DE10219656A1 - Verfahren und Gerät zur Verwendung von Ultraschall mit einem Kontrastmittel - Google Patents

Abstract

Es werden Verfahren sowie ein Gerät zur Erzeugung von Zonen mit unterschiedlichen Kontrastmittelkonzentrationen in einem mit Kontrastmittel versehenen Ziel (58) bereitgestellt. Eine Ausgestaltung des Verfahrens ist, das Ziel (58) einem Ultraschallschutz zu unterziehen, der in der Lage ist, erste und zweite Zielzonen (64, 68) zu erzeugen, wobei die erste Zielzone (64) eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweite Zielzone (68) aufweist. Eine weitere Ausgestaltung des Verfahrens ist, ein Ultraschallbild des Ziels (58) zu erzeugen, wobei die ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) in dem Ultraschallbild unterschiedliche Ultraschallreaktionen aufweisen. Ein Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Geräts umfasst eine Front-End-Steuerungsvorrichtung (EFC) (20) für eine Verwendung in einem medizinischen Abbildungssystem, wobei die FEC (20) einen Messwandler (24) steuert, um in einem einzelnen Rahmen (40) eine erste Strahlposition mit einer ersten Energie und eine zweite Strahlposition mit einer zweiten Energie auszustrahlen.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Verfahren sowie ein Gerät zur Verwendung von Ultraschall mit einem Kontrastmittel. Die vorliegende Erfindung betrifft insbesondere Verfahren sowie ein Gerät zur Verwendung von Ultraschall, um Bereiche eines Zielbereichs zu erzeugen, in denen die Kontrastmittelkonzentrationen unterschiedlich sind.

Kontrastmittel können bei einer Ultraschalldiagnose zur Verbesserung der Bildqualität eines Zielbereichs verwendet werden. Typischerweise umfassen Kontrastmittel kleine Partikel, wie beispielsweise Mikroblasen, mit hoher Streuwirkung. Durch Injektion des Kontrastmittels in den Blutstrom eines Patienten fließt das Kontrastmittel in das abzubildende Gewebe, und Ultraschallwellen, die auf das abgebildete Gewebe gerichtet sind, werden gestreut, wodurch das Signal- Rausch-Verhältnis vergrößert wird. Das vergrößerte Signal-Rausch-Verhältnis verbessert die Qualität der Ultraschallabbildungen, sei es bei 2D-, M-, Doppler- oder Farb-Doppler-Betriebsarten.

Kontrastmittel weisen neben der Bildverbesserung weitere Vorteile auf. Die zeitlichen dynamischen Eigenschaften einiger Kontrastmittel stellen Informationen über die Blutzirkulation bereit. Die Signalintensität, und somit die Bildhelligkeit, ist typischerweise für größere Kontrastmittelkonzentrationen größer. Nach der Einleitung der Kontrastmittelinjektion steigt die Bildhelligkeit über die Zeit bis zu einem Sättigungspegel an. Die Geschwindigkeit der Bildhelligkeitsveränderung ist typischerweise auf die Anstiegsgeschwindigkeit der Kontrastmittelkonzentration bezogen.

Die Blutperfusion oder eine lokale Blutzufuhr kann ein wichtiger Aspekt eines medizinischen Zustands eines Patienten in einem vorgegebenen Körperbereich sein. Die Blutperfusion ist herkömmlicherweise unter Verwendung eines Kontrastmittels durch Messen der Zeit geschätzt worden, die für das Bild eines vorgegebenen Körperbereichs erforderlich ist, um einen Helligkeitspegel zu erreichen, der mit einem zuvor ausgewählten Referenzpegel verbunden ist.

Blutperfusionsmessungen können für spezifische klinische Zwecke verwendet werden. Bei der Erfassung von bösartigen Veränderungen ist die Blutzufuhr in bösartigem Gewebe höher als in umgebenden Körperbereichen. Somit kann bösartiges Gewebe erfasst werden, da nach der Injektion des Kontrastmittels die Helligkeit des Bildes von bösartigem Gewebe schneller ansteigt und schneller den Sättigungspegel erreicht als gesundes Gewebe. Zur Erfassung von ischämischen myokardialen Herzmuskelabschnitten ist der pathologische Bereich durch eine geringe Anstiegsgeschwindigkeit der Bildhelligkeit nach der Injektion des Kontrastmittels gekennzeichnet. Der Grund hierfür ist, dass myokardiale Abschnitte an einer mangelhaften Blutzufuhr leiden.

Herkömmliche Verfahren, wie beispielsweise die zwei vorstehend beschriebenen Beispiele, beruhen auf der Messung der Zeit für den Anstieg der Kontrastmittelkonzentration. Die Konzentrationsanstiegszeit ist ein relativer Parameter, so dass die Diagnoseschlussfolgerung auf einem Vergleich zwischen geschädigten Gewebeteilen und gesunden Gewebeteilen beruhen kann.

Bei einem Verfahren zum Messen der Perfusion sollte die Konzentrationsanstiegszeitmessung bei einer geringen Kontrastmittelkonzentration starten. Ein typisches Verfahren zum Messen einer Anstiegszeit bei einer niedrigen Kontrastmittelkonzentration besteht darin, Helligkeitsmessungen bei dem Beginn der Kontrastmittelinjektion zu beginnen. Ein derartiges Verfahren ist nicht sehr genau, da möglicherweise eine übergroße Zeit erforderlich ist, damit das Kontrastmittel zu dem Zielbereich über den Hauptblutfluss gelangt. Ebenso kann die Zeit für das Kontrastmittel, um zu dem Zielbereich durch den Hauptblutfluss zu gelangen, für unterschiedliche Körperteile aufgrund der Blutgefäßstruktur variieren. Die Transportzeit sollte bei der Berechnung von Perfusionsgeschwindigkeiten berücksichtigt werden, wenn eine Helligkeit von dem Beginn der Kontrastmittelinjektion an gemessen wird. Folglich nimmt die Genauigkeit der Perfusionsgeschwindigkeitsberechnungen deutlich ab, wenn Helligkeitsmessungen bei dem Beginn der Kontrastmittelinjektion gestartet werden.

Ein anderer Weg zur Messung der Anstiegszeit besteht darin, Ultraschall zu verwenden, um Kontrastmittelblasen in einem "Blitz" zu zerstören. Ein Blitz ist eine relativ leistungsstarke Ultraschallabtastung, die einen Rahmen oder mehrere Rahmen umfasst, die in der Lage sind, Kontrastmittel zu zerstören. Ein Blitz kann durch eine Anzahl von Parametern gekennzeichnet sein, die Energie, Frequenz oder Impulsdauer umfassen. Auch ein Ultraschallblitz oder -ausbruch gemäßigter Amplitude ist in der Lage, die Blasen aufgrund der geringen Stabilität von Blasen in vielen Kontrastmitteln zu zerstören.

