weiterer der Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen ist, wobei rp2 so gewählt ist, dass er in dem Blutbereich (50) in einem größeren Abstand von dem Wandler liegt als rp, und wobei der computerlesbare Programmcode darüber hinaus Korrelationskoeffizienten für die abgetasteten Echos bei rp2 erhält.
  9. Vorrichtung nach Anspruch 8, bei der der vorbestimmte Bereich rp und der zweite vorbestimmte Bereich rp2 jeweils so gewählt sind, dass sie jenseits des Fernfelds des Wandlers liegen.
  10. Vorrichtung nach Anspruch 8 oder Anspruch 9, bei der eine in einem Winkel der Ultraschallstrahlen gemessene Strahlbreite bei jedem der vorbestimmten Bereiche rp und rp2 konstant bleibt.
  11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, bei der der computerlesbare Programmcode bestimmt, dass die Korrelationskoeffizienten sowohl bei rp als auch bei rp2 im Wesentlichen die gleichen sind, und dass somit die aufeinanderfolgenden Vektoren ungefähr den gleichen Winkelabstand beibehalten haben und folglich die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers unverändert ist.
  12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, bei der der computerlesbare Programmcode aus einer Abnahme der Korrelationskoeffizienten sowohl bei rp als auch bei rp2 bestimmt, dass die aufeinanderfolgenden Vektoren ihren Winkelabstand erhöht haben und folglich die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers (22) zugenommen hat und/oder aus einer Zunahme der Korrelationskoeffizienten sowohl bei rp als auch bei rp2 bestimmt, dass die aufeinanderfolgenden Vektoren ihren Winkelabstand gesenkt haben und folglich die Rotationsgeschwindigkeit des Wandlers abgenommen hat.
  13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 12, bei der eine in einem Winkel der Ultraschallstrahlen gemessene Strahlbreite von dem vorbestimmten Bereich rp zu dem zweiten vorbestimmten Bereich rp2 zunimmt.
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Families Citing this family (121)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6095976A (en) * 1997-06-19 2000-08-01 Medinol Ltd. Method for enhancing an image derived from reflected ultrasound signals produced by an ultrasound transmitter and detector inserted in a bodily lumen
US6585763B1 (en) 1997-10-14 2003-07-01 Vascusense, Inc. Implantable therapeutic device and method
US5921934A (en) 1997-11-25 1999-07-13 Scimed Life Systems, Inc. Methods and apparatus for non-uniform rotation distortion detection in an intravascular ultrasound imaging system
JP3871456B2 (ja) * 1998-12-10 2007-01-24 シスメックス株式会社 粒子画像分析装置
US9572519B2 (en) 1999-05-18 2017-02-21 Mediguide Ltd. Method and apparatus for invasive device tracking using organ timing signal generated from MPS sensors
US6233476B1 (en) * 1999-05-18 2001-05-15 Mediguide Ltd. Medical positioning system
US8366769B2 (en) 2000-06-01 2013-02-05 Edwards Lifesciences Corporation Low-profile, pivotable heart valve sewing ring
US6409758B2 (en) 2000-07-27 2002-06-25 Edwards Lifesciences Corporation Heart valve holder for constricting the valve commissures and methods of use
US6450964B1 (en) * 2000-09-05 2002-09-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Imaging apparatus and method
US6416492B1 (en) 2000-09-28 2002-07-09 Scimed Life Systems, Inc. Radiation delivery system utilizing intravascular ultrasound
ITMI20011012A1 (it) 2001-05-17 2002-11-17 Ottavio Alfieri Protesi anulare per valvola mitrale
US7935145B2 (en) 2001-05-17 2011-05-03 Edwards Lifesciences Corporation Annuloplasty ring for ischemic mitral valve insuffuciency
US6908482B2 (en) 2001-08-28 2005-06-21 Edwards Lifesciences Corporation Three-dimensional annuloplasty ring and template
US7201771B2 (en) 2001-12-27 2007-04-10 Arbor Surgical Technologies, Inc. Bioprosthetic heart valve
US7024025B2 (en) * 2002-02-05 2006-04-04 Scimed Life Systems, Inc. Nonuniform Rotational Distortion (NURD) reduction
JP4018450B2 (ja) * 2002-05-27 2007-12-05 キヤノン株式会社 文書管理システム、文書管理装置、認証方法、コンピュータ読み取り可能なプログラム、及び記憶媒体
US7959674B2 (en) 2002-07-16 2011-06-14 Medtronic, Inc. Suture locking assembly and method of use
US7775977B2 (en) * 2002-09-27 2010-08-17 Olympus Corporation Ultrasonic tomographic diagnostic apparatus
US8551162B2 (en) 2002-12-20 2013-10-08 Medtronic, Inc. Biologically implantable prosthesis
US7909766B2 (en) * 2003-05-21 2011-03-22 Scimed Life Systems, Inc. Systems and methods for improving the imaging resolution of an imaging transducer
US8021421B2 (en) 2003-08-22 2011-09-20 Medtronic, Inc. Prosthesis heart valve fixturing device
US7556647B2 (en) 2003-10-08 2009-07-07 Arbor Surgical Technologies, Inc. Attachment device and methods of using the same
US7871435B2 (en) 2004-01-23 2011-01-18 Edwards Lifesciences Corporation Anatomically approximate prosthetic mitral heart valve
US8574257B2 (en) 2005-02-10 2013-11-05 Edwards Lifesciences Corporation System, device, and method for providing access in a cardiovascular environment
EP1861015A1 (de) * 2005-03-11 2007-12-05 Koninklijke Philips Electronics N.V. Verfahren zur erzeugung von mikrobläschen für phasenaberrationskorrektur
US7513909B2 (en) 2005-04-08 2009-04-07 Arbor Surgical Technologies, Inc. Two-piece prosthetic valves with snap-in connection and methods for use
EP2901967B1 (de) 2005-05-24 2019-10-02 Edwards Lifesciences Corporation Prothetische Herzklappe zum schnellen Einsatz
WO2006130505A2 (en) 2005-05-27 2006-12-07 Arbor Surgical Technologies, Inc. Gasket with collar for prosthetic heart valves and methods for using them
US8685083B2 (en) * 2005-06-27 2014-04-01 Edwards Lifesciences Corporation Apparatus, system, and method for treatment of posterior leaflet prolapse
US7776084B2 (en) 2005-07-13 2010-08-17 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic mitral heart valve having a contoured sewing ring
US8047996B2 (en) * 2005-10-31 2011-11-01 Volcano Corporation System and method for reducing angular geometric distortion in an imaging device
WO2007100408A2 (en) 2005-12-15 2007-09-07 Georgia Tech Research Corporation Papillary muscle position control devices, systems & methods
WO2007100410A2 (en) * 2005-12-15 2007-09-07 Georgia Tech Research Corporation Systems and methods for enabling heart valve replacement
CA2669195C (en) * 2005-12-15 2013-06-25 Georgia Tech Research Corporation Systems and methods to control the dimension of a heart valve
US7967857B2 (en) 2006-01-27 2011-06-28 Medtronic, Inc. Gasket with spring collar for prosthetic heart valves and methods for making and using them
US7785286B2 (en) 2006-03-30 2010-08-31 Volcano Corporation Method and system for imaging, diagnosing, and/or treating an area of interest in a patient's body
WO2007130881A2 (en) 2006-04-29 2007-11-15 Arbor Surgical Technologies, Inc. Multiple component prosthetic heart valve assemblies and apparatus and methods for delivering them
US8021161B2 (en) 2006-05-01 2011-09-20 Edwards Lifesciences Corporation Simulated heart valve root for training and testing
DE602007012691D1 (de) 2006-05-15 2011-04-07 Edwards Lifesciences Ag System zur veränderung der geometrie des herzens
US7612773B2 (en) * 2006-05-22 2009-11-03 Magnin Paul A Apparatus and method for rendering for display forward-looking image data
EP2465439A1 (de) * 2006-08-14 2012-06-20 Volcano Corporation Abbildungsvorrichtung, Abbildungssystem und Verfahren zur Abbildung
US20080123911A1 (en) * 2006-09-26 2008-05-29 Duc Lam Systems and Methods for Restoring a Medical Image Affected by Nonuniform Rotational Distortion
WO2008051907A1 (en) * 2006-10-20 2008-05-02 Cardiomems, Inc. Method and apparatus for measuring pressure inside a fluid system
CN101605511B (zh) * 2007-02-09 2013-03-13 爱德华兹生命科学公司 大小逐渐变化的瓣环成形术环
US9305334B2 (en) 2007-03-08 2016-04-05 Sync-Rx, Ltd. Luminal background cleaning
US8700130B2 (en) 2007-03-08 2014-04-15 Sync-Rx, Ltd. Stepwise advancement of a medical tool
US9629571B2 (en) 2007-03-08 2017-04-25 Sync-Rx, Ltd. Co-use of endoluminal data and extraluminal imaging
US11064964B2 (en) 2007-03-08 2021-07-20 Sync-Rx, Ltd Determining a characteristic of a lumen by measuring velocity of a contrast agent
US9968256B2 (en) 2007-03-08 2018-05-15 Sync-Rx Ltd. Automatic identification of a tool
EP2129284A4 (de) 2007-03-08 2012-11-28 Sync Rx Ltd Bildgebung und werkzeuge zur verwendung mit beweglichen organen
US11197651B2 (en) 2007-03-08 2021-12-14 Sync-Rx, Ltd. Identification and presentation of device-to-vessel relative motion
US8781193B2 (en) 2007-03-08 2014-07-15 Sync-Rx, Ltd. Automatic quantitative vessel analysis
US9375164B2 (en) 2007-03-08 2016-06-28 Sync-Rx, Ltd. Co-use of endoluminal data and extraluminal imaging
US10716528B2 (en) 2007-03-08 2020-07-21 Sync-Rx, Ltd. Automatic display of previously-acquired endoluminal images
US8377117B2 (en) 2007-09-07 2013-02-19 Edwards Lifesciences Corporation Active holder for annuloplasty ring delivery
WO2009137403A1 (en) 2008-05-05 2009-11-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Shielding for intravascular ultrasound imaging systems and methods of making and using
US8197413B2 (en) * 2008-06-06 2012-06-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Transducers, devices and systems containing the transducers, and methods of manufacture
US10362962B2 (en) 2008-11-18 2019-07-30 Synx-Rx, Ltd. Accounting for skipped imaging locations during movement of an endoluminal imaging probe
US9095313B2 (en) 2008-11-18 2015-08-04 Sync-Rx, Ltd. Accounting for non-uniform longitudinal motion during movement of an endoluminal imaging probe
US9144394B2 (en) 2008-11-18 2015-09-29 Sync-Rx, Ltd. Apparatus and methods for determining a plurality of local calibration factors for an image
US9974509B2 (en) 2008-11-18 2018-05-22 Sync-Rx Ltd. Image super enhancement
US8855744B2 (en) 2008-11-18 2014-10-07 Sync-Rx, Ltd. Displaying a device within an endoluminal image stack
US9101286B2 (en) 2008-11-18 2015-08-11 Sync-Rx, Ltd. Apparatus and methods for determining a dimension of a portion of a stack of endoluminal data points
US11064903B2 (en) 2008-11-18 2021-07-20 Sync-Rx, Ltd Apparatus and methods for mapping a sequence of images to a roadmap image
CA2743719C (en) 2008-11-25 2019-03-19 Edwards Lifesciences Corporation Apparatus and method for in situ expansion of prosthetic device
US8308798B2 (en) 2008-12-19 2012-11-13 Edwards Lifesciences Corporation Quick-connect prosthetic heart valve and methods
US9980818B2 (en) 2009-03-31 2018-05-29 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic heart valve system with positioning markers
JP5390942B2 (ja) * 2009-06-03 2014-01-15 富士フイルム株式会社 超音波診断装置及び信号処理プログラム
US8348998B2 (en) 2009-06-26 2013-01-08 Edwards Lifesciences Corporation Unitary quick connect prosthetic heart valve and deployment system and methods
US20110118590A1 (en) * 2009-11-18 2011-05-19 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System For Continuous Cardiac Imaging And Mapping
JP5757687B2 (ja) * 2010-02-09 2015-07-29 シャープ株式会社 発光装置、面光源装置、液晶表示装置、および発光装置の製造方法
JP2011224346A (ja) * 2010-03-31 2011-11-10 Toshiba Corp 超音波診断装置、画像処理装置および画像処理方法
CN102883684B (zh) 2010-05-10 2015-04-08 爱德华兹生命科学公司 人工心脏瓣膜
US9554901B2 (en) 2010-05-12 2017-01-31 Edwards Lifesciences Corporation Low gradient prosthetic heart valve
JP2012030053A (ja) * 2010-06-30 2012-02-16 Toshiba Corp 超音波診断装置、画像処理装置および画像処理方法
CN103179920B (zh) 2010-08-24 2015-11-25 爱德华兹生命科学公司 具有选择控制点的柔性瓣膜成形环
US9370418B2 (en) 2010-09-10 2016-06-21 Edwards Lifesciences Corporation Rapidly deployable surgical heart valves
US8641757B2 (en) 2010-09-10 2014-02-04 Edwards Lifesciences Corporation Systems for rapidly deploying surgical heart valves
US9125741B2 (en) 2010-09-10 2015-09-08 Edwards Lifesciences Corporation Systems and methods for ensuring safe and rapid deployment of prosthetic heart valves
US8845720B2 (en) 2010-09-27 2014-09-30 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic heart valve frame with flexible commissures
JP5944913B2 (ja) * 2010-10-28 2016-07-05 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 超音波画像内の不均一回転歪みを低減するためのコンピュータ可読媒体及び同コンピュータ可読媒体を含むシステム
EP2642922A1 (de) * 2010-11-24 2013-10-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Systeme und verfahren zur erkennung und anzeige von körperlumenverzweigungen
US8932350B2 (en) 2010-11-30 2015-01-13 Edwards Lifesciences Corporation Reduced dehiscence annuloplasty ring
EP2671093B1 (de) * 2011-01-31 2019-01-16 Sunnybrook Health Sciences Centre Ultraschallsonde mit ultraschallwandlern zur adressierung auf einem gemeinsamen elektrokanal
US8801617B2 (en) * 2011-03-22 2014-08-12 Boston Scientific Scimed Inc. Far-field and near-field ultrasound imaging device
US11213393B2 (en) 2011-04-01 2022-01-04 Edwards Lifesciences Corporation Compressible heart valve annulus sizing templates
US8945209B2 (en) 2011-05-20 2015-02-03 Edwards Lifesciences Corporation Encapsulated heart valve
US9345574B2 (en) 2011-12-09 2016-05-24 Edwards Lifesciences Corporation Force-based heart valve sizer
US9277996B2 (en) 2011-12-09 2016-03-08 Edwards Lifesciences Corporation Force-based heart valve sizer
US9078747B2 (en) 2011-12-21 2015-07-14 Edwards Lifesciences Corporation Anchoring device for replacing or repairing a heart valve
CA2875346A1 (en) 2012-06-26 2014-01-03 Sync-Rx, Ltd. Flow-related image processing in luminal organs
US9687346B2 (en) 2013-03-14 2017-06-27 Edwards Lifesciences Corporation Multi-stranded heat set annuloplasty rings
US11007058B2 (en) 2013-03-15 2021-05-18 Edwards Lifesciences Corporation Valved aortic conduits
SG11201506352SA (en) 2013-03-15 2015-09-29 Edwards Lifesciences Corp Valved aortic conduits
US9468527B2 (en) 2013-06-12 2016-10-18 Edwards Lifesciences Corporation Cardiac implant with integrated suture fasteners
US9919137B2 (en) 2013-08-28 2018-03-20 Edwards Lifesciences Corporation Integrated balloon catheter inflation system
SG11201508895RA (en) 2013-09-20 2015-11-27 Edwards Lifesciences Corp Heart valves with increased effective orifice area
US20150122687A1 (en) 2013-11-06 2015-05-07 Edwards Lifesciences Corporation Bioprosthetic heart valves having adaptive seals to minimize paravalvular leakage
JP6363229B2 (ja) * 2014-02-05 2018-07-25 ベラソン インコーポレイテッドＶｅｒａｔｈｏｎ Ｉｎｃ． 超音波データ収集
US9549816B2 (en) 2014-04-03 2017-01-24 Edwards Lifesciences Corporation Method for manufacturing high durability heart valve
US9585752B2 (en) 2014-04-30 2017-03-07 Edwards Lifesciences Corporation Holder and deployment system for surgical heart valves
CA2914094C (en) 2014-06-20 2021-01-05 Edwards Lifesciences Corporation Surgical heart valves identifiable post-implant
USD867594S1 (en) 2015-06-19 2019-11-19 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic heart valve
US10314707B2 (en) 2015-06-09 2019-06-11 Edwards Lifesciences, Llc Asymmetric mitral annuloplasty band
WO2017004369A1 (en) 2015-07-02 2017-01-05 Edwards Lifesciences Corporation Hybrid heart valves adapted for post-implant expansion
CR20170597A (es) 2015-07-02 2018-04-20 Edwards Lifesciences Corp Válvulas cardíacas hibridas integradas
EP3344158B1 (de) 2015-09-02 2023-03-01 Edwards Lifesciences Corporation Abstandshalter zur befestigung eines transkatheterventils an einer bioprothetischen herzstruktur
US10080653B2 (en) 2015-09-10 2018-09-25 Edwards Lifesciences Corporation Limited expansion heart valve
AU2016343928B2 (en) * 2015-10-30 2021-01-28 Biosense Webster (Israel) Ltd. Foldable 2-D CMUT-on-CMOS arrays
DE112016006532T5 (de) 2016-03-01 2018-11-29 B-K Medical Aps 3-D-Ultraschallbildgebung mit mehreren Einzelelementwandlern und Ultraschall-Signalausbreitungskorrektur
US10667904B2 (en) 2016-03-08 2020-06-02 Edwards Lifesciences Corporation Valve implant with integrated sensor and transmitter
US10456245B2 (en) 2016-05-16 2019-10-29 Edwards Lifesciences Corporation System and method for applying material to a stent
USD846122S1 (en) 2016-12-16 2019-04-16 Edwards Lifesciences Corporation Heart valve sizer
US10463485B2 (en) 2017-04-06 2019-11-05 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic valve holders with automatic deploying mechanisms
CA3060663C (en) 2017-04-28 2024-03-26 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic heart valve with collapsible holder
CN110831547B (zh) 2017-06-21 2022-07-15 爱德华兹生命科学公司 双丝型件有限扩张心脏瓣膜
CN111565678B (zh) 2018-01-23 2023-07-07 爱德华兹生命科学公司 假体瓣膜保持器、系统和方法
USD908874S1 (en) 2018-07-11 2021-01-26 Edwards Lifesciences Corporation Collapsible heart valve sizer
EP3829490A1 (de) 2018-07-30 2021-06-09 Edwards Lifesciences Corporation Minimal-invasiver annuloplastiering mit geringer dehnung
WO2021126778A1 (en) 2019-12-16 2021-06-24 Edwards Lifesciences Corporation Valve holder assembly with suture looping protection
CN111671468B (zh) * 2020-05-28 2023-04-28 苏州博动戎影医疗科技有限公司 一种血管内超声单阵元换能器的异步聚焦动态补偿方法

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5115814A (en) * 1989-08-18 1992-05-26 Intertherapy, Inc. Intravascular ultrasonic imaging probe and methods of using same
US5438997A (en) * 1991-03-13 1995-08-08 Sieben; Wayne Intravascular imaging apparatus and methods for use and manufacture
US5377682A (en) * 1991-09-05 1995-01-03 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Ultrasonic probe for transmission and reception of ultrasonic wave and ultrasonic diagnostic apparatus including ultrasonic probe
US5713363A (en) * 1991-11-08 1998-02-03 Mayo Foundation For Medical Education And Research Ultrasound catheter and method for imaging and hemodynamic monitoring
US5302372A (en) * 1992-07-27 1994-04-12 National Science Council Method to opacify left ventricle in echocardiography
JPH0780645A (ja) * 1993-09-08 1995-03-28 Fanuc Ltd 溶接センサの冷却装置
US5363850A (en) * 1994-01-26 1994-11-15 Cardiovascular Imaging Systems, Inc. Method for recognition and reduction of blood speckle in blood vessel imaging system
NO943269D0 (no) * 1994-09-02 1994-09-02 Vingmed Sound As Fremgangsmåte for analyse og måling av ultralydsignaler
US5443457A (en) * 1994-02-24 1995-08-22 Cardiovascular Imaging Systems, Incorporated Tracking tip for a short lumen rapid exchange catheter
US5485845A (en) * 1995-05-04 1996-01-23 Hewlett Packard Company Rotary encoder for intravascular ultrasound catheter
US5921934A (en) 1997-11-25 1999-07-13 Scimed Life Systems, Inc. Methods and apparatus for non-uniform rotation distortion detection in an intravascular ultrasound imaging system

Also Published As

Publication number Publication date
JP2009066430A (ja) 2009-04-02
US6267727B1 (en) 2001-07-31
US6120455A (en) 2000-09-19
AU1573699A (en) 1999-06-15
CA2308505A1 (en) 1999-06-03
CA2308505C (en) 2011-08-02
JP4393570B2 (ja) 2010-01-06
EP1033937B1 (de) 2005-08-31
DE69831418D1 (de) 2005-10-06
US5921934A (en) 1999-07-13
WO1999026541A1 (en) 1999-06-03
ES2246544T3 (es) 2006-02-16
JP4307711B2 (ja) 2009-08-05
EP1033937A1 (de) 2000-09-13
JP2001523510A (ja) 2001-11-27
EP1033937A4 (de) 2004-07-07

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