DE102013004110A1 - Druck-Volumen-Analyse bei bildgebenden Verfahren in der medizinischen Ultraschalldiagnostik - Google Patents

Druck-Volumen-Analyse bei bildgebenden Verfahren in der medizinischen Ultraschalldiagnostik Download PDF

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Abstract

Eine Druck-Volumen-Analyse (44) wird in bildgebenden Verfahren in der medizinischen Ultraschalldiagnostik bereitgestellt. Das Herz eines Patienten wird während eines bestimmten Zyklus mehrfach abgetastet (30). B-Mode- und Blutflussinformationen werden für verschiedene Zeitpunkte gewonnen (34). Die Blutflussinformationen werden benutzt, um den Druck im zeitlichen Verlauf zu schätzen (40). Ein Referenzdruck (38), beispielsweise der mittels Armmanschette ermittelte Druck, kann verwendet werden, um die Druckwellenform zu kalibrieren. Die B-Mode-Informationen dienen der Bestimmung (42) des Herzvolumens im zeitlichen Verlauf, beispielsweise des Volumens der linken Herzkammer im zeitlichen Verlauf. Das Herzvolumen im zeitlichen Verlauf und der Druck im zeitlichen Verlauf werden aufgezeichnet (46), so dass sich eine Druck-Volumen-Schleife ergibt. Die Druck-Volumen-Schleife wird nichtinvasiv mittels Ultraschall bestimmt (44).

Description

  • Die vorliegenden Ausführungsformen beziehen sich auf die medizinische Ultraschalldiagnostik. Insbesondere werden Druck-Volumen-Informationen mit Hilfe bildgebender Ultraschallverfahren gewonnen.
  • Eine Druck-Volumen-Schleife dient der Evaluierung der Herzfunktion eines Patienten. Die Druck-Volumen-Schleife ist eine lastunabhängige Messgröße und weist eine deutliche Korrelation mit der Grundphysiologie auf. Für die Kalkulation der Druck-Volumen-Schleife werden jedoch Katheter benutzt. Derartige invasive Ansätze gelten als genauer und werden bei kritisch erkrankten Patienten angewendet.
  • Kontinuierlich wird geforscht, um bildgestützte Surrogatparameter zu definieren und zu messen, beispielsweise Verformungen, Geschwindigkeiten und Belastungen, die die Herzmechanik definieren. Der Druck oder die Wellenform des Drucks in der linken Herzkammer werden von einer radialen oder peripheren Arterie aus im zeitlichen Verlauf gemessen. Angesichts der typischerweise zeitlich nur begrenzt zur Verfügung stehenden Kapazität für Echtzeit-Ultraschalluntersuchungen wird die Arterie benutzt. Der diastolische und der systolische Druck dienen dazu, den Druck an der Aorta abzuleiten. Dies kann als Surrogat für eine invasive Messung zur Evaluierung bestimmter klinischer Herzbedingungen dienen. Die in der Druck-Volumen-Schleife enthaltenen Informationen können jedoch möglicherweise wertvollere Informationen liefern.
  • Kurzbeschreibung der Erfindung
  • Die nachstehend beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen beziehen sich auf ein Verfahren, ein System, ein computerlesbares Medium für die Druck-Volumen-Analyse mit Hilfe bildgebender Verfahren in der medizinischen Ultraschalldiagnostik. Das Herz eines Patienten wird während eines bestimmten Zyklus mehrfach abgetastet. Sowohl B-Mode- als auch Blutflussinformationen werden für verschiedene Zeitpunkte gewonnen. Die Blutflussinformationen werden benutzt, um den Druck im Herzen im zeitlichen Verlauf zu schätzen. Ein Referenzdruck, beispielsweise der mittels Armmanschette ermittelte Druck, kann verwendet werden, um die Druckwellenform zu kalibrieren. Der Druck kann alternativ auch invasiv gemessen werden. Die B-Mode-Informationen dienen der Bestimmung des Herzvolumens im zeitlichen Verlauf, beispielsweise des Volumens der linken Herzkammer im zeitlichen Verlauf. Das Herzvolumen im zeitlichen Verlauf und der Druck im zeitlichen Verlauf werden aufgezeichnet, so dass sich eine Druck-Volumen-Schleife ergibt. Die Druck-Volumen-Schleife wird nichtinvasiv mittels Ultraschall bestimmt.
  • Unter einem ersten Gesichtspunkt wird ein Verfahren für die Druck-Volumen-Analyse mit Hilfe bildgebender Verfahren in der medizinischen Ultraschalldiagnostik bereitgestellt. Die B-Mode- und Blutfluss-Ultraschalldaten, die eine dreidimensionale Region eines Patienten darstellen, werden zu einem im Wesentlichen identischen Zeitpunkt erfasst. Die Erfassung wird mehrfach während eines Herzzyklus wiederholt. Ein Prozessor schätzt den Druck als Funktion der Zeit an einer oder mehreren Herzklappen auf Basis der Blutfluss-Ultraschalldaten. Der Prozessor berechnet ein Volumen der dreidimensionalen Region als Funktion der Zeit auf Basis der B-Mode-Daten. Eine Druck-Volumen-Schleife wird mit dem Druck als Funktion der Zeit und dem Volumen als Funktion der Zeit angezeigt. Der Druck und das Volumen werden nichtinvasiv ermittelt.
  • Unter einem zweiten Gesichtspunkt hat ein nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium Daten gespeichert, die von einem programmierten Prozessor ausführbare Befehle für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik verkörpern. Das Speichermedium beinhaltet Befehle zum Empfang von Ultraschalldaten, die ein Patientenvolumen zu verschiedenen Zeitpunkten während eines ersten Herzzyklus darstellen, den Druck als Funktion der Zeit aus den Ultraschalldaten bestimmen, einen Wert für ein Herzvolumen als Funktion der Zeit aus den Ultraschalldaten identifizieren und Informationen als Funktion des Drucks als Funktion der Zeit und das Herzvolumen als Funktion der Zeit ausgeben.
  • Unter einem dritten Gesichtspunkt hat ein nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium Daten gespeichert, die von einem programmierten Prozessor ausführbare Befehle für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik verkörpern. Das Speichermedium beinhaltet Befehle zur Berechnung eines Hohlraumvolumens aus den ersten Ultraschalldaten, zur Berechnung des Differenzblutflusses aus den zweiten Ultraschalldaten, zur Berechnung eines Drucks aus dem Differenzblutfluss und einem Referenzdruck und zur Erzeugung einer Druck-Volumen-Beziehung aus dem Druck und dem Hohlraumvolumen.
  • Unter einem vierten Gesichtspunkt hat ein nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium Daten gespeichert, die von einem programmierten Prozessor ausführbare Befehle für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik verkörpern. Das Speichermedium beinhaltet Befehle zur Messung einer Druckwellenform, die den Hohlraumdruck darstellt, zur Berechnung des Hohlraumvolumens als Funktion der Zeit aus den Ultraschalldaten. Eine Druck-Volumen-Schleife wird durch Kombinieren der Druck- und der Volumeninformationen berechnet.
  • Die vorliegende Erfindung wird definiert durch die folgenden Ansprüche. Weitere Gesichtspunkte und Vorteile der Erfindung werden weiter unten im Zusammenhang mit den bevorzugten Ausführungsformen behandelt.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnungen
  • Die Komponenten und die Abbildungen sind nicht notwendigerweise maßstabgetreu; sie sollen vielmehr die Grundsätze der Erfindung verdeutlichen. Zudem bezeichnen in den Abbildungen gleiche Referenzzeichen entsprechende Bauteile in der Gesamtheit der unterschiedlichen Ansichten:
  • 1 zeigt ein Ablaufdiagramm einer Ausführungsform eines Verfahrens zur Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik;
  • 2 zeigt ein beispielhaftes Diagramm für eine Druck-Volumen-Schleife; und
  • 3 ist ein Blockdiagramm einer Ausführungsform eines Systems zur Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik.
  • Ausführliche Beschreibung der Zeichnungen und bevorzugter Ausführungsformen
  • Die Druck-Volumen-Schleife wird nichtinvasiv geschätzt zwecks Evaluierung von Herzpatienten. Die Druck-Volumen-Schleife kann in einer ambulanten Routineumgebung unter Einsatz der Volumenechographie geschätzt werden, was eine Druck-Volumen-Schleifenanalyse bei Reihenuntersuchungen und nach der Behandlung von Patienten ermöglicht. Die Druck-Volumen-Schleife kann automatisch erzeugt werden, so dass Varianz aufgrund unterschiedlicher Konfigurationen durch Bediener vermieden wird. Die Echtzeit-, nichtinvasive, minimalinvasive, invasive und/oder automatisierte Kalkulation der Druck-Volumen-Schleife kann bei kardialen Eingriffen wie der kardialen Resynchronisationstherapie (CRT) eingesetzt werden.
  • Volumetrische B-Mode-, Farbdoppler- und/oder spektrale Doppler-Echtzeitdaten dienen dem Identifizieren und Messen anatomischer Volumina (beispielsweise der linken Herzkammer (LV)) als Funktion der Zeit in Kombination mit den auf Blutflussbasis geschätzten Druckdifferenzen zwischen unterschiedlichen Klappen und Anatomien. Der auf Basis des Blutflusses geschätzte Druck kann mit einer Referenzdruckmessung kombiniert werden, beispielsweise mittels Armmanschette oder einer geschätzten Aortendruck-Wellenform, um eine partielle oder vollständige Druck-Volumen-Schleife zu erzeugen. Die Beziehung zwischen Druck und Volumen wird in Form eines oder mehrerer Plots zur Evaluierung der Herzfunktion dargestellt. Klinisch oder physiologisch relevante Parameter wie Kontraktibilität, Elastance, Reservekraft und Schlagarbeit des Herzens lassen sich aus Druck- und Volumeninformationen berechnen.
  • 1 zeigt ein Verfahren für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik. Das Verfahren wird durch das System 10 in 3 oder ein anderes System durchgeführt. Die Schritte in 1 werden in der dargestellten oder einer anderen Reihenfolge durchgeführt. Zudem können andere oder weniger Schritte als in 1 dargestellt verwendet werden. Beispielsweise wird Schritt 38 nicht durchgeführt, und der ultraschallbasierte Druck wird dann ohne Kalibrierung auf Referenzwertbasis verwendet. In einem weiteren Beispiel werden keine, ein, zwei oder mehrere andere Ausgaben als die Schritte 46, 48 und 50 ausgeführt. Die nachstehend beschriebenen Schritte in 1 können auf unterschiedliche Weise implementiert werden. Mindestens eine beispielhafte Ausführungsform wird nachstehend angegeben, doch sind auch andere Ausführungsformen möglich.
  • Durch das Verfahren werden Druck- und Volumeninformationen nichtinvasiv gewonnen. Die Druck-Volumen-Schleife kann ohne chirurgische Eingriffe bereitgestellt werden. Der Ultraschallkopf wird ohne chirurgischen Schnitt oder Durchstechen der Haut auf der Hautoberfläche oder in der Speiseröhre des Patienten positioniert. Die nichtinvasive Datengewinnung erlaubt häufigere Analysen und/oder Analysen bei Patienten, die keinen chirurgischen Eingriffen unterzogen werden sollten. In alternativen Ausführungsformen werden die Referenzdruck- oder Ultraschalldaten unter Einsatz eines invasiven Katheters oder einer sonstigen intraoperativen Sonde gewonnen.
  • Durch das Verfahren werden Druck- und Volumeninformationen automatisch gewonnen. Der Benutzer kann das Verfahren aktivieren. Beispielsweise konfiguriert der Benutzer das Ultraschallsystem für das Abtasten des Patienten und sorgt für die Messung eines Referenzdrucks. Nach dem Positionieren des Messwandlerkopfes, um das Herz oder einen anderen Ort von einer bestimmten Richtung aus abzutasten, aktiviert der Benutzer die Erfassung der Druck- und Volumeninformationen. Nach dem Aktivieren werden die Druck- und Volumeninformationen automatisch erfasst. Der Benutzer gibt keine Orte im Herzen (z. B. Herzkammer oder -klappen) in Bildern an, gibt keine Messungen ein bzw. führt keine anderen Maßnahmen als das Halten des Messwandlerkopfes an dem Ort durch, an dem der Patient abgetastet werden soll. In anderen Ausführungsformen ist das Verfahren halbautomatisch. Der Benutzer gibt Herzklappe, Herzwand oder sonstige Positionen an, gibt den Referenzdruck ein, genehmigt die Qualität der gewonnenen Informationen oder unterstützt in anderer Weise die automatische Erfassung der Druck- und Volumeninformationen.
  • Die Druck- und Volumeninformationen werden automatisch für die linke Herzkammer erfasst. Alternativ werden die Druck- und Volumeninformationen für die rechte Herzkammer, beide Herzkammern oder das gesamte Herz erfasst. Der Druck und das Volumen können für andere Körperteile des Patienten erfasst werden.
  • In Schritt 30 werden B-Mode- und Blutfluss-Ultraschalldaten erfasst. Die B-Mode-Daten verkörpern Intensitätswerte. Die Blutflussdaten verkörpern Geschwindigkeits-, Energie- (z. B. Kraft) und/oder Varianzdaten. In einer Ausführungsform werden mindestens die Geschwindigkeit und die Energie geschätzt. Die Daten werden durch Abtasten oder aus dem Speicher erfasst. Die Daten werden in Schritt 34 durch Abtasten oder Übertragung empfangen. In einer Ausführungsform werden die Daten während des in Echtzeit erfolgenden Abtastens oder beim Abtasten erfasst.
  • Die Ultraschalldaten verkörpern ein Patientenvolumen. Das Volumen wird längs verschiedener Ebenen oder in einer anderen Abtastzeilenverteilung innerhalb des Volumens abgetastet. Das abgetastete Volumen ist ein Objektinnenraum, z. B. ein Innenraum eines Patienten. Das Abtasten des Volumens liefert Daten, die das Volumen darstellen, z. B. die Darstellung einer Mehrzahl verschiedener Ebenen im Objekt (z. B. Patient oder Herz). Die das Volumen verkörpernden Daten werden auf der Basis des räumlichen Abtastens des Objektes gebildet. Die räumlichen Abtastwerte stehen für Orte, die in einem akustischen Abtastgitter im Volumen verteilt sind. Wenn das akustische Abtastgitter planare Anordnungen von Abtastwerten beinhaltet, beinhalten die räumlichen Abtastwerte des Objektes Abtastwerte mehrerer, nichtplanarer Ebenen oder Scheiben.
  • Die räumlichen Abtastwerte längs einer oder mehrerer Abtastzeilen werden in Schritt 34 empfangen. Wenn der Sendestrahl nur eine Empfangsabtastzeile beschallt, dann werden Abtastwerte längs dieser Abtastzeile empfangen. Wenn der Sendestrahl mehrere Abtastzeilen beschallt, werden Abtastwerte längs mehrerer Abtastzeilen empfangen. Beispielsweise erfolgt das Empfangs-Beamforming längs von mindestens dreißig gesonderten Empfangszeilen in Reaktion auf einen Sende-Broadbeam. Um Abtastwerte für verschiedene Empfangsstrahlen zu bekommen, wird eine parallele Empfangs-Beamformation durchgeführt, so dass verschiedene Empfangsstrahlen gleichzeitig abgetastet werden. Beispielsweise kann ein System in der Lage sein, Dutzende oder Hunderte von Empfangsstrahlen parallel zu generieren. Alternativ werden von den Elementen empfangene Signale gespeichert und sequentiell verarbeitet.
  • Räumliche Abtastwerte werden für eine Mehrzahl von Empfangszeilen in Reaktion auf einen und/oder in Reaktion auf sequentielle Sendestrahlen erfasst. Mittels Broadbeam-Senden können räumliche Abtastwerte für mehrere dünne Scheiben gleichzeitig mit Hilfe von dynamischer Empfangsfokussierung (z. B. Delay und/oder Phasenabgleich und Summenbildung) geformt werden. Alternativ kann ein Fourier- oder sonstiges Verarbeitungsverfahren dazu dienen, die räumlichen Abtastwerte zu bilden.
  • Das Abtasten kann mehrfach erfolgen. Die Schritte werden wiederholt, um sequentiell verschiedene Anteile des Sichtfeldes abzutasten. Alternativ werden durch einen einmaligen Abtastvorgang die Daten für das gesamte Sichtfeld erfasst.
  • Das gesamte Volumen wird einmal für den B-Mode, jedoch mehrere Male für den Blutfluss abgetastet. Das Abtasten zu verschiedenen Zeitpunkten erfasst die mit dem Blutfluss zusammenhängenden räumlichen Abtastwerte. Alle derzeit bekannten oder künftig entwickelten Impulssequenzen können verwendet werden. Eine Sequenz von mindestens zwei (Blutfluss-Abtastwertzählungs-)Sendeereignissen wird längs jeder Abtastzeile vorgesehen. Jede Art von Impulswiederholfrequenz, Ensemble-/Blutfluss-Abtastwertzählung und Impulswiederholintervall kann benutzt werden. Das Echoverhalten in Reaktion auf die Sendeereignisse der Sequenz wird zur Schätzung der Geschwindigkeit, Energie (Kraft) und/oder Varianz zum jeweiligen Zeitpunkt benutzt. Die Sendeereignisse längs einer oder mehrerer Zeilen können mit den Sendeereignissen längs einer oder mehrerer anderer Zeilen überlagert werden. Mit oder ohne Überlagerung werden die räumlichen Abtastwerte für einen bestimmten Zeitpunkt mit Hilfe von Sendeereignissen erfasst, die zu verschiedenen Zeitpunkten stattfinden. Die Schätzungen von verschiedenen Abtastzeilen können sequentiell erfasst werden, jedoch schnell genug, um aus Benutzersicht gleichzeitig zu erfolgen.
  • Die empfangenen räumlichen Blutfluss-Abtastwerte können wandgefiltert/clutter-gefiltert werden. Signale in der Impulssequenz werden clutter-gefiltert, um Bewegungen zu einem bestimmten Zeitpunkt zu schätzen. Ein bestimmtes Signal kann für Schätzungen verwendet werden, die verschiedene Zeitpunkte repräsentieren, beispielsweise solche, die mit einem sich bewegenden Fenster für Clutter-Filterung und Schätzung zusammenhängen. Verschiedene Filterausgaben werden benutzt, um die Bewegung an einem Ort zu verschiedenen Zeitpunkten zu schätzen.
  • Aus den räumlichen Abtastwerten werden Blutflussdaten erzeugt. Doppler-Verarbeitung, z. B. Autokorrelation, kann benutzt werden. In anderen Ausführungsformen kann zeitliche Korrelation benutzt werden. Ein anderer Prozess kann benutzt werden, um die Blutflussdaten zu schätzen. Farbdoppler-Parameterwerte (z. B. Geschwindigkeits-, Energie- oder Varianzwerte) werden auf Basis der zu verschiedenen Zeitpunkten erfassten räumlichen Abtastwerte geschätzt. „Farbe” dient der Unterscheidung der räumlichen Verteilung des Blutflusses von den spektralen Doppler-Bildern, bei denen das Kraftspektrum für ein oder mehrere besondere Range Gates (Entfernungsfenster) geschätzt wird. Die Änderung der Frequenz zwischen zwei Abtastwerten für denselben Ort zu verschiedenen Zeitpunkten gibt die Geschwindigkeit an. Eine Sequenz von mehr als zwei Abtastwerten kann verwendet werden, um die Farbdoppler-Parameterwerte zu schätzen. Schätzungen werden für verschiedene Gruppierungen empfangener Signale erzeugt, wie etwa vollständig gesonderte oder unabhängige Gruppierungen oder sich überlappende Gruppierungen. Die Schätzungen für jede Gruppierung verkörpern den räumlichen Ort zu einem bestimmten Zeitpunkt. Mehrere Blutflussdaten-Frames können erfasst werden, um das Volumen zu verschiedenen Zeitpunkten darzustellen.
  • Die Schätzung wird für räumliche Orte im Volumen durchgeführt. Geschwindigkeiten für verschiedene Ebenen werden auf der Basis des Echoverhaltens in Reaktion auf das Abtasten geschätzt. In alternativen Ausführungsformen werden spektrale Doppler-Daten für bestimmte Orte, wie etwa sich über eine Herzklappe erstreckende Blutflussregionen, erfasst. In wieder anderen Ausführungsformen werden sowohl Farb- als auch spektrale Doppler-Informationen erfasst, wie etwa durch Verwendung von Farbdoppler-Daten zur Ortung des klappenspezifischen Blutflusses und spektrale Doppler-Daten zur Erfassung der bei der Druckschätzung verwendeten Geschwindigkeiten.
  • Für die Blutflussschätzungen können Schwellwerte festgelegt werden. Die Schwellwerte werden auf die Geschwindigkeiten angewendet. Beispielsweise wird ein unterer Geschwindigkeitsschwellwert angewendet. Geschwindigkeiten unterhalb dieses Schwellwertes werden entfernt oder auf einen anderen Wert, z. B. Null, gesetzt. In einem anderen Beispiel, in dem die Energie unterhalb des Schwellwertes liegt, wird der Geschwindigkeitswert für denselben räumlichen Ort gelöscht oder auf einen anderen Wert, z. B. Null, gesetzt. Alternativ werden die geschätzten Geschwindigkeiten benutzt, ohne Schwellwerte auf sie anzuwenden.
  • B-Mode-Daten werden ebenfalls erfasst. Eine der für die Blutflussdatenschätzung benutzten Abtastungen oder eine andere Abtastung wird durchgeführt. Die Echonintensität wird für verschiedene räumliche Orte erfasst.
  • Was das Volumen betrifft, so werden einige räumliche Orte durch B-Mode-Daten und andere Orte durch Blutflussdaten dargestellt. Der Schwellwert- oder ein anderer Prozess wird durchgeführt, um zu verhindern, dass ein Ort sowohl durch B-Mode- als auch Blutflussdaten dargestellt wird. Alternativ können ein oder mehrere Orte Werte sowohl für B-Mode- als auch Blutflussdaten haben. Obwohl beide Datentypen zusammen das Volumen darstellen, können unterschiedliche Datentypen gesondert gespeichert und/oder verarbeitet oder zu einem Satz verschmolzen werden, der das Volumen darstellt.
  • Durch Broadbeam-Senden und -Empfangen längs einer Mehrzahl von Abtastzeilen oder das anders geartete Erfassen der Daten für ein größeres Untervolumen oder das gesamte Volumen für jedes Sendeergebnis wird ein schnelleres Abtasten bereitgestellt. Das schnellere, wiederholte Abtasten in Schritt 32 kann eine Echtzeiterfassung der B-Mode- und Farbdoppler-Schätzungen ermöglichen. Das gesamte Volumen wird beispielsweise mindestens 10 Mal pro Sekunde abgetastet. In einer Ausführungsform beträgt die Volumenrate 20, 25 oder eine sonstige Anzahl von Volumina pro Sekunde. Jede Volumenabtastung wird mit der Erfassung sowohl von B-Mode- als auch Blutflussdaten verknüpft. Die unterschiedlichen Datentypen werden im Wesentlichen gleichzeitig erfasst, was die Überlagerung unterschiedlicher Sendeereignisse und/oder die Empfangsverarbeitung unterschiedlicher Datentypen ermöglicht. Beispielsweise werden zehn oder mehr Datenvolumina für jeden Herzzyklus erfasst, wobei jedes Volumen B-Mode- und Geschwindigkeitsdaten beinhaltet, die einen im Allgemeinen gleichen Anteil (z. B. innerhalb eines Zehntels des Herzzyklus voneinander) des Herzzyklus darstellen. In alternativen Ausführungsformen ist die Erfassungsrate bei B-Mode-Daten größer oder kleiner als bei Farbdoppler-Daten und gleich oder kleiner als bei spektralen Doppler-Daten.
  • Durch die Erfassung von B-Mode- und Blutflussdaten an verschiedenen Orten (z. B. Voxel), die in drei Dimensionen verteilt sind, werden volumetrische Blutfluss- und B-Mode-Daten in Echtzeit erfasst. Die Fähigkeit zur Schlag-zu-Schlag-Erfassung des gesamten B-Mode-Volumens und/oder des Blutflusses kann gleichzeitige Volumen- und Blutflussmessungen über die Zu- und Abflussöffnungen des Herzens oder der linken Herzkammer ermöglichen. Mit Hilfe von parallelem Empfang können die volumetrischen Daten ohne Stechen erfasst werden. Unterschiedliche sequentiell verwendete Sendefokustiefen zum Abtasten des gesamten Volumens können vermieden werden. Alternativ wird die Datenerfassung mittels Stechen verwendet.
  • Die volumetrischen Daten können spektrale Doppler-Informationen beinhalten oder auch nicht. Beispielsweise sind die Blutflussinformationen für einen, zwei oder mehr Orte (z. B. Herzklappen) spektrale Doppler-Daten, die den Zu- und Abfluss darstellen. In alternativen Ausführungsformen wird die räumliche Geschwindigkeit (z. B. Farbdoppler) ohne spektrale Doppler-Daten für den Klappenblutfluss verwendet.
  • Die Wiederholung in Schritt 32 erfolgt über einen Teil von einem Herzzyklus oder länger. Beispielsweise erfolgt die Wiederholung mehrere Male innerhalb ein und desselben Herzzyklus. Eine Volumensequenz wird erfasst. Es werden Daten, die das Herz über einen oder mehrere vollständige Herzzyklen darstellen, gewonnen. Mit Hilfe von mehr als einem Herzzyklus kann ein Mittelwert gebildet werden. Die aus verschiedenen Herzzyklen stammenden Daten, die ein und dieselbe Phase darstellen, können kombiniert werden, oder es können aus den Daten derselben Phase, jedoch unterschiedlichen Zyklen, berechnete Mengen gemittelt werden.
  • In einer Ausführungsform führt die Datenerfassung in Schritt 30 und der entsprechende Empfang in Schritt 34 durch das System mit Wiederholung in Schritt 32 zu B-Mode-Daten, die die linke Herzkammer während mindestens eines ganzen Herzzyklus darstellen. Blutflussdaten, die die linke Herzkammer und/oder nur Klappenorte während mindestens eines ganzen Herzzyklus darstellen, werden gewonnen.
  • In Schritt 36 werden eine oder mehrere Herzklappen identifiziert. Mitral-, Aorten-, Tricuspidalis- und/oder Pulmonalisklappen werden identifiziert. Die Klappen werden als Gewebestrukturen oder Blutflussregionen in der Nähe der oder durch die Gewebestrukturen identifiziert. Um die gewünschten Klappen zu lokalisieren, wird eine Volumenregion von Interesse auf Basis der Daten identifiziert. Die Region von Interesse (ROI) ist eine Gewebe- oder Blutflussregion, die von Interesse ist. Beispielsweise werden die B-Mode-Daten benutzt, um eine Gewebestruktur wie etwa eine Herzklappe oder -wand zu identifizieren. Die ROI befindet sich über, in der Nähe von oder an einem Ort, der relativ zur Gewebestruktur angeordnet ist. Eine Blutfluss-ROI, die sich in einem Abstand zur Klappe befindet, um eine Blutstrahlregion abzudecken, wird auf Basis des Ortes identifiziert, an der sich die Klappe befindet. Eine Blutflussregion kann einen Blutstrahl, Blutbahnen, Blutflussoberflächen oder Gefäßlumen einschließen. Da die Blutfluss- und die B-Mode-Daten zum im Wesentlichen selben Zeitpunkt erfasst werden, werden die Daten räumlich aufgezeichnet, und ein Datentyp kann verwendet werden, um eine mit einem anderen Datentyp verknüpfte Region zu bestimmen. Alternativ wird die Volumen-ROI auf Basis der Blutflussdaten ohne B-Mode-Informationen identifiziert, wie etwa beim Identifizieren einer Blutstrahlregion, einer Blutstrahlausrichtung oder eines turbulenten Blutflusses. In wiederum anderen Ausführungsformen wird die Gewebebewegung (z. B. Gewebe-Doppler) verwendet, um die Klappen zu identifizieren.
  • Die Identifikation erfolgt manuell, halbautomatisch oder automatisch. Der Benutzer kann die ROI positionieren, in ihrer Größe ändern und ausrichten. Ein Prozessor kann einen beliebigen Algorithmus anwenden, um die ROI zu bestimmen, wie etwa Wissens-, modell-, musterabgleich- oder farbverlaufsbasierte Kantenerfassung, farbverlaufsbasierte Blutflusserfassung oder sonstige derzeit bekannte oder künftig entwickelte Gewebe- und/oder Blutflusserfassungsverfahren. Bei halbautomatischer Identifikation kann der Benutzer einen Gewebestrukturort, einen Kantenpunkt oder sonstige Informationen angeben, die von einem Prozessor benutzt werden, um den Ort, die Ausrichtung und die Größe der ROI zu bestimmen.
  • Mehr als eine Volumen-ROI kann identifiziert werden. Die ROIs werden im selben Volumen identifiziert. Beispielsweise werden zwei Blutfluss-ROIs identifiziert. Die Blutflussregion kann so sein, dass der Blutfluss in einer Region präzise ist und dazu benutzt wird, um ein De-Aliasing des Blutflusses in der anderen Region durchzuführen. Die Blutfluss-ROIs hängen mit der Masseerhaltung zusammen, wie etwa als Teil desselben Gefäßes oder derselben Kammer oder sonstigen Blutflussstruktur. In einem Ausführungsbeispiel wird eine mit einem Blutstrahl für eine Zuflussbahn verbundene ROI und eine mit einer Abflussbahn verbundene ROI identifiziert. Beispielsweise identifizieren die ROIs die Abflussbahn der linken Herzkammer (LVOT) und den Mitralklappenring. Mit anderen Strukturen verbundene Blutflussregionen können identifiziert werden.
  • Die ROIs sind räumlich voneinander getrennt. Bei überlappungen oder bei vollkommen räumlich getrennten ROIs sind einige Orte in einer ROI nicht in einer anderen ROI, und einige Orte in der anderen ROI sind nicht in der ersten ROI vorhanden.
  • In anderen Ausführungsformen sind die unterschiedlichen ROIs mit demselben Gewebe oder derselben Blutflussstruktur verbunden. Beispielsweise werden zwei Blutflussregionen auf gegenüberliegenden Seiten einer Gewebestruktur, z. B. einer Klappe, identifiziert. Die ROIs können in derselben Blutbahn sein, um mehrere Messungen desselben Blutflusses an verschiedenen Orten zu erhalten. Die Regionen können als Orte für eine zusätzliche Messung dienen, wie etwa für eine PW- oder spektrale Doppler-Messung, und ihr bekannter räumlicher Ort und ihre bekannte Ausrichtung in Bezug auf die Blutflussanatomie können dazu dienen, die Blutflussschätzung zu korrigieren.
  • Aufgrund der Wiederholung werden die ROIs (z. B. Klappen) während der Sequenz überwacht. Eine Ähnlichkeitsberechnung kann verwendet werden, um den Ort und die Ausrichtung, die am besten für ROI in anderen Volumina passen, zu bestimmen. Die Korrelationsberechnung, Berechnung der Mindestsumme der absoluten Unterschiede oder eine sonstige Ähnlichkeitsberechnung wird durchgeführt. Die B-Mode-Daten werden zur Überwachung benutzt. Alternativ werden die Blutflussdaten verwendet. Sowohl B-Mode- als auch Blutflussdaten können benutzt werden, wie etwa bei einer Überwachung beider Datentypen und Bildung eines Durchschnittswertes für den Ort. An Stelle der Überwachung kann die Identifikation der Klappen für jedes Volumen oder jede Phase des Herzzyklus unabhängig von der Identifizierung für andere Phasen oder Volumina durchgeführt werden.
  • In Schritt 38 wird ein Referenzdruck erfasst. Der Referenzdruck ist ein Ist-Blutdruck. Beispielsweise wird eine Armmanschette benutzt, um einen oder zwei Blutdruckwerte zu bestimmen. Beispielsweise wird sowohl der diastolische als auch der systolische Druck in der Arterie gemessen. Radiale Tonometrie kann benutzt werden. In anderen Ausführungsformen wird der Druck innerhalb des Herzens direkt mit Hilfe eines invasiven Katheters gemessen.
  • Der Referenzdruck gilt für einen oder mehrere Teile des Herzzyklus. Eine direkte Messung kann das Messen des Drucks im zeitlichen Verlauf oder für viele Phasen des Herzzyklus erlauben. Die Armmanschettenmessung oder Tonometrie kann einen Druckwert nur für eine oder zwei Phasen liefern.
  • In Schritt 40 wird der Druck während des gesamten Herzzyklus oder für einen Anteil eines Herzzyklus geschätzt. Der Druck kann unter Anwendung invasiver oder minimalinvasiver Verfahren geschätzt werden. Beispielsweise wird ein Katheter oder sonstiges Gerät in den Patienten eingeführt, um den Druck zu messen. Durch den Einsatz von EKG, Triggerverfahren oder Zeitstempeln wird die Druckmessung zeitlich mit oder nach der Erfassung mit den Ultraschalldaten synchronisiert, die der Volumenbestimmung dienen. Wenn eine direkte Druckmessung nicht verfügbar ist, wird der Druck im zeitlichen Verlauf auf Basis der Ultraschalldaten geschätzt. Ein Prozessor berechnet den Druck aus der Geschwindigkeit oder sonstigen Blutflussinformationen.
  • Bei dem Druck kann es sich um einen Istdruck handeln, wie etwa um den aus dem mit Hilfe des Referenzdrucks kalibrierten Differenzblutfluss berechneten Druck. Alternativ kann es sich um einen relativen Druck handeln. Unter ausschließlicher Verwendung des Drucks, der auf Basis der Ultraschalldaten, z. B. der Differenzblutfluss-Daten, geschätzt wurde, wird der relative Druck während des gesamten Zyklus geschätzt. Dieser Druckschätzwert gibt die Druckänderung im zeitlichen Verlauf an, jedoch nicht den tatsächlichen Druck im Verlauf.
  • Der Druck wird als Differenzdruck berechnet. Die Blutflussdifferenz zwischen Zu- und Abflussbahn gibt den Druck an. Durch Identifikation von Geschwindigkeiten an verschiedenen Klappen wird der Druck mit Hilfe der Geschwindigkeitsdifferenz angegeben. Der räumliche Blutfluss (z. B. Farbdoppler) wird verwendet. Die Spitzengeschwindigkeit in einer Region, die Mittengeschwindigkeit in der Blutflussregion an der Klappe, eine Durchschnittsgeschwindigkeit in der Klappenregion oder eine andere Geschwindigkeit wird benutzt.
  • In einer anderen Ausführungsform werden spektrale Doppler-Geschwindigkeiten benutzt. Range Gates (Entfernungsfenster) werden so positioniert, dass sie den Durchmesser des Blutflusses durch die Klappen, die Region des maximalen Blutflusses, die Mitte des Blutflusses durch die Klappe oder einen sonstigen Ort in Relation zur Klappe abdecken. Die Range Gates erstrecken sich zu beiden Seiten der Klappe oder können lediglich auf einer Seite positioniert werden. Die Spitzen-, Durchschnitts- oder sonstige Geschwindigkeit aus dem Spektrum dient der Bestimmung des Differenzblutflusses. Bei ausreichender zeitlicher Auflösung kann der Durchschnittswert von zwei oder mehr Geschwindigkeiten gebildet werden.
  • In alternativen Ausführungsformen wird eine geschwindigkeitsspezifische Blutflussmenge an Stelle der Geschwindigkeit benutzt. Beispielsweise wird der Volumenblutfluss durch die Klappe oder die Varianz des Blutflusses im Blutstrahl benutzt.
  • Die Geschwindigkeits- oder sonstige Blutflussmengen-Differenz wird berechnet. Jede Druckschätzungsfunktion kann benutzt werden. Beispielsweise werden Bernoulli- oder Navier-Stokes-Gleichungen benutzt. Die Druckdifferenz über mehrere Klappen wird als Funktion der Zeit auf Basis bekannter fluidmechanischer Grundsätze geschätzt. In einer Ausführungsform wird das Quadrat der Geschwindigkeitsdifferenz zwischen den Zu- und Abflussbahnen multipliziert mit einer Konstanten zur Schätzung der Druckdifferenz über die gesamte Klappe oder den gesamten Hohlraum benutzt. In einer alternativen Ausführungsform wird die Geschwindigkeit an einer einzelnen Klappe an Stelle der Differenzgeschwindigkeit oder des Differenzblutflusses benutzt. Die Differenz zwischen Zu- und Abflussgeschwindigkeit an einer Klappe kann benutzt werden.
  • Der auf Basis des Differenzblutflusses geschätzte Druck liefert einen Differenzdruck. Andere Ansätze zur Schätzung des Blutflusses durch „Einlass”- und „Auslass”-Klappen können verwendet werden.
  • Wenn ein Referenzdruck verfügbar ist, kann der auf Basis der Ultraschall-Blutflussdaten geschätzte Differenzdruck kalibriert werden. Durch Skalieren des geschätzten Drucks kann ein präziserer Druck als Funktion der Zeit bereitgestellt werden.
  • Da der Referenzdruck unter Umständen nicht für alle Phasen von Interesse im Herzzyklus gilt, wird die Druckschätzung auf Basis der Geschwindigkeiten für die anderen Phasen genutzt. Die Ultraschalldaten können benutzt werden, um den Druck für viele Zeitpunkte oder Phasen während eines Herzzyklus zu schätzen, z. B. zehn Mal oder häufiger. Der Referenzdruck für einen oder zwei dieser Zeitpunkte dient dazu, die geschätzten Druckwerte während des gesamten Zyklus zu kalibrieren. Die auf Basis der Referenzmessung des Blutdrucks (z. B. zentraler oder Aortendruck) berechnete Druckdifferenz wird benutzt, um eine Druckwellenform als Funktion der Zeit zu erzeugen. Beispielsweise wird eine Differenz zwischen dem auf Basis des Blutflusses geschätzten Druck und dem Referenzdruck, die sich auf den gleichen Punkt im Zyklus beziehen, bestimmt. Die gleiche Differenz findet auf die auf Basis des Blutflusses für andere Zeitpunkte geschätzten Druckwerte Anwendung. Wenn Referenzdruckwerte für verschiedene Phasen verfügbar sind, wird die durchschnittliche Differenz benutzt. Alternativ wird der für die Kalibrierung zu benutzende Differenzbetrag als Funktion der Zeit interpoliert und auf die auf Basis des Blutflusses geschätzten Druckwerte angewendet. Der kalibrierte Druck dient dazu, die Druckwerte für andere Zeitpunkte im Herzzyklus zu skalieren.
  • Die Druckwellenform in unterschiedlichen Hohlräumen des Herzens kann gesondert geschätzt werden (z. B. zu verschiedenen Zeitpunkten). Die verschiedenen Schätzungen können dann kombiniert werden, um eine Druck-Volumen-Kurve zu erzeugen. Verschiedene Abschnitte der Druck-Volumen-Schleife („PV-Schleife”) werden zu verschiedenen Zeitpunkten berechnet. Die verschiedenen Abschnitte können kombiniert oder einzeln nach Bedarf benutzt werden.
  • In Schritt 42 wird das Volumen berechnet. Das Volumen bezieht sich auf eine dreidimensionale Region. Das Volumen für eine beliebige Region wird benutzt. Beispielsweise wird das Volumen der linken Herzkammer bestimmt. Das Volumen der rechten Herzkammer, des gesamten Herzens oder anderer Hohlräume kann berechnet werden.
  • Das Volumen wird aus den B-Mode-Daten berechnet. Kanten, Gewebestrukturen oder sonstige Informationen werden aus den B-Mode-Daten extrahiert. In alternativen oder weiteren Ausführungsformen wird das Volumen aus den Blutflussdaten berechnet. Beispielsweise wird das Volumen einer Blutflussregion, wie etwa einer großen Blutansammlung, bestimmt.
  • Eine beliebige Volumenbestimmung kann benutzt werden. In einer Ausführungsform berechnet der Prozessor automatisch das Volumen aus den Ultraschalldaten, indem er das Herz oder die Herzhöhle in Abschnitte unterteilt. Die Kanten der Herzwände für die linke Herzkammer werden ausfindig gemacht, und die Linien zur Überbrückung möglicher Fehlstellen miteinander verbunden. Jeder Ansatz kann für die automatische, halbautomatische oder manuelle Unterteilung einer Herzhöhle in Abschnitte verwendet werden. Beim automatischen Verfahren kann ein Prozessor einen Algorithmus anwenden, um Abschnitte zu bilden, wie etwa zur wissens-, modell-, musterabgleich-, farbverlaufsbasierten Kantenerfassung, farbverlaufsbasierten Blutflusserfassung oder zu sonstigen derzeit bekannten oder künftig entwickelten Gewebe- und/oder Blutflusserfassungen. Um zu ermitteln, ob genügend Blutfluss existiert, wird beispielsweise ein Schwellwertprozess in Kombination mit B-Mode- und Farbdoppler-Bildern benutzt. Auf die B-Mode-, Geschwindigkeits-, Energie- und/oder sonstigen Informationen wird ein Schwellwert angewendet. Orte mit hohem B-Mode- oder niedrigem Geschwindigkeits- und/oder Energieniveau werden als Gewebe angezeigt. Orte mit niedrigem B-Mode- oder ausreichendem Geschwindigkeits- und/oder Energieniveau werden als Blutfluss angezeigt. Nach der Tiefpassfilterung zum Ausfüllen von Fehlstellen wird die größte von Gewebe umschlossene kontinuierliche Blutflussregion (außer den Kammern) ermittelt, z. B. mit Hilfe von Region Growing, Skelettierung, Filterung oder Richtungsfilterung.
  • In einer Ausführungsform werden die B-Mode-Daten für die ROI tiefpassgefiltert, um störsignalspezifische Fehlstellen auszufüllen. Farbverläufe der gefilterten B-Mode-Daten werden verwendet, um eine Gewebegrenze zu bestimmen. Die Grenze trennt das Gewebe von der Blutflussstruktur. Andere Ansätze zur Kantenerfassung können benutzt werden, wie etwa Blutflussdaten-Farbverlauf, um den Blutfluss von Interesse besser zu isolieren. Kombinationen beider Ansätze können benutzt werden.
  • In einer anderen Ausführungsform wird ein wissensbasiertes System benutzt. Maschinenlern- oder sonstige Lernprozesse dienen der Bestimmung einer Gewichtsmatrix für verschiedene eingegebene Merkmale zur Identifikation des Hohlraums. Die Matrix verkörpert den Wahrscheinlichkeitsabgleich von einem Herz- oder Hohlraummodell mit den B-Mode- und/oder Blutflussdaten. Das Modell wird mit Hilfe des Wahrscheinlichkeitsabgleichs skaliert, gedreht und übersetzt, um es am besten an die Daten für einen bestimmten Patienten anzupassen. Das Modell wird legendiert, um die Orte anzugeben, für die das Volumen dann berechnet wird. Das Volumen wird auf Basis des Modells bestimmt, nachdem dieses angepasst wurde.
  • Nach der Unterteilung in Abschnitte wird das Herzhöhlenvolumen, wie etwa das der linken Herzkammer, berechnet. Das Volumen gilt für die Region innerhalb der Gewebegrenzen, die benachbarte Blutflussregion oder eine sonstige Bezeichnung der linken Herzkammer oder eines sonstigen Hohlraums. Unter Zuhilfenahme der Abtastparameter wird die räumliche Verteilung der B-Mode- oder Blutflussdaten – ganz gleich, ob in einem Abtastformat, einem nach dem Abtasten konvertierten Format oder interpoliert zu einem dreidimensionalen Raster – benutzt, um das Volumen zu berechnen.
  • Das Volumen wird für verschiedene Zeitpunkte während des Herzzyklus berechnet. In einer Ausführungsform werden die Unterteilung in Abschnitte und die Volumenberechnung gesondert für jedes auf Basis von B-Mode-Daten erfasste Volumen durchgeführt. In anderen Ausführungsformen wird die in Abschnitte unterteilte Region überwacht oder mit Hilfe späterer oder früherer Volumina angepasst. Sobald das Volumen anhand von Daten anderer Abtastungen angepasst wurde, wird das Volumen für den anderen Zeitpunkt der anderen Abtastung auf Basis einer anderen Anpassung zu einem anderen Zeitpunkt berechnet. Durch Kalkulation des Volumens für verschiedene Phasen oder Zeitpunkte innerhalb des Herzzyklus wird das Volumen als Funktion der Zeit bestimmt. Die dreidimensionale Schlag-zu-Schlag-Änderung des Herzhöhlenvolumens wird als Wellenform dargestellt.
  • In Schritt 44 werden druck- und volumenbasierte Informationen ausgegeben. Die Ausgaben können gesondert erfolgen, wie etwa durch Anzeigen des Drucks als Funktion der Zeit und des Volumens als Funktion der Zeit in verschiedenen Diagrammen. Die Werte können in Textform ausgegeben werden, wie etwa als systolische und diastolische Druckwerte und Volumina. Die Ausgabe kann ein oder mehrere Bilder beinhalten, wie etwa eine Rekonstruktion in mehreren Ebenen oder durch dreidimensionales Rendern mit Hilfe der B-Mode- oder Blutflussdaten. Das Volumen, die Kammern, der Ort der Druckmessung oder sonstige Aspekte des Herzens können hervorgehoben werden, wie etwa durch Farbe oder Darstellung in einer grafischen Überlagerung.
  • Durchschnitts- oder Augenblickswerte des Drucks und des Volumens können ausgegeben werden, wie etwa durch Anzeige des Drucks und des Volumens für jedes Bild in einer Bildsequenz. Alternativ oder zusätzlich zeigt die Ausgabe den Druck und/oder das Volumens als Funktion der Zeit an. Ein Diagramm, eine Schwankungsstatistik oder sonstige Parameter, die eines oder mehrere Merkmale der Druck- und/oder Volumenwellenform darstellen, können angezeigt werden.
  • Die Druck- und Volumeninformationen können zusammen angezeigt werden, wie etwa in einem Diagramm oder benachbarten Diagrammen, um die Beziehung zwischen Druck und Volumen zu zeigen. Beispielsweise werden die Druckwellenform und die Volumenwellenform mit einer gemeinsamen Achse übereinander gelegt.
  • In einer Ausführungsform wird eine Druck-Volumen-Schleife in Schritt 46 erzeugt. Die Druck-Volumen-Schleife ist ein Ausgabentyp für Schritt 44. 2 zeigt beispielhaft eine Druck-Volumen-Schleife, bei der das Volumen längs der X-Achse und der Druck längs der Y-Achse aufgezeichnet wurden. Da das Volumen schwankt, ändert sich auch der Druck. Die Schleife stellt einen spezifischen Herzzyklus dar. Der Druck und die Volumina zu verschiedenen Zeitpunkten während des Herzzyklus werden im Diagramm aufgezeichnet. Möglicherweise vorhandene Fehlstellen können interpoliert oder ausgefüllt werden, indem eine Kurve, eine Linie oder ein Modell angepasst wird.
  • Das so erzeugte Diagramm der Druck-Volumen-Schleife wird angezeigt. Das Diagramm wird während der Erfassung angezeigt, beispielsweise als Anzeige während des sequentiellen Aufzeichnens über einen ganzen Herzzyklus oder des fertigen Diagramms während eines nachfolgenden Herzzyklus oder während derselben Bildgebungssitzung. Das Diagramm stellt den Druck und das Volumen als Funktion der Zeit dar. Durch Kombination der Druckwellenform mit der Volumenwellenform kann die Herzfunktion evaluiert werden. Das Diagramm des Drucks als Funktion des zeitlich synchronisierten Volumens (z. B. EKG- oder Erfassungssynchronisation) kann diagnostisch von Nutzen sein. Die Druck-Volumen-Schleife wird ohne chirurgische Eingriffe bereitgestellt.
  • In Schritt 48 wird ein Wert für einen Parameter ausgegeben. Dieser Wert ist ein weiteres Beispiel für die Ausgabe in Schritt 44. Der Wert wird von den Druck- und/oder Volumeninformationen abgeleitet, und zwar als Augenblickswert oder als Funktion der Zeit. Beispielsweise werden Schlag-zu-Schlag-Parameter wie etwa Schlagvolumen (SV), Kontraktilität (z. B. Auswurffraktion, SV/EDV und/oder dp/dt Max), Vorlast (EDV oder EDP), Nachlast (Aorten- und Kammerdruck), Compliance (dV/dP), Kammersteifheit (reziprok zur Compliance) und/oder Elastance (dP/dV) berechnet. In einem weiteren Beispiel werden Parameter von ESPVR und EDPVR abgeleitet; beispielsweise werden PVA (Druck-Volumen-Bereich) und/oder PE (Potenzielle Energie) berechnet. In einem weiteren Beispiel werden verarbeitete Parameter, wie etwa ESPVR (End-systolic Pressure-Volume Relationship), EDPVR (End-Diastolic Pressure-Volume Relationship), PRSW (Preload-Recruitable Stroke Work), DPdtmax zu Ved dPdt max in Relation zu EDPVR und/oder Emax (max. Elastance – kalkuliert aus den im Zeitverlauf schwankenden Elastance-Daten) berechnet. Die Schlagarbeit (PVL-Bereich), Reservekraft des Herzens, Kontraktilität, Spitzenkraft und/oder dP/dt lassen sich aus der Druck-Volumen-Schleife und der Ausgabe berechnen. Beispielsweise werden die LV-Funktion – CO, SV, EDV, ESV, LVEF, ESP, EDP, dP/dtmax und dP/dtmin, die Schlagarbeit = PVL-Bereich, die LVES Elastance (EES) = ESP/ESV, die LVED Stiffness (EED) = EDP/EDV, die LV Effective Arterial Elastance (EA) = ESP/SV, das V-A Coupling = EES/EA, und/oder der Time Varying Wall Stress (WS(t)) = P(t)·[1 + 3·V(t)/LVM] ausgegeben. Alle klinisch oder physiologisch relevanten Parameter können berechnet und angezeigt werden. Aktuelle funktionale Echtzeit-Informationen über Herzkammer, Kontraktilitätsstatus, Kontraktilitätsreserve, Schlagarbeit, Spitzenkraft und eine lastunabhängige Funktionsmessung können nichtinvasiv am Patienten in einer Ambulanzumgebung gewonnen werden.
  • Die Quantität (d. h. der Wert) wird mit oder ohne Bilder angezeigt. Die Quantität wird als Wert, Zahl, Diagramm, Farbmodulation oder in Textform angezeigt. Während eine Bildsequenz betrachtet wird, werden die mit dem jeweiligen Volumen oder den Daten zusammenhängenden Quantitäten angezeigt.
  • In Schritt 50 werden Belastungsinformationen zusammen mit der Druck-Volumen-Schleife ausgegeben. Belastung oder Belastungsrate ist eine andere beispielhafte Ausgabe in Schritt 44. Ultraschall dient dazu, die Belastung längs der Abtastachsen oder -linien zu messen. Die zwei- oder dreidimensionale Belastung kann berechnet werden. Andere zwei- oder dreidimensionale Mechanikinformationen können für eine umfassende Herzfunktionsanalyse ausgegeben werden.
  • In einer Echtzeitimplementierung werden die Druck- und Volumeninformationen während ein und desselben Herzzyklus wie die Erfassung in Schritt 30 berechnet. Bevor es nach der Erfassung des Volumens zu einem vollständigen Herzzyklus kommt, wird die Quantität berechnet. Die Berechnung erfolgt während des Herzzyklus. Ein größerer oder kleinerer Delay-Wert kann vorgesehen werden. Die Kalkulation erfolgt während der Erfassung, selbst wenn dies nicht während desselben Herzzyklus ist. Die Kalkulation ist Teil der aktuellen diagnostischen Untersuchung oder Abtastsitzung. Während eines nachfolgenden Herzzyklus wird die Druck-Volumen-Schleife aus einem vorhergehenden Herzzyklus angezeigt. Der vorhergehende Herzzyklus kann der unmittelbar vorhergehende oder ein anderer früherer Zyklus sein. In alternativen Ausführungsformen erfolgt die Kalkulation für Daten, die zu einer anderen Uhrzeit, an einem anderen Tag oder zu einer anderen Gelegenheit, wie etwa während einer Kontrollsitzung nach einer Untersuchungs- oder Abtastsitzung, erfasst wurden.
  • Die Druck-Volumen-Schleife kann für die Evaluierung der systolischen und diastolischen LV-Funktion, der Herzklappenerkrankung, des Herzversagens, des inotropen Status oder sonstiger Bedingungen benutzt werden. Die Verwendung erfolgt während eines klinischen Besuchs, im Rahmen herzchirurgischer Eingriffe oder zur Evaluierung und Überwachung pharmakologischer Manipulationen der Herzfunktion. Die Druck-Volumen-Schleife kann für die prä-, intra- und postoperative Beurteilung der LV-Funktion genutzt werden. Eine bessere Quantifizierung von Dyssynchronien in Kombination mit echobasierten Messungen kann für den Fall einer Herzresynchronisationstherapie vorgesehen werden.
  • 3 zeigt eine Ausführungsform eines Systems 10 für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik. Das System 10 beinhaltet einen Sende-Beamformer 12, einen Messwandler 14, einen Empfangs-Beamformer 16, einen Speicher 18, einen Filter 20, einen B-Mode-Detektor und Blutflussschätzer 22, einen Speicher 28, einen Prozessor 24, einen Armmanschetten-/EKG-Eingang oder -Gerät 25 sowie ein Display 27. Zudem können andere oder weniger Komponenten vorgesehen werden. Beispielsweise beinhaltet das System den B-Mode-Detektor und Blutflussschätzer 22 und den Prozessor 24 ohne die vorgeschalteten Komponenten, wie etwa den Sende- und den Empfangs-Beamformer 12, 16. In einer Ausführungsform ist das System 10 ein System für die medizinische Ultraschalldiagnostik. In einer alternativen Ausführungsform ist das System 10 ein Computer oder eine Workstation. In noch einer anderen Ausführungsform ist der B-Mode-Detektor/Blutflussschätzer 22 Bestandteil eines Systems für die medizinische Ultraschalldiagnostik oder eines anderen medizinischen Bildgebungssystems, und der Prozessor 24 ist Bestandteil einer gesonderten Workstation oder eines entfernten Systems.
  • Der Messwandler 14 ist ein Array einer Mehrzahl von Elementen. Die Elemente sind piezoelektrische oder kapazitive Membranelemente. Der Array ist als eindimensionaler Array, zweidimensionaler Array, 1,5-dimensionaler Array, 1,25-dimensionaler Array, 1,75-dimensionaler Array, ringförmiger Array, mehrdimensionaler Array, Wobbler-Array, Kombinationen der vorgenannten Anordnungen oder als beliebiger anderer derzeit bekannter oder künftig entwickelter Array konfiguriert. Der Messwandler wandelt akustische in elektrische Energie und umgekehrt um. Der Messwandler 14 lässt sich an den Sende-Beamformer 12 und den Empfangs-Beamformer 16 über eine Sende/Empfangsschaltung anschließen, jedoch können in anderen Ausführungsformen gesonderte Anschlüsse benutzt werden.
  • Der Sende- und der Empfangs-Beamformer 12, 16 sind Beamformer zum Abtasten mit dem Messwandler 14. Der Sende-Beamformer 12 sendet mit Hilfe des Messwandlers 14 einen oder mehrere Strahlen, um eine Region abzutasten. Vector-, Sektor, lineare oder sonstige Abtastformate können benutzt werden. In einer Ausführungsform sendet der Sende-Beamformer 12 Strahlen, die ausreichend groß sind, um mindestens dreißig verschiedene Empfangszeilen abzudecken, und der Empfangs-Beamformer 16 empfängt längs dieser getrennten Empfangszeilen in Reaktion auf den Sendestrahl. Der Einsatz von Broadbeam-Senden und parallelem Empfangs-Beamforming längs Dutzender oder Hunderter von Empfangszeilen erlaubt das Abtasten mehrerer Scheiben oder eines Volumens, wie etwa der linken Herzkammer, in Echtzeit. Die Empfangszeilen und/oder Sendestrahlen sind so innerhalb des Volumens verteilt, dass die Empfangszeilen für ein Sendeereignis in mindestens zwei verschiedenen Ebenen liegen. Der Empfangs-Beamformer 16 tastet die Strahlen in verschiedenen Tiefen ab. Durch Abtasten desselben Ortes zu verschiedenen Zeitpunkten wird eine Sequenz für die Blutflussschätzung gewonnen.
  • In einer Ausführungsform ist der Sende-Beamformer 12 ein Prozessor, eine Delay-Komponente, ein Filter, ein Wellenformgenerator, ein Speicher, ein Phasenverschieber, ein D/A-Wandler, ein Verstärker oder Kombinationen der vorgenannten Komponenten oder jede sonstige derzeit bekannte oder künftig entwickelte Sende-Beamformer-Komponente. In einer Ausführungsform erzeugt der Sende-Beamformer 12 Hüllabtastwerte digital. Mittels Filterung, Delay-Komponenten, Phasenverschiebung, D/A-Wandlung und Verstärkung wird die gewünschte Wellenform erzeugt. Sonstige Wellenformgeneratoren können benutzt werden, wie etwa Schaltimpulsgeber oder Wellenformspeicher.
  • Der Sende-Beamformer 12 wird als Mehrzahl von Kanälen konfiguriert, um elektrische Signale einer Sendewellenform für jedes Element einer Sendeöffnung am Messwandler 14 zu erzeugen. Die Wellenformen sind unipolar, bipolar, treppenförmig, sinusförmig oder andere Wellenformen einer gewünschten Mittenfrequenz oder eines gewünschten Frequenzbandes mit einer, mehreren oder einer Bruchzahl von Zyklen. Die Wellenformen weisen einen relativen Delay-Wert und/oder einen Phasenabgleich und eine Amplitude zur Fokussierung der akustischen Energie auf. Der Sende-Beamformer 12 beinhaltet ein Steuergerät zur Änderung einer Öffnung (z. B. der Anzahl aktiver Elemente), ein Apodisierungsprofil (z. B. Massetyp oder -zentrum) über eine Mehrzahl von Kanälen, ein Delay-Profil über eine Mehrzahl von Kanälen, ein Phasenprofil über eine Mehrzahl von Kanälen, eine Mittenfrequenz, ein Frequenzband, eine Wellenform, eine Anzahl von Zyklen und Kombinationen dieser Komponenten. Ein Sendestrahlenfokus wird auf der Basis dieser Beamforming-Parameter erzeugt.
  • Der Empfangs-Beamformer 16 ist ein Vorverstärker, Filter, Phasenverschieber, Delay-Generator, Summierer, Basisbandfilter, Prozessor, Pufferspeicher, Speicher, Kombinationen dieser Komponenten oder jede sonstige derzeit bekannte oder künftig entwickelte Empfangs-Beamformer-Komponente. Der Empfangs-Beamformer 16 ist in einer Mehrzahl von Kanälen zur Empfang elektrischer Signale konfiguriert, die Echos oder akustische Energie verkörpern, die auf den Messwandler 14 treffen. Ein Kanal von jedem der Elemente der Empfangsöffnung innerhalb des Messwandlers 14 lässt sich an einen Verstärker und/oder eine Delay-Komponente anschließen. Ein A/D-Wandler digitalisiert das verstärkte Echosignal. Die digitalen Hochfrequenz-Empfangsdaten werden zu einer Basisbandfrequenz demoduliert. Empfangs-Delays wie dynamische Empfangssignal-Delays und/oder Phasenverschiebungen werden vom Verstärker und/oder der Delay-Komponente angewendet. Ein digitaler oder analoger Summierer kombiniert Daten aus verschiedenen Kanälen der Empfangsöffnung, um einen oder eine Mehrzahl von Empfangsstrahlen zu bilden. Bei dem Summierer handelt es sich um einen einzelnen Summierer oder einen in Kaskade geschalteten Summierer. In einer Ausführungsform ist der Beamform-Summierer so betreibbar, dass er die gleichphasigen und phasenverschobenen Kanaldaten in komplexer Weise so summiert, dass die Phaseninformationen für den gebildeten Strahl erhalten bleiben. Alternativ summiert der Beamform-Summierer Datenamplituden oder -intensitäten, ohne die Phaseninformationen beizubehalten.
  • Der Empfangs-Beamformer 16 ist so betreibbar, dass er Empfangsstrahlen in Reaktion auf die Sendestrahlen formt. Beispielsweise empfängt der Empfangs-Beamformer 16 einen, zwei oder mehr (z. B. 32, 48 oder 56) Empfangsstrahlen in Reaktion auf jeden Sendestrahl. Die Empfangsstrahlen sind kollinear, parallel und versetzt oder nicht parallel zu den entsprechenden Sendestrahlen. Der Empfangs-Beamformer 16 gibt räumliche Abtastwerte aus, die verschiedene räumliche Orte einer abgetasteten Region darstellen. Sobald das Beamforming der Kanaldaten abgeschlossen ist oder sie in sonstiger Weise so kombiniert worden sind, dass sie räumliche Orte längs der Abtastzeilen 11 darstellen, werden die Daten aus dem Kanalbereich in den Bilddatenbereich konvertiert. Die Phasenschieber, Delay-Komponenten und/oder Summierer können für paralleles Empfangs-Beamforming wiederholt werden. Ein oder mehrere parallele Empfangs-Beamformer können Teile von Kanälen gemeinsam nutzen, wie etwa in Form der gemeinsamen Nutzung der Anfangsverstärkung.
  • Um Bewegung, wie etwa Gewebebewegung oder Flüssigkeitsgeschwindigkeit, bildlich wiederzugeben, werden mehrere Sende- und entsprechende Empfangsereignisse für im Wesentlichen ein und denselben Ort durchgeführt. Phasenänderungen zwischen verschiedenen Empfangsereignissen geben die Geschwindigkeit des Gewebes oder der Flüssigkeit an. Eine Geschwindigkeitsabtastwert-Gruppe entspricht mehreren Sendeereignissen für jede einer Mehrzahl von Abtastzeilen 11. Die Häufigkeit, mit der ein im Wesentlichen gleicher räumlicher Ort, wie etwa Abtastzeile 11, innerhalb einer Geschwindigkeitsabtastwert-Gruppe abgetastet wird, ist die Geschwindigkeitsabtastwert-Zählung. Die Sendeereignisse für verschiedene Abtastzeilen 11, verschiedene Geschwindigkeitsabtastwert-Gruppierungen oder verschiedene Bildgebungsarten können überlagert werden. Der Zeitbetrag zwischen Sendeereignissen in Bezug auf eine im Wesentlichen gleiche Abtastzeile 11 innerhalb der Geschwindigkeitsabtastwert-Zählung ist das Impulswiederholintervall oder die Impulswiederholfrequenz. Das hier verwendete Impulswiederholintervall beinhaltet zugleich die Impulswiederholfrequenz.
  • Der Speicher 18 ist ein Video-RAM-Speicher, ein RAM-Speicher, ein mobiler Speicher (z. B. Diskette oder Compact Disc), eine Festplatte, eine Datenbank, ein CTM-Speicher (Corner Turning Memory) oder ein sonstiges Speichergerät zur Speicherung von Daten oder Videoinformationen. In einer Ausführungsform handelt es sich beim Speicher 18 um einen CTM-Speicher (Corner Turning Memory) eines Bewegungsparameter-Schätzpfades. Der Speicher 18 ist so betreibbar, dass er Signale in Reaktion auf mehrere Sendeereignisse längs einer im Wesentlichen gleichen Abtastzeile speichert. Der Speicher 22 ist so betreibbar, dass er in einem akustischen Gitter, einem kartesischen Gitter oder einem sowohl kartesischen Koordinatengitter als auch akustischen Gitter formatierte Ultraschalldaten oder Ultraschalldaten speichert, die ein Volumen in einem dreidimensionalen Gitter darstellen.
  • Der Filter 20 ist ein Clutter-Filter (z. B. ein Wandfilter), ein finiter Impulsreaktionsfilter, ein infiniter Impulsreaktionsfilter, ein analoger Filter, ein digitaler Filter, Kombinationen dieser Komponenten oder ein sonstiger derzeit bekannter oder künftig entwickelter Filter. In einer Ausführungsform beinhaltet der Filter 20 einen Mischer, um Signale in das Basisband zu verschieben, und eine programmierbare Tiefpassfilterreaktion zur Beseitigung oder Minimierung von Informationen, deren Frequenzen entfernt vom Basisband sind. In anderen Ausführungsformen ist der Filter 20 ein Tiefpass-, Hochpass- oder Bandpassfilter. Der Filter 20 identifiziert Geschwindigkeitsinformationen von sich langsamer bewegendem Gewebe im Gegensatz zu Flüssigkeiten oder reduziert alternativ den Einfluss von Daten, die von Gewebe stammen, während zugleich Geschwindigkeitsinformationen, die von Flüssigkeiten stammen, beibehalten werden. Der Filter 20 weist eine voreingestellte Reaktion auf oder kann programmiert werden, etwa zur Änderung des Betriebs in Abhängigkeit von Signalrückmeldungen oder einem sonstigen adaptiven Prozess. In noch einer anderen Ausführungsform sind der Speicher 18 und/oder der Filter 20 Bestandteil des Blutflussschätzers 22. Ein Bypass kann für die B-Mode-Erfassung vorgesehen werden.
  • Der B-Mode-Detektor und Blutflussschätzer 22 ist ein Doppler-Prozessor oder Kreuzkorrelationsprozessor zur Schätzung der Blutflussdaten und ein B-Mode-Detektor zur Bestimmung der Intensität. In alternativen Ausführungsformen kann ein anderes derzeit bekanntes oder künftig entwickeltes Gerät zur Schätzung von Geschwindigkeit, Energie und/oder Varianz von beliebigen oder verschiedenen Eingabedaten vorgesehen werden. Der Blutflussschätzer 22 empfängt eine Mehrzahl von Signalen, die mit einem im Wesentlichen gleichen Ort zu verschiedenen Zeitpunkten verbunden sind, und schätzt eine Doppler-Differenzfrequenz auf Basis einer Änderung oder mittleren Änderung der Phase zwischen aufeinander folgenden Signalen, die vom selben Ort stammen. Die Geschwindigkeit wird aus der Doppler-Differenzfrequenz berechnet. Alternativ wird die Doppler-Differenzfrequenz als Geschwindigkeit verwendet. Die Energie und die Varianz können ebenfalls berechnet werden.
  • Blutflussdaten (z. B. Geschwindigkeit, Energie oder Varianz) werden für räumliche Orte im Abtastvolumen auf Basis von Beamform-Abtastwerten geschätzt. Beispielsweise stellen die Blutflussdaten eine Mehrzahl verschiedener Ebenen im Volumen als räumliche Doppler-Daten dar.
  • Der Blutflussschätzer 22 kann einen oder mehrere Schwellwerte anwenden, um ausreichende Bewegungsinformationen zu identifizieren. Beispielsweise werden Geschwindigkeits- und/oder Energieschwellwerte zur Identifikation von Geschwindigkeiten benutzt. In alternativen Ausführungsformen wendet ein gesonderter Prozessor oder Filter die Schwellwerte an. Der B-Mode-Detektor/Blutflussschätzer 22 gibt B-Mode- und Blutflussdaten für das Volumen aus.
  • Der Blutflussschätzer 22 ist alternativ oder zusätzlich ein spektraler Doppler-Prozessor. Die verschiedenen Abtastwerte für jeden Ort werden einer Fourier-Transformation unterzogen. Das daraus resultierende Spektrum gibt die Kraft bei jeder Frequenz an und liefert eine Angabe zu Geschwindigkeit, Energie und Varianz.
  • Der Speicher 28 ist ein Video-RAM-Speicher, ein RAM-Speicher, ein mobiler Speicher (z. B. Diskette oder Compact Disc), eine Festplatte, eine Datenbank oder ein sonstiges Speichergerät zur Speicherung von B-Mode- und Blutflussdaten. Die gespeicherten Daten liegen in einem polaren oder kartesischen Koordinatenformat vor. Der Speicher 28 wird vom Prozessor 24 für verschiedene Filterungen, Rendering-Durchgänge, Berechnungen oder sonstige in 1 beschriebene Schritte benutzt. Der Prozessor 24 kann zusätzlich die Daten umformatieren, wie etwa durch Interpolation der das Volumen darstellenden Daten zu einem dreidimensionalen kartesischen Koordinatengitter mit regelmäßigen Abständen.
  • Der/das Armmanschetten- oder EKG-Anschluss oder – Gerät 25 liefert Eingaben zur Bestimmung der Druck-Volumen-Schleife. Beispielsweise wird eine Armmanschette mit einem Prozessor oder Ausgabeanschluss für die Messung des Referenzdrucks vorgesehen. Die von einem Gerät kommende Messung kann von einem Ultraschallsystem empfangen werden. Die Messung kann so automatisiert sein, dass der Referenzdruck nach Bedarf gemessen wird. Alternativ kann der Benutzer eine Messung auslösen oder sogar einen manuell gemessenen Druck eingeben.
  • Alternativ oder zusätzlich ist der/das Armmanschetten- oder EKG-Anschluss oder -Gerät 25 ein EKG-System. Die EKG-Signale können benutzt werden, um die mit den erfassten Daten verbundene Herzphase anzugeben. Durch Verwendung der EKG-Signale können Daten und/oder abgeleitete Quantitäten aus verschiedenen Zyklen, jedoch derselben Phase kombiniert werden. Die EKG-Signale können benutzt werden, um die Druck- und Volumeninformationen an Stelle von im Wesentlichen simultaner Erfassung und Zeitstempeln zu synchronisieren.
  • Das Display 27 ist ein Kathodenstrahl-, LCD- oder Plasmabildschirm, Projektor, Monitor, Drucker, berührungsempfindlicher Bildschirm oder ein sonstiges derzeit bekanntes oder künftig entwickeltes Anzeigegerät. Das Display 27 empfängt RGB- oder sonstige Farbwerte und gibt ein Bild aus. Das Bild kann ein Grauskalen- oder Farbbild sein. Das Bild stellt die durch den Beamformer und Messwandler 14 abgetastete Patientenregion dar und kann eine Druck-Volumen-Schleife oder eine sonstige abgeleitete Quantität beinhalten.
  • Der Prozessor 24 ist ein digitaler Signalprozessor, ein allgemeiner Prozessor, ein anwendungsspezifischer integrierter Schaltkreis, eine feldprogrammierbare Gatteranordnung, ein Steuerprozessor, eine digitale Schaltungsanordnung, eine analoge Schaltungsanordnung, ein Grafikprozessor, Kombinationen dieser Komponenten oder ein sonstiges derzeit bekanntes oder künftig entwickelte Gerät zur Implementierung von Berechnungen, Algorithmen, Programmierungen oder sonstigen Funktionen. Der Prozessor 24 arbeitet gemäß Befehl, den er vom Speicher 18, 28 oder einem anderen Speicher für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik erhält.
  • Der Prozessor 24 empfängt B-Mode- und Blutflussdaten vom B-Mode-Detektor und Blutflussschätzer 22, dem Speicher 28 und/oder einer anderen Quelle. In einer Ausführungsform implementiert der Prozessor 24 einen oder mehrere der Algorithmen, Schritte, Stufen, Funktionen, Verfahren oder Prozesse, die hier besprochen werden, indem er die Daten verarbeitet und/oder den Betrieb anderer Komponenten des Systems 10 steuert. Zusätzliche oder mehrere Prozessoren können dazu dienen, verschiedene Aspekte der Algorithmen zu implementieren.
  • Der Prozessor 24 wird durch Software und/oder Hardware konfiguriert. Der Prozessor 24 verursacht die Erfassung der B-Mode- und Blutflussdaten. Alternativ oder zusätzlich steuert der Prozessor 24 den Empfang der Daten. Der Prozessor 24 steuert die Messung oder den Empfang des Referenzdrucks und/oder EKG-Signals. Der Prozessor 24 verarbeitet die Daten zur Herzkammeridentifikation, Druckschätzung, Volumenberechnung und Erzeugung der Ausgabe (z. B. Diagramm der Druck-Volumen-Schleife).
  • Die Befehle zur Implementierung der oben besprochenen Prozesse, Verfahren und/oder Techniken werden in nichtflüchtigen computerlesbaren Speichermedien oder Speichern bereitgestellt, wie etwa Cache-, Puffer- oder RAM-Speichern, mobilen Medien, Festplatten oder sonstigen computerlesbaren Speichermedien. In einer Ausführungsform sind die Befehle für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik vorgesehen. Zu den computerlesbaren Speichermedien zählen verschiedene Arten von flüchtigen und nichtflüchtigen Speichermedien. Die Funktionen, Schritte oder Aufgaben, die in den Abbildungen illustriert oder hier beschrieben sind, werden in Reaktion auf einen oder mehrere in oder auf computerlesbaren Speichermedien gespeicherten Befehlssätzen ausgeführt. Die Funktionen, Schritte oder Aufgaben sind unabhängig von der spezifischen Art des Befehlssatzes, Speichermediums, Prozessors oder der Verarbeitungsstrategie und können durch Software, Hardware, integrierte Schaltkreise, Firmware, Mikrocode und dergleichen ausgeführt werden, die alleine oder Kombination betrieben werden. Desgleichen können die Verarbeitungsstrategien Multiprocessing, Multitasking, parallele Verarbeitung und dergleichen beinhalten. In einer Ausführungsform werden die Befehle auf einem mobilen Mediengerät gespeichert, um von lokalen oder entfernten Systemen gelesen zu werden. In anderen Ausführungsformen werden die Befehle an einem entfernten Standort gespeichert, um über ein Computernetz oder über Telefonleitungen übertragen zu werden. In noch anderen Ausführungsformen werden die Anweisungen in einem bestimmten Computer, einer CPU, einer GPU oder einem System gespeichert.
  • Obwohl die Erfindung oben unter Bezugnahme auf verschiedene Ausführungsformen beschrieben wurde, sollte davon ausgegangen werden, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen durchgeführt werden können, ohne vom Schutzumfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Daher ist beabsichtigt, dass die vorstehende ausführliche Beschreibung weniger als einschränkend, sondern vielmehr als veranschaulichend angesehen werden sollte und dass klar sein sollte, dass die nachfolgenden Ansprüche, einschließlich aller Äquivalente, den Gedanken und den Schutzumfang der vorliegenden Erfindung definieren.
  • Liste verwendeter Akronyme
    • CTM
      CTM-Speicher (Corner Turning Memory)
      ROI
      betrachte Region, Region von Interesse (Region Of Intest)
      PV
      Druck-Volumen (Pressure Volume)

Claims (23)

  1. Verfahren zur Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik, wobei das Verfahren Folgendes beinhaltet: – Erfassen (30) von B-Mode- und Ultraschalldaten, die eine dreidimensionale Region eines Patienten darstellen, zum im Wesentlichen selben Zeitpunkt; – mehrfaches Wiederholen (32) der Erfassung während eines Herzzyklus; – Schätzen (40) des Drucks als Funktion der Zeit an einer oder mehreren Herzklappen auf Basis der Blutfluss-Ultraschalldaten mit Hilfe eines Prozessors; – Berechnen (42) eines Volumens der dreidimensionalen Region als Funktion der Zeit auf Basis der B-Mode-Daten mit Hilfe des Prozessors; – Anzeigen (44) einer Druck-Volumen-Schleife mit dem Druck als Funktion der Zeit und dem Volumen als Funktion der Zeit, wobei der Druck und das Volumen nichtinvasiv gewonnen werden.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt des Wiederholens (32) das Wiederholen (32) der Erfassung mit einer dreidimensionalen Region-Frame-Rate von mindestens 10 pro Sekunde beinhaltet, einschließlich überlagerter Abtastungen sowohl für B-Mode- als auch für Blutfluss-Ultraschalldaten.
  3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt des Erfassens (30) das Erfassen von Daten beinhaltet, die das Herz eines Patienten darstellen, wobei die Blutfluss-Ultraschalldaten Geschwindigkeitsdaten bei verschiedenen Voxeln beinhalten und zusätzlich die Schritte: – Identifizieren (36) einer oder mehrerer Herzkammern auf Basis der Geschwindigkeitsdaten; und – Gewinnen spektraler Doppler-Daten aus der Nachbarschaft einer oder mehrerer Herzkammern; – wobei das Schätzen (40) des Drucks das Schätzen (40) auf Basis der spektralen Doppler-Daten beinhaltet.
  4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Schätzen (40) des Drucks das Berechnen (42) des Differenzdrucks über eine oder mehrere Herzkammern auf Basis der Geschwindigkeit beinhaltet.
  5. Verfahren nach Anspruch 4, das weiterhin Folgendes beinhaltet: – Erfassen (38) eines Referenzdrucks; – wobei das Schätzen (40) des Drucks als Funktion der Zeit das Kalibrieren des Differenzdrucks zu einem ersten Zeitpunkt mit Hilfe des Referenzdrucks und das Skalieren des Referenzdrucks zu anderen Zeitpunkten mit Hilfe des Kalibrierens beinhaltet.
  6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Berechnen (42) des Volumens Folgendes beinhaltet: – automatisches Unterteilen des Volumens einer Herzhöhle in Abschnitte; und – Berechnen des Volumens der Herzhöhle auf Basis der Unterteilung in Abschnitte.
  7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anzeigen (44) das Erzeugen eines Diagramms des Drucks als Funktion des zeitlich synchronisierten Volumens beinhaltet.
  8. Verfahren nach Anspruch 1, das weiterhin Folgendes beinhaltet: – Berechnen (48) von Schlagarbeit, Nachlast, Reservekraft des Herzens, Kontraktilität, Spitzenkraft, Compliance, Elastance, Kammersteifheit, Druck-Volumen-Bereich sowie enddiastolischer und endsystolischer Druck-Volumen-Beziehung, dP/dt oder Kombinationen dieser Elemente.
  9. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Erfassen (30), Wiederholen (32), Schätzen (40), Berechnen (42) und Anzeigen (44) automatisch für eine linke Herzkammer, eine rechte Herzkammer oder sowohl eine linke als auch eine rechte Herzkammer durchgeführt werden, und zwar ohne Eingabe einer Ortsangabe durch den Benutzer.
  10. Verfahren nach Anspruch 1, das weiterhin Folgendes beinhaltet: Anzeigen (50) von Belastungsinformationen mit der Druck-Volumen-Schleife.
  11. In einem nichtflüchtigen computerlesbaren Speichermedium, in dem Daten gespeichert sind, die von einem programmierten Prozessor ausführbare Befehle für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik verkörpern, wobei das Speichermedium Befehle für Folgendes beinhaltet: – Empfangen (34) von Ultraschalldaten, die ein Patientenvolumen zu verschiedenen Zeitpunkten in einem ersten Herzzyklus darstellen; – Bestimmen (40) des Drucks als Funktion der Zeit auf Basis der Ultraschalldaten; – Identifizieren (42) eines Wertes für ein Herzvolumen als Funktion der Zeit auf Basis der Ultraschalldaten; und – Ausgeben (44) von Informationen als Funktion des Drucks als Funktion der Zeit und des Herzvolumens als Funktion der Zeit.
  12. Das nichtflüchtige computerlesbare Speichermedium aus Anspruch 11, wobei das Empfangen (34) das Empfangen von B-Mode-Daten beinhaltet, die eine linke Herzkammer darstellen, und von Blutflussdaten, die eine Klappe der linken Herzkammer darstellen, wobei das Bestimmen (40) des Drucks das Bestimmen auf Basis der Blutflussdaten beinhaltet, und wobei das Identifizieren (42) des Wertes für das Herzvolumen das Identifizieren (42) des Wertes der linken Herzkammer auf Basis der B-Mode-Daten beinhaltet.
  13. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 11, wobei das Bestimmen (40) des Drucks das Bestimmen auf Basis der Geschwindigkeit beinhaltet.
  14. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 13, wobei das Bestimmen (40) des Drucks das Skalieren des Drucks auf Basis der Geschwindigkeit beinhaltet, die auf einem Referenzdruck basiert.
  15. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 11, wobei das Identifizieren (42) des Wertes das Berechnen des Wertes auf Basis der Ultraschalldaten durch einen programmierten Prozessor und ohne Eingabe durch den Benutzer beinhaltet.
  16. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 11, wobei das Ausgeben (44) der Informationen das Ausgeben (46) einer Druck-Volumen-Schleife ohne Messung durch ein invasives Verfahren beinhaltet.
  17. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 11, wobei das Ausgeben (44) von Informationen das Ausgeben (48) von Schlagarbeit, Nachlast, Reservekraft des Herzens, Kontraktilität, Spitzenkraft, Compliance, Elastance, Kammersteifheit, Druck-Volumen-Bereich sowie enddiastolischer und endsystolischer Druck-Volumen-Beziehung, dP/dt oder Kombinationen dieser Elemente beinhaltet.
  18. Ein nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium, in dem Daten gespeichert sind, die von einem programmierten Prozessor ausführbare Befehle für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik verkörpern, wobei das Speichermedium Befehle für Folgendes beinhaltet: – Berechnen (42) eines Hohlraumvolumens auf Basis erster Ultraschalldaten; – Berechnen des Differenzblutflusses auf Basis zweiter Ultraschalldaten; – Berechnen (40) eines Drucks auf Basis des Differenzblutflusses und eines Referenzdrucks; und – Erzeugen (44) einer Druck-Volumen-Beziehung aus dem Druck und dem Hohlraumvolumen.
  19. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 18, das weiterhin Folgendes beinhaltet: – Erfassen (30) der ersten und zweiten Ultraschalldaten, die das Herzvolumens eines Patienten zu verschiedenen Zeitpunkten während eines Herzzyklus darstellen; – wobei das Berechnen (42) des Hohlraumvolumens das Berechnen des Volumens einer linken Herzkammer auf Basis von B-Mode-Daten beinhaltet und wobei das Berechnen des Differenzblutflusses das Berechnen der Geschwindigkeit an einer Klappe der linken Herzkammer auf Basis spektraler Doppler-Daten beinhaltet.
  20. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 18, wobei das Berechnen (40) des Drucks die Kalkulation eines Differenzdrucks aus dem Differenzblutfluss und das Kalibrieren des Differenzdrucks mit Hilfe des Referenzdrucks beinhaltet, wobei der Druck den kalibrierten Differenzdruck beinhaltet.
  21. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 18, wobei das Erzeugen (44) das Erzeugen (46) des Diagramms einer Druck-Volumen-Schleife beinhaltet.
  22. Ein nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium, in dem Daten gespeichert sind, die von einem programmierten Prozessor ausführbare Befehle für die Druck-Volumen-Analyse in der medizinischen Ultraschalldiagnostik verkörpern, wobei das Speichermedium Befehle für Folgendes beinhaltet: – Messen (40) einer Druckwellenform, die den Hohlraumdruck darstellt; – Berechnen (42) des Hohlraumvolumens als Funktion der Zeit aus Ultraschalldaten; und – Erzeugen (44) einer Druck-Volumen-Schleife, die die Druck- und die Volumeninformationen kombiniert.
  23. Nichtflüchtiges computerlesbares Speichermedium nach Anspruch 22, wobei das Messen (40) das invasive Messen in Synchronisation mit den Ultraschalldaten beinhaltet, die für die Berechnung des Hohlraumvolumens benutzt werden.
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