Der Startpunkt einer Anstiegszeitmessung kann durch das Ende eines Blitzes definiert sein. Der Blitz erzeugt einen reinen Bereich, der das Zielgewebe darstellt, während das Zielgewebe relativ wenig oder kein Kontrastmittel aufweist. Der reine Bereich weist eine minimale Helligkeit auf, die einem geeigneten Startpunkt für eine Anstiegszeitmessung entspricht. Eine kontinuierliche Kontrastmittelzufuhr hält einen hohen stabilen Kontrastmittelpegel allgemein in dem Körper mit Ausnahme des reinen Bereichs direkt nach dem Blitz aufrecht. Nach dem Blitz dringt das Kontrastmittel in den reinen Bereich mit der Geschwindigkeit der lokalen Blutperfusion ein, wobei die Helligkeit des reinen Bereichs zunimmt, bis der reine Bereich nicht länger rein ist, sondern vielmehr einen Sättigungspunkt des Kontrastmittels erreicht hat. Änderungen der Bildhelligkeit des reinen Bereichs können unter Verwendung einer Abtastung niedriger Energie oder anderer Abbildungsverfahren überwacht werden, um diesen Bereich von einer Zeitdauer an zu betrachten, die unmittelbar nach dem Blitz beginnt.

Das herkömmliche Blitzverfahren weist jedoch einige Nachteile auf. Unterschiedliche Teile des Zielgewebes können sich in der Helligkeit aufgrund von Tiefenunterschieden unterscheiden. Zeitvariierende akustische Schatten können aufgrund von Kontrastmittelkonzentrationsvariationen in flacheren Bereichen auftreten. Diese Effekte können die Schätzung der Anstiegszeit stören, da unterschiedliche Teile des Zielgewebes den Helligkeitssättigungspegel zu unterschiedlichen Zeiten erreichen.

Ein weiterer Nachteil des herkömmlichen Blitzverfahrens ergibt sich aus dem Einfluss einer Bildbewegung. Atmen, Herzkontraktionen und eine Sondenbewegung sind Beispiele für Bildbewegungsarten, wobei derartige Bewegungen die lokale Helligkeit in Bildern des Zielgewebes beeinflussen können. Insbesondere die Herzbewegung kann ein großes Problem für Herzabbildungsanwendungen sein. Änderungen der lokalen Helligkeit können somit nicht nur Variationen in der Kontrastmittelkonzentration zurechenbar sein, sondern ebenso einer komplizierten Schattenbildbewegung.

Das Problem einer Schattenbildbewegung, die die lokale Helligkeit verändert, kann teilweise durch eine EKG­ ausgelöste Abbildung gelöst werden. Bei der EKG­ ausgelösten Abbildung werden Helligkeitsveränderungen lediglich einmal während eines Herzzyklus überprüft.

Eine Gewebeverfolgung kann verwendet werden, um einem Gewebeabschnitt zu folgen, der analysiert wird, aber diese Art von Gewebeverfolgung kann ungenau sein, insbesondere bei dem Vorhandensein einer zeitvariablen Kontrastmittelkonzentration. Ein Grund für die Ungenauigkeit liegt darin, dass die Quelle des Kontrastmittels für den Gewebeabschnitt nicht lokal bei dem Gewebeabschnitt ist, was verursacht, dass die Messungen der Änderungsgeschwindigkeit der Helligkeit eher einen Abstand als eine tatsächliche Perfusionsgeschwindigkeit wiedergeben.

Die Gesundheit des Herzmuskels wird oftmals durch die Beobachtung der Myokardiumdynamik (das heißt Kontraktion/Ausdehnung) bewertet. Ein Beispiel ist die Stress-Echo-Prozedur. Die Prozedur beruht auf einer subjektiven Schätzung und hängt stark von der Erfahrung eines Doktors ab. Die Schätzung beruht auf der Bildqualität, die für einige schwierige Patienten sehr gering ist. Es besteht ein Bedarf für ein objektives numerisches Kriterium für ein Kontraktilitätsniveau.

Gemäß zumindest einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist ein Verfahren zum Erzeugen von Zonen mit unterschiedlichen Kontrastmittelkonzentrationen in einem Ziel bereitgestellt. Das Verfahren umfasst die Schritte Unterziehen des Ziels einem Ultraschallblitz, der in der Lage ist, erste und zweite Zielzonen zu erzeugen, wobei die erste Zielzone eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweite Zielzone aufweist. Ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbildes eines mit Kontrastmittel versehenen Ziels. Das Verfahren umfasst die Schritte Erzeugen erster und zweiter Zielzonen, wobei die ersten Zielzonen eine höhere Kontrastmittelkonzentration aufweisen als die zweiten Zielzonen, und Erzeugen eines Ultraschallbildes des Ziels, wobei die ersten und die zweiten Zielzonen in dem Ultraschallbild unterschiedliche Ultraschallreaktionen aufweisen. Der Ultraschallblitz kann eine nicht-gleichförmige Energieverteilung aufweisen. Die ersten und die zweiten Zielzonen können eine Vielzahl von Streifen bilden. Einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung können zur Schätzung von Blutperfusionsgeschwindigkeiten verwendet werden. Einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung können zur Schätzung der Kontraktilität des Herzens verwendet werden.

Eine weitere Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist ein Ultraschallabbildungssystem, das eine Vorfeld- bzw. Front-End-Steuerungsvorrichtung (FEC) umfasst, wobei die FEC einen Messwandler steuert, um bei unterschiedlichen Strahlpositionen in einem einzelnen Rahmen bei einer Energie aus einer Vielzahl von Energien selektiv auszustrahlen. In dem Ultraschallsystem kann eine Vielzahl von Strahlpositionen, die einen ersten Übertragungsbereich bilden, eine erste Energie aufweisen, und eine Vielzahl von Strahlpositionen, die einen zweiten Übertragungsbereich bilden, kann eine zweite Energie aufweisen. Ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung ist eine FEC zur Verwendung in einem medizinischen Abbildungssystem, wobei die FEC einen Messwandler steuert, um bei unterschiedlichen Strahlpositionen in einem einzelnen Rahmen bei einer aus einer Vielzahl von Energien selektiv auszustrahlen. Ein weiteres Ausführungsbeispiel ist ein Ultraschallsystem, bei dem Strahlpositionen eines Messwandlers angeordnet sind, um erste und zweite Übertragungsbereiche zu erzeugen, wobei keine Strahlen in den ersten Übertragungsbereichen vorhanden sind und zumindest ein Strahl in jedem der zweiten Übertragungsbereiche vorhanden ist.

Die vorstehende Kurzzusammenfassung sowie die nachstehende ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung sind in Verbindung mit der beigefügten Zeichnung besser ersichtlich. Zur Veranschaulichung der bevorzugten Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung sind in der Zeichnung Ausführungsbeispiele gezeigt, die derzeit bevorzugt sind. Es ist jedoch ersichtlich, dass die vorliegende Erfindung nicht auf die Anordnungen und Gerätschaften begrenzt ist, die in der beigefügten Zeichnung gezeigt sind.

Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung,

Fig. 2 eine schematische Darstellung eines Blitzrahmens gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,

Fig. 3 eine schematische Darstellung eines Blitzrahmens gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,

Fig. 4 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels von Zielzonen gemäß einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung,

Fig. 5 ein Flussdiagramm von Schritten gemäß einer weiteren Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung,

Fig. 6 eine schematische Darstellung einer Ultraschallabtastung eines Herzens unmittelbar oder wenige Sekunden nach einem Blitz gemäß einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung,

Fig. 7 eine schematische Darstellung einer Ultraschallabtastung des in Fig. 6 gezeigten Herzabschnitts, die nach der in Fig. 6 gezeigten Abtastung aufgenommen ist,

Fig. 8 einen Graphen der Helligkeit von ersten Zielzonen, der Helligkeit von zweiten Zielzonen und der relativen Helligkeit der ersten und der zweiten Zielzonen über der Zeit nach einem Blitz einer nicht-gleichförmigen Energie,

Fig. 9 einen Abschnitt des Herzens, das sich in einem ausgedehnten Teil des Herzzyklus befindet und erste und zweite Zielzonen entsprechend einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung aufweist, und

Fig. 10 den in Fig. 9 gezeigten Abschnitt des Herzens, der während eines kontrahierten Teils des Herzzyklus dargestellt ist und erste und zweite Zielzonen gemäß einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung aufweist.

Ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 1 gezeigt und umfasst eine Vorfeld- bzw. Front-End- Steuerungsvorrichtung (FEC) 20, einen Messwandler 24, eine Tastatur 26 und eine Anzeigevorrichtung 28. Ebenso ist in Fig. 1 ein Patient 32 gezeigt, der ein Kontrastmittel über eine Kontrastmittelinjektion 36 empfängt. Die FEC 20 steuert den Messwandler 24, um Rahmen 40 (Fig. 2) zu erzeugen. Jeder Rahmen 40 umfasst eine Vielzahl von Ultraschallstrahlen 44 oder Linien. Die Anzahl der Strahlen 44 hängt von dem Ultraschallgerät und der medizinischen Anwendung ab. Bei einem Rahmen 40 sind einige dutzend Strahlen 44 bis hin zu einigen hundert Strahlen 44 typisch.

Jeder Strahl 44 ist durch einen Parametersatz definiert, der eine Richtung (Übertragungswinkel), eine Brennpunktposition, eine Übertragungsfrequenz, eine Übertragungsenergie und eine Impulslänge umfasst. Die Parametersätze für unterschiedliche Strahlen 44 in demselben Rahmen 40 können unterschiedlich sein. Die Parametersätze für die Strahlen 44 eines Rahmens 40 sind in einer (nicht gezeigten) voreingestellten Tabelle gesammelt.

Wie es in dem in Fig. 2 gezeigten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung gezeigt ist, umfasst jeder Rahmen 40 zumindest zwei Übertragungsbereiche 48. Ein erster Übertragungsbereich 52 weist eine relativ niedrige Energie auf und ein zweiter Übertragungsbereich 54 weist eine relativ hohe Energie auf.

Die übertragene Energie der ersten und der zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 kann durch zahlreiche Verfahren bestimmt werden, die nicht auf die nachstehenden Beispiele begrenzt sind. Eine Energie kann in jedem Winkel des Rahmens 40 übertragen werden und eine Bedienungsperson wählt aus, welche Strahlwinkel eine relativ hohe Energie übertragen und welche Strahlwinkel eine relativ niedrige Energie übertragen. Ein Weg zur Steuerung der zu übertragenden Energie bei unterschiedlichen Winkeln ist eine Verwendung der FEC 20. Die FEC 20 steuert den Messwandler 24, um in einem einzelnen Rahmen 40 eine erste Strahlposition bei einer ersten Energie und eine zweite Strahlposition bei einer zweiten Energie selektiv auszustrahlen. In Fig. 2 ist ein Ausführungsbeispiel der Erfindung gezeigt, in dem eine Energie bei jedem Winkel des Rahmens 40 übertragen wird. Somit kann eine Bedienungsperson unter Verwendung der voreingestellten Tabelle sowohl die Energie jedes übertragenen Strahls 44 als auch die Richtung auswählen, in die die Energie jedes Strahls 44 übertragen werden kann.

Jeder Übertragungsbereich 52, 54 kann aus einem bis etwa einigen dutzend Strahlen 44 gebildet werden, vorzugsweise aus 2-10 Strahlen 44, wobei 4-6 Strahlen 44 mehr zu bevorzugen sind. In einigen Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung umfasst/umfassen der Rahmen oder die Rahmen 40 eine Vielzahl der ersten Übertragungsbereiche 52 und eine Vielzahl der zweiten Übertragungsbereiche 54. In Ausführungsbeispielen mit einer Vielzahl der ersten Übertragungsbereiche 52 kann die Anzahl der Strahlen 44 in einem ersten Übertragungsbereich zu der Anzahl von Strahlen 44 in anderen ersten Übertragungsbereichen 52 verschieden sein. Auf ähnliche Weise kann die Anzahl von Strahlen 44 in einem zweiten Übertragungsbereich zu der Anzahl von Strahlen 44 in anderen zweiten Übertragungsbereichen 54 verschieden sein. Die Anzahl von Strahlen 44 in den ersten Übertragungsbereichen 52 kann zu der Anzahl von Strahlen 44 in den zweiten Übertragungsbereichen 54 verschieden sein. Es ist zu beachten, dass eine Bedienungsperson die Energie des ersten Übertragungsbereichs 52 derart auswählen kann, dass sie in dem in Fig. 2 gezeigten Ausführungsbeispiel Null beträgt.

Eine Bedienungsperson kann die Strahlen 44 lenken, indem die gewünschten Richtungen ausgewählt werden, in die Ultraschallenergie zu übertragen ist, und indem die Richtungen ausgewählt werden, in die keine Ultraschallenergie zu übertragen ist. Wie es aus Fig. 3 ersichtlich ist, können die Strahlen 44 auf eine derartige Weise auf Winkel gerichtet sein, dass die ersten und die zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 gebildet werden. Die Strahlen 44 sind nicht alle gemäß dem Ausführungsbeispiel in Fig. 3 bei einem gleichen Winkelschritt angeordnet. Durch Lenken der Ultraschallstrahlen 44 kann Energie in den zweiten Übertragungsbereichen 54 verbreitet werden, ohne dass Energie in den ersten Übertragungsbereichen 52 verbreitet wird.

Eine Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist die Verwendung eines Ultraschallgerätes, um ein mit Kontrastmittel versehenes Ziel 58 einer nicht­ gleichförmigen Energieverteilung 62 zu unterziehen, um erste und zweite Zielzonen 64, 68 mit jeweils relativ hohen und niedrigen Kontrastmittelkonzentrationen zu erzeugen. Der allgemeine abzubildende Bereich ist das Ziel 58. Die ersten und zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 werden zur Erzeugung der ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 verwendet, indem in der zweiten Zielzone oder den zweiten Zielzonen 68 eine Zerstörung von mehr Kontrastmittel als in der ersten Zielzone oder den ersten Zielzonen 64 verursacht wird.

Unmittelbar nach einem Blitz mit einer nicht­ gleichförmigen Energieverteilung 62 weisen die ersten Zielzonen 64 eine höhere Konzentration verbleibenden Kontrastmittels auf, als sie die zweiten Zielzonen 68 aufweisen. Bei einer Ultraschallabbildung erscheint im Allgemeinen ein abgetasteter Bereich mit relativ wenig Kontrastmittel dunkler als ein abgetasteter Bereich mit mehr Kontrastmittel. Somit sind bei einer Abbildung die ersten Zielzonen 64 im Allgemeinen heller als die zweiten Zielzonen 68 unmittelbar nach dem Blitz. Nachdem der Blitz aufgetreten ist, kann die Ultraschallabtastvorrichtung in eine Bildschirmbetriebsart eingestellt werden, um das Muster der ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 zu beobachten. Ein Filmbetriebsartspeicher kann zur Aufzeichnung und Wiedergabe der Abtastungen der ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 nach einem Blitz verwendet werden. Abfolgen von Blitzrahmen 40 mit nicht-gleichförmigen Energieverteilungen 62 und Abfolgen von Abbildungsrahmen 70 können mehrfach nacheinander ausgeführt werden. In Fig. 5 ist ein möglicher Satz von Abfolgen von Blitzrahmen 40 und Abbildungsrahmen 70 gezeigt.

Geeignete Kontrastmittel umfassen Mittel mit Mikroblasen oder Mikrokugeln, sind aber nicht darauf begrenzt. Derartige Mittel werden bezeichnet, dass sie sich einer Zerstörung unterzogen haben, wenn einige oder alle der Mikroblasen oder Mikrokugeln durch die Ultraschallstrahlen 44 zerplatzt sind.

Um die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 zu erzeugen, ist der Blitz in der Lage, in einigen Bereichen (das heißt den zweiten Zielzonen 68) mehr Kontrastmittel zu zerstören als in anderen Bereichen (das heißt den ersten Zielzonen 64). Der Blitz umfasst ineinander geschachtelte erste und zweite Übertragungsbereiche 52, 54. Der zweite Übertragungsbereich 54 ist ein Bereich mit relativ hoher Energie, der mehr Kontrastmittel zerstört, als es der erste Übertragungsbereich oder Übertragungsbereich niedriger Energie 52 zerstört. Die Energie eines übertragenen Ultraschallimpulses ist gleich der quadrierten Amplitude des übertragenen Ultraschallimpulses. Es ist ersichtlich, dass die nicht­ gleichförmige Energieverteilung 62 in einem Blitz entsprechend den Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung durch die Amplitude, die Leistung oder die Intensität anstelle der Energie gekennzeichnet werden kann.

Eine Anzahl von Parametern der Strahlen 44 kann variiert werden, um die ersten und zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 zu erzeugen. Die Energie und die Richtung des Strahls 44 sind zwei dieser Parameter des Strahls 44, wie es vorstehend beschrieben ist. Die Frequenz und die Impulslänge sind zwei andere Parameter des Strahls 44, die einzeln oder zusammengenommen variiert werden können, um die ersten und zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 zu erzeugen. Obwohl lediglich der Parameter Energie nachstehend ausführlich beschrieben ist, kann eine Bedienungsperson jede Kombination von Impulslänge, Frequenz, Richtung oder Energie zur Erzeugung der ersten und zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 für eine Verwendung mit verschiedenen Kontrastmitteln variieren. Die optimale Frequenz, Energie und Impulslänge kann ausgewählt werden, um die Kontrastmittelzerstörung in den zweiten Zielzonen 68 zu maximieren. Spezifische Energiepegel, die für die zweiten Übertragungsbereiche 54 geeignet sind, können von der Anwendung abhängen. Für medizinische Zwecke können beispielsweise Sicherheitsbedenken die Energiemenge begrenzen, die in den zweiten Übertragungsbereichen 54 eingesetzt wird.

Der Rahmen oder die Rahmen 40 des Blitzes können eine Dauer aufweisen, die typisch für einen Rahmen ist. Obwohl der Blitz der nicht-gleichförmigen Energieverteilung 62 eine Vielzahl von Rahmen 40 umfassen kann, kann es für bestmögliche Ergebnisse am effektivsten sein, dass die Gesamtdauer des Blitzes relativ kurz ist. Andererseits kann bei einigen Anwendungen das Zielgewebe sich während des Blitzes deutlich bewegen, was verursacht, dass sich die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 bei dem Zielgewebe einander überlappen, was weniger ausgeprägte erste und zweite Zielzonen 64, 68 zur Folge hat.

Nach einem Blitzrahmen 40 kann eine Bedienungsperson unter Verwendung von Abbildungsrahmen 70 abtasten, um die durch den Blitzrahmen 40 gebildeten ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 zu offenbaren. Die ersten Zielzonen 64 erscheinen heller als die zweiten Zielzonen 68, da die ersten Zielzonen 64 eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweiten Zielzonen 68 aufweisen. In Fig. 5 ist ein Blockschaltbild einer Abfolge von Schritten in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung gezeigt. Die Anzahl von Blitzrahmen 40, die vor einer Abbildung ausgeführt werden, können in Abhängigkeit von der Anwendung variiert werden. Ebenso kann die Anzahl von Abbildungsrahmen 70 in Abhängigkeit von dem Kontrastmittel neben anderen Faktoren variiert werden. Wie es in Fig. 5 gezeigt ist, können Blitzrahmen 40 nach Abbildungsrahmen 70 ausgeführt werden, um den Blitz- und Abbildungsvorgang zu wiederholen. Abbildungsrahmen 70 weisen im Allgemeinen Parameter auf, die ausgewählt sind, um eine Kontrastmittelzerstörung zu minimieren, während eine qualitative Abbildung des Ziels 58 bereitgestellt wird. Eine geeignete Energie, Impulslänge und Frequenz kann neben anderen Parametern durch eine Bedienungsperson ausgewählt werden, um eine qualitative Abbildung bereitzustellen.

Gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird dem Patienten 32 (Fig. 1) ein Kontrastmittel gegeben, das einen Zielbereich 58 (Fig. 4) durchzieht. Das Kontrastmittel kann beinahe jedes typische Kontrastmittel sein, das durch Variation von Ultraschallparametern, wie beispielsweise übertragene Energie, Impulslänge oder Frequenz, selektiv zerstört wird. Wie es vorstehend beschrieben ist, sind Kontrastmittel, die Mikrokugeln oder Mikroblasen umfassen, allgemein geeignet. Eine kontinuierliche Infusion von Kontrastmittel kann bessere Ergebnisse als ein Bolus in einigen Ausführungsbeispielen erzeugen, obwohl die Erfindung nicht auf eine kontinuierliche Infusion des Kontrastmittels begrenzt ist. Eine zeitbezogene Variation der Konzentration, die durch einen Bolus verursacht wird, kann möglicherweise Helligkeitsvergleiche zwischen ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 vereiteln.

Nach der Infusion mit Kontrastmittel wird der Zielbereich 58 des Patienten 32 einem Ultraschallblitz unterzogen, der die ersten und zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 umfasst. Der erste Übertragungsbereich 52 zerstört relativ wenig Kontrastmittel im Vergleich zu dem zweiten Übertragungsbereich 54. Die Ultraschallenergieverteilung ist somit nicht gleichförmig.

Der Blitz hat die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 mit relativ hohen bzw. relativ niedrigen Kontrastmittelkonzentrationen erzeugt. Nach dem Blitz legt eine Abbildung des Zielbereichs 58 relativ helle und relativ dunkle Bereiche offen, die ein Muster akustischer Markierungen bilden. Die relativ hellen Bereiche entsprechen den Bereichen mit einer relativ hohen Kontrastmittelkonzentration und sind die Bereiche, die mit den ersten Übertragungsbereichen 52 verbunden sind. Die relativ dunklen Bereiche entsprechen den Bereichen mit einer relativ niedrigen Kontrastmittelkonzentration und sind die Bereiche, die der Ultraschallenergie von den zweiten Übertragungsbereichen 54 ausgesetzt sind.

Ein erfindungsgemäßes Verfahren erzeugt erste und zweite Zielzonen 64, 68 mit erfassbar unterschiedlichen Ultraschallreaktionen. Für einige medizinische Anwendungen wird es bevorzugt, erste und zweite Zielzonen 64, 68 mit wesentlich unterschiedlichen Ultraschallreaktionen zu erzeugen, da im Wesentlichen unterschiedliche Ultraschallreaktionen einfach unterscheidbar und messbar für eine Bedienungsperson oder ein Ultraschallgerät sind.

Die Energie der Strahlen 44, die auf die zweiten Zielzonen 68 gerichtet sind, weisen eine Energie größer als Null auf. In einigen Ausführungsbeispielen weisen die Strahlen 44, die auf die ersten Zielzonen 64 gerichtet sind, eine Energie von Null auf, und folglich empfangen die ersten Zielzonen 64 keine Ultraschallenergie (oder höchstens eine geringe Streuenergie von den zweiten Übertragungsbereichen 54), obwohl einige Strahlen 44 auf die ersten Zielzonen 64 gerichtet sind. Erste Übertragungsbereiche 52, in denen die Strahlen 44 keine Energie aufweisen, ergeben sich in ersten Zielzonen, in denen die Kontrastmittelkonzentration, die nach dem Blitz der nicht-gleichförmigen Energieverteilung 62 verbleibt, ungefähr die gleiche ist wie die Kontrastmittelkonzentration vor dem Blitz.

In Ausführungsbeispielen, in denen die Ultraschallstrahlen 44 gelenkt werden, kann Energie in die zweiten Übertragungsbereiche 54 verbreitet werden, aber nicht in die ersten Übertragungsbereiche 52 verbreitet werden. Derartige erste Übertragungsbereiche 52 ergeben sich in ersten Zielzonen 64, in denen die Kontrastmittelkonzentration, die nach dem Blitz der nicht-gleichförmigen Energieverteilung 62 verbleibt, ungefähr die gleiche ist wie die Kontrastmittelkonzentration vor dem Blitz.

In Fig. 6 und 7 ist ein Myokardium oder ein Herz 72 zur Veranschaulichung weiterer Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung gezeigt. In der gezeigten Darstellung können eine rechte Herzkammer 73, eine linke Herzkammer 74, eine Aortenklappe 75 sowie eine Mitralklappe 76 eingesehen werden. Die Blutperfusionsgeschwindigkeit in die drei Gewebebereiche 78 des in den Fig. 6 und 7 gezeigten Herzens 72 können zur Bestimmung der Blutzufuhr zu dem Herzen 72 wichtig sein. Einige Ausgestaltungen der vorliegenden Erfindung ermöglichen eine Prüfung der Blutperfusionsgeschwindigkeiten in die drei gezeigten Gewebebereiche 78 und in andere (nicht gezeigte) Bereiche des Herzens während Ultraschallabtastungen.

In dem Ausführungsbeispiel gemäß den Fig. 6 und 7 werden nach dem Blitz der nicht-gleichförmigen Energieverteilung 62 Streifen 82 bei einem Teil des abgebildeten Zielbereichs 58 ausgebildet. Die Streifen 82 sind eine der Formen, die die akustischen Markierungen der erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiele umfassen können. Vor dem Blitz ist der Zielbereich 58 mit Kontrastmittel gesättigt gewesen. In Fig. 6 ist eine Veranschaulichung eines Ultraschallbildes eines parasternalen Längsachsen-Querschnitts des Herzens 72. Die ersten Zielzonen 64 sind weiße Streifen 84 und die zweiten Zielzonen 68 sind schwarze Streifen 88. Das Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, das die in dem Gewebe gemäß Fig. 6 gezeigten Streifen 82 erzeugt, erzeugt somit erste und zweite Zielzonen 64, 68 mit wesentlich unterschiedlichen Ultraschallreaktionen. Einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung erzeugen erste und zweite Zielzonen 64, 68 mit erfassbar unterschiedlichen Ultraschallreaktionen, die nicht wesentlich unterschiedlich sind.

In Fig. 6 ist das Herz 72 etwa einen oder zwei Herzschläge nach dem Blitz dargestellt. Es sind keine Streifen 82 in dem Blut 92 gemäß Fig. 6 vorhanden, da die Streifen 82 in dem Blut 92 innerhalb von Haupt- Herzblutvolumen nach dem Blitz sehr schnell in dem Blutstrom verschwinden, da frisches Blut 92 schnell zusätzliches Kontrastmittel zuführt. Das Blut 92, das rasch eine Sättigungskonzentration des Kontrastmittels nach dem Blitz erreicht, wird weiß dargestellt. Die drei in Fig. 6 gezeigten Gewebebereiche 78 sind nach einigen Herzschlägen nach dem Blitz weiterhin gestreift, was eine Analyse des Herzens 72 wie vorstehend beschrieben ermöglicht.

In Fig. 7 ist eine Darstellung eines Ultraschallbildes desselben Abschnitts des Herzens 72 wie in Fig. 6 gezeigt, wobei jedoch zumindest einige Sekunden (und möglicherweise einige Minuten) vergangen sind, seitdem das Bild gemäß Fig. 6 auf einer Ultraschallabbildung betrachtet worden ist. Die Zeit zwischen einem Bild, wie es in Fig. 6 gesehen wird, und einem Bild, wie es in Fig. 7 gesehen wird, kann in Abhängigkeit von dem Typ des Kontrastmittels, der Blutflussgeschwindigkeit und anderen Variablen variieren. In Fig. 7 sind die zweiten Zielzonen 68 im Wesentlichen so hell wie die ersten Zielzonen 64 geworden, da der Blutfluss in den Herzgewebebereich 78 Kontrastmittel in dem gezeigten Herzabschnitt ergänzt hat, was die Kontrastmittelkonzentration annähernd auf die Konzentration in den ersten Zielzonen 64 gebracht hat. Die ersten Zielzonen 64 in Fig. 6 weisen im Wesentlichen die gleiche Helligkeit wie die ersten Zielzonen 64 in Fig. 7 auf, da diese Zielzonen relativ wenigen (oder keinen) zerstörenden Ultraschallwellen während des Blitzes ausgesetzt waren, der dem in Fig. 6 gezeigten Bild (um einige Sekunden) vorausgegangen war.

Streifen 82 von zumindest etwa 1 mm Breite sind allgemein für viele Anwendungen geeignet. Streifenbreiten von 3-5 mm sind während der Abtastung einfach sichtbar, was für einige Anwendungen wünschenswert sein kann. Streifen, die größer als 10 mm in der Breite sind, können entsprechend einigen Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden, aber derart breite Streifen 82 weisen einige Nachteile auf. Zuerst passen weniger breite Streifen 82 in den Zielbereich 58 als enge Streifen 82. Somit passen wenige Streifen 82, die breiter als 10 mm sind, in den abgebildeten Bereich.

Zweitens ist das Gewebe in der Mitte eines breiten Streifens 82 weiter von dem Gewebe in der Mitte eines angrenzenden breiten Streifens 82 im Vergleich zu dem Abstand zwischen der Mitte eines engen Streifens 82 und der Mitte eines benachbarten engen Streifens 82 entfernt. Die Blutflussphänomene oder Gewebeeigenschaften in einem breiten Streifen 82 sind wahrscheinlich nicht so repräsentativ für die Blutflussphänomene oder Gewebeeigenschaften eines benachbarten breiten Streifens 82, wie es der Fall bei einem engen Streifen 82 und einem benachbarten engen Streifen 82 wäre. Der relativ lange Abstand zwischen der Mitte eines breiten Streifens 82 und der Mitte eines benachbarten breiten Streifens 82 kann die Wahrscheinlichkeit erhöhen, dass unterschiedliche Gewebetiefen oder andere Faktoren der eigentliche Grund beobachteter Unterschiede in der Perfusionsgeschwindigkeit sind. Somit sind relativ enge Streifen 82 zur Messung der Blutperfusionsgeschwindigkeit und anderer Phänomene möglicherweise geeigneter.

Für einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung sind fünf bis zehn Streifen 82 pro abgebildeten Bereich zu bevorzugen, wobei jedoch weniger Streifen oder mehr Streifen 82 geeignet sein können. Wenn der Zielbereich während der Abbildung vergrößert wird, ist es möglich, dass nicht alle Streifen 82, die bei dem Ziel durch die FEC 20 und den Messwandler 24 erzeugt werden, während der Abbildung sichtbar sind. Somit kann eine Bedienungsperson gewünschte Vergrößerungsstufen berücksichtigen, wenn bestimmt wird, wie viele Streifen 82 für eine spezifische Anwendung erzeugt werden sollen. Mehr Streifen können erforderlich sein, wenn erwartet wird, dass eine starke Vergrößerung verwendet wird. Die Anzahl der Streifen 82, die für eine spezifische Anwendung gewünscht ist, kann wiederum die Breite der Streifen 82 für diese Anwendung bestimmen.

In einigen Fällen ist die Energie entlang dem Strahl 44 nicht gleichförmig verteilt, da der Strahl 44 kegelförmig ist. Die Streifen 82 können unter Verwendung der Strahlen 44 gebildet werden, die kegelförmig sind. Der Brennpunkt des Strahls 44 weist die höchste Kontrastmittelzerstörungsleistungsfähigkeit auf. In einigen Anwendungen kann die Fokusform oder die Form des Strahls 44 derart gesteuert werden, dass der Brennpunkt eines engen Strahls 44 mit hoher Energie ausgebildet wird. Ein derart geformter Strahl 44 kann dann nahe dem Brennpunkt viel mehr Kontrastmittel zerstören als bei anderen Punkten desselben Strahls 44. Enge Brennpunkte sind jedoch für einige Anwendungen nicht möglich, einschließlich Ultraschalluntersuchungen für einige Herzanwendungen.

Je mehr Kontrastmittel durch die zweiten Übertragungsbereiche 44 zerstört wird und je weniger Kontrastmittel durch die ersten Übertragungsbereiche 52 zerstört wird, desto größer ist der Ultraschallreaktionsunterschied, der zwischen benachbarten Bereichen des Zielbereichs 58 erzeugt wird. Wenn beispielsweise Streifen 82 durch die ersten und zweiten Übertragungsbereiche 52, 54 erzeugt werden, dann weisen benachbarte Streifen 82 umso größere Ultraschallreaktionsunterschiede auf, je mehr Kontrastmittel durch die zweiten Übertragungsbereiche 54 zerstört wird und je weniger Kontrastmittel durch die ersten Übertragungsbereiche 52 zerstört wird. Die Helligkeit kann die spezifische Ultraschallreaktion sein, die erfasst und verglichen wird. Wenn dies der Fall ist, können zur Vergrößerung der Wahrscheinlichkeit eines sehr starken Helligkeitsunterschieds zwischen den ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 bei einer Abbildung nach dem Blitz die zweiten Übertragungsbereiche 54 in der Lage sein, viel oder das gesamte Kontrastmittel in den zweiten Zielzonen 68 zu zerstören, wobei die ersten Übertragungsbereiche 52 wenig oder kein Kontrastmittel in den ersten Zielzonen 64 zerstören können.

Die Verwendung eines Blitzes mit mehr als einem Rahmen 40 kann den Helligkeitsunterschied zwischen den ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 vergrößern. Die Energie von jedem Rahmen 40 trifft auf das Ziel 58 und zerstört einiges Kontrastmittel in den zweiten Zielzonen 68, wodurch mehr Kontrastmittel zerstört wird, als wenn ein einzelner Rahmen 40 für den Blitz verwendet wird. Ein Mehrfachrahmen-Blitz kann somit dunklere zweite Zielzonen 68 in Bezug auf die ersten Zielzonen 64 erzeugen. Wenn das dem Blitz ausgesetzte Gewebe ein Herzgewebe ist, sollte die gesamte Dauer des Blitzes relativ kurz sein, so dass sich das Herz nicht viel während des Blitzes bewegt.

Ein Ultraschallgerät-Steuerungsbedienfeld oder die Tastatur 26 kann eine Taste oder einen Schalter umfassen, die/der es einer Bedienungsperson ermöglicht, ein Ziel 58 mit einem Druck der Taste einem Blitz mit ersten und zweiten Übertragungsbereichen 52, 54 für eine vorbestimmte Zeitdauer auszusetzen und dann das Ziel 58 abzubilden, um die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 für eine vorbestimmte Zeitdauer zu zeigen.

Der tatsächliche Prozentsatz des Kontrastmittels, der in den zweiten Zielzonen 68 während des Blitzes zu zerstören ist, kann für unterschiedliche Kontrastmittel und unterschiedliche Gewebe, die abzubilden sind, neben anderen Variablen variieren. Solange wie die zweite Zielzone oder die zweiten Zielzonen 68 eine unterschiedliche Ultraschallreaktion als die erste Zielzone oder die ersten Zielzonen 64 während der Abbildung aufweisen, können die Anwendungen der Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung ungeachtet der tatsächlichen Kontrastmittelkonzentration in den ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 nach dem Blitz effektiv sein.

Die ersten Übertragungsbereiche 52 können einiges Kontrastmittel in den ersten Zielzonen 64 zerstören. Solange wie die ersten Zielzonen 64 eine unterschiedliche Ultraschallreaktion wie die zweiten Zielzonen 68 aufweisen, ist es unerheblich, dass einiges Kontrastmittel in den ersten Zielzonen 64 durch den Blitz zerstört wird. Die Zerstörung des Kontrastmittels in den ersten Zielzonen 64 kann minimiert werden, indem die ersten Übertragungsbereiche 52 mit Null-Energie verwendet werden.

Nach Erzeugung von Zonen mit unterschiedlichen Ultraschallreaktionen kann eine Anzahl medizinischer Messungen ausgeführt werden. Beispielsweise kann die Blutperfusionsgeschwindigkeit wie nachstehend beschrieben durch Verwenden einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung gemessen werden. Direkt nach dem Blitz oder nur Sekunden nach dem Blitz erscheinen die zweiten Zielzonen 68 wesentlich dunkler als die ersten Zielzonen 64, wenn sie abgebildet werden, wie es in Fig. 6 gezeigt ist. Der Blitz zerstört mehr Kontrastmittel in den zweiten Zielzonen 68 als in den ersten Zielzonen 64, was verursacht, dass die zweiten Zielzonen 68 dunkler sind, wenn sie abgebildet werden. Nach Ablauf einer Zeit nach dem Blitz vergrößert sich die Helligkeit der zweiten Zielzonen 68, da Blut mit Kontrastmittel in die zweiten Zielzonen 68 fließt, wobei das Kontrastmittel in den zweiten Zielzonen 68 aufgefüllt wird. Schließlich ist, wie es in Fig. 6 gezeigt ist, genug Blut in die zweiten Zielzonen 68 geflossen, um zu verursachen, dass die Kontrastmittelkonzentration in den zweiten Zielzonen 68 groß genug geworden ist, dass die zweiten Zielzonen 68 bei einer Abbildung im Wesentlichen so hell oder genauso hell wie die relativ hellen ersten Zielzonen 64 sind. Die Zeit für einen messbaren Helligkeitsunterschied zwischen den zweiten Zielzonen 68 aus Fig. 6 und aus Fig. 7 beträgt minimal etwa ein paar Herzschläge, was etwa einigen Sekunden entspricht. Unter bestimmten Umständen sind einige dutzend Sekunden zur Beobachtung eines messbaren Helligkeitsunterschieds zwischen den zweiten Zielzonen 68 aus Fig. 6 und aus Fig. 7 erforderlich.

Zur Messung der Perfusionsgeschwindigkeit kann eine Bedienungsperson beginnend von dem Zeitpunkt, bei dem der Ultraschallenergieblitz abgeschlossen ist, die Zeit messen, die vergeht, bis die relativ dunklen oder zweiten Zielzonen 68 im Wesentlichen so hell wie die relativ hellen oder ersten Zielzonen 64 werden. Zur quantitativen Bestimmung der Geschwindigkeit, mit der die zweiten Zielzonen 68 nach dem Blitz heller werden, kann ein Graph angezeigt werden. Der Graph kann beispielsweise über der Zeit die Helligkeit der zweiten Zielzonen 68 in Bezug auf benachbarte erste Zielzonen 64 zeigen. In vielen Fällen kann eine Bedienungsperson in der Lage sein, genaue Perfusionsgeschwindigkeitsmessungen auszuführen, ohne zu warten, bis die zweiten Zielzonen 68 im Wesentlichen so hell wie die ersten Zielzonen 64 werden. In derartigen Fällen misst die Bedienungsperson die Geschwindigkeit, mit der die zweiten Zielzonen 68 ihre Helligkeit vergrößern, und die Bedienungsperson schließt die Messungen ab, wenn es scheint, dass eine stabile Perfusionsgeschwindigkeitsmessung erreicht worden ist, auch wenn die zweiten Zielzonen 68 möglicherweise noch nicht im Wesentlichen so hell wie die ersten Zielzonen 64 sind.

Ein Vorteil der Verwendung der ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 zur Bewertung einer Flussgeschwindigkeit liegt darin, dass die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 eng sein können. Durch Vergleichen der Helligkeit von Zonen, die nahe beieinander sind, ist der Referenzpunkt (beispielsweise ein Punkt in einer ersten Zielzone 64) sehr nahe oder lokal bei der Zone von Interesse (beispielsweise eine benachbarte zweite Zielzone). Die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68, die zur Bestimmung der relativen Helligkeit verglichen werden, können, müssen aber nicht, unmittelbar zueinander benachbart sein. Mehr als eine erste Zielzone 64 kann mit mehr als einer zweiten Zielzone 68 verglichen werden. Die optimale Breite der ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 kann für unterschiedliche Anwendungen aufgrund unterschiedlicher Kontrastmittel, unterschiedlicher Gewebe und anderer Variablen variieren. Die Enge der Streifen 82, die gebildet werden kann, ist teilweise durch die Überlappung benachbarter Ultraschallstrahlen 44 begrenzt. Es ist ebenso möglicherweise nicht wünschenswert, Streifen 82 sehr eng für einige Anwendungen zu machen, da es sehr enge Streifen 82 ermöglichen, dass Blut schnell in die zweiten Zielzonen 68 fließt, wobei die zweiten Zielzonen 68 schnell mit Kontrastmittel aufgefüllt werden. Sehr enge Streifen 82 machen es beispielsweise schwierig, die Perfusionsgeschwindigkeit zu schätzen, da die dunklen Bereiche zu schnell aufgehellt werden können. Demgegenüber kann es in einigen Anwendungen nicht wünschenswert sein, die Streifen 82 sehr breit zu machen, da die örtliche Lage des Gewebes verloren werden kann, wenn benachbarte Streifen 82 sehr breit sind.

Ein Graph kann aus der absoluten Helligkeit der zweiten Zielzonen 68 über der Zeit von der Zeit, bei der ein Blitz einer nicht-gleichförmigen Energie 62 erzeugt ist, zu einer Zeit, bei der die zweiten Zielzonen 68 so hell wie ein vorbestimmtes Helligkeitsniveau werden, erstellt werden. Ein derartiger Graph kann ähnlich zu der als 2. Zone bezeichneten Linie in dem Graphen gemäß Fig. 8 sein. Die als 2. Zone bezeichnete Linie ist eine Linie, die den absoluten Helligkeitswert der zweiten Zielzonen 68 darstellt. Fig. 8 weist ebenso eine Linie auf, die die absolute Helligkeit der ersten Zielzonen 64 (als 1. Zone bezeichnet) darstellt. Die Einheiten für die vertikale Achse des Graphen können beliebige Helligkeitseinheiten oder Ultraschallreaktionseinheiten für die 1. Zone- und 2. Zone-Linien sein. Eine dritte Linie in Fig. 8 ist eine als relative Helligkeit bezeichnete Linie, die ein Verhältnis der Helligkeit der zweiten Zielzonen 68 zu der Helligkeit der ersten Zielzonen 64 bei einer vorgegebenen Zeit nach dem Blitz der nicht-gleichförmigen Energie 62 darstellt. Die Helligkeit der ersten Zielzonen 64 in Fig. 8 über der Zeit ist nicht konstant nach dem Blitz der nicht-gleichförmigen Energie 62, da die Helligkeit über der Zeit durch Faktoren wie den Herzzyklus, Atmungsbewegungen und Schattierungen beeinflusst wird. Es ist zu beachten, dass die Helligkeitswerte und Zeiten, die in Fig. 8 gezeigt sind, lediglich Beispiele sind, um einige der Arten zu zeigen, in denen die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 in Verbindung mit Graphen verwendet werden können.

Ein Graph des absoluten Werts der Helligkeit einer zweiten Zielzone 68 kann Nachteile bei einem Vergleich der Helligkeit einer zweiten Zielzone 68 mit der Helligkeit einer nahe liegenden ersten Zielzone 64 aufweisen. Wenn der Zielbereich ungewöhnliche Blutflusseigenschaften oder eine ungewöhnliche Gewebetiefe oder Schattierung aufweist, kann der absolute Wert der Helligkeit der zweiten Zielzone 68 nicht genau der Blutflussgeschwindigkeit entsprechen. Vielmehr kann ein niedriger absoluter Helligkeitswert in der zweiten Zielzone 68 aus einer ungewöhnlich großen Gewebetiefe oder anderen Variablen, wie beispielsweise der Energie des Strahls 44 oder der Fokussierung, resultieren. Die Gewebetiefe, die Energie des Strahls 44 und die Fokussierung sind nur einige der Parameter, die die Helligkeit beeinflussen können, wenn mit einem Kontrastmittel abgebildet wird. Somit ist die absolute Helligkeit der zweiten Zielzonen 68 möglicherweise kein zuverlässiger Indikator der Blutperfusion.

Die relative Helligkeit einer zweiten Zielzone 68 im Vergleich zu einer nahe liegenden benachbarten ersten Zielzone 64 kann möglicherweise ein zuverlässigerer Indikator der Perfusion als die absolute Helligkeit sein. Der Grund hierfür ist, dass die benachbarte erste Zielzone 64 ein lokales Gewebe ist und wahrscheinlicher ein guter Indikator der Helligkeit, die mit der vollständigen Perfusion verbunden sein sollte, als ein entfernter Bereich oder ein vorbestimmter absoluter Helligkeitswert ist. Beispielsweise kann ein entferntes Gewebe eine viel schnellere Perfusionsgeschwindigkeit als die zweite Zielzone 68, die von Interesse ist, aufweisen, wobei die Gewebe derart entfernt sind, dass sie sehr unterschiedliche Eigenheiten aufweisen. Auf ähnliche Weise kann die Tiefe des entfernten Gewebes zu der der zweiten Zielzone 68 verschieden sein, wohingegen eine erste Zielzone 64, die benachbart zu der zweiten Zielzone 68 ist, die von Interesse ist, höchstwahrscheinlich eine ähnliche Tiefe aufweist. Somit helfen einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung, die Probleme akustischer Schatten und Tiefenvariationsartefakte zu überwinden.

Da die Gewebebewegung die Genauigkeit von Gewebeperfusionsmessungen verringern kann, kann eine EKG- Auslösung zur Verbesserung der Genauigkeit verwendet werden, wenn das Herz der Zielbereich 58 ist. Die EKG- Auslösung veranlasst das Abbildungssystem, Abbildungsrahmen 70 nur bei spezifischen Zeiten in dem Herzzyklus aufzunehmen, was es einer Bedienungsperson ermöglicht, eine spezifische Phase eines Herzzyklus von einem Zyklus zu dem nächsten Zyklus zu vergleichen. Die EKG-Auslösung kann verwendet werden, um Helligkeitsunterschiede für die Perfusion zu erfassen, wobei sie Artefakte von der Herzbewegung verringert oder ausschließt.

Ein Vorteil einiger Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung ist, dass das Problem der Gewebebewegung, die die Genauigkeit von Gewebeperfusionsmessungen verringert, ohne EKG-Auslösung verringert werden kann. Benachbarte erste und zweite Zielzonen 64, 68 bewegen sich im Allgemeinen gemeinsam. Ein Vergleich der Helligkeit benachbarter erster und zweiter Zielzonen 64, 68 wird folglich durch eine Gewebebewegung nicht verzerrt. In Ausführungsbeispielen mit den Streifen 82 bewegen sich benachbarte Streifen 82 gemeinsam und können einfach erkannt werden. Dies ermöglicht eine relativ einfache Gewebeverfolgung bei sequentiellen Bildern. Die Dynamik der lokalen Bildhelligkeit und folglich der lokalen Blutperfusion kann genauer rekonstruiert werden.

Ausgestaltungen der vorliegenden Erfindung können zur Messung einer Gewebebewegung verwendet werden.

Beispielsweise kann die Breite der Streifen 82 gemessen werden, so dass das Kontraktilitätsniveau des Herzens während des Herzzyklus gemessen werden kann. Da abgestorbene Muskeln sich nicht kontrahieren, kann ein Herzmuskel, der lediglich zu einer geringen Kontraktion in der Lage ist, durch Verwenden einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung erfasst werden. In Fig. 9 ist ein Bild eines Abschnitts 96 eines Myokardiums in einem entspannten Zustand gezeigt. In Fig. 10 ist zum Vergleich derselbe Abschnitt 96 eines Myokardiums wie in Fig. 9 gezeigt, jedoch in einem kontrahierten Zustand. Wie es durch Vergleichen der Fig. 9 und 10 ersichtlich ist, sind die Streifen 82 in Fig. 9, die dem entspannten Zustand entsprechen, breiter sichtbar als die in Fig. 10 gezeigten Streifen 82, die dem kontrahierten Zustand entsprechen. Wenn das Ultraschallgerät eingestellt ist, die Breite eines Streifens 82 zu messen, kann die Änderung in der Breite von dem entspannten Zustand zu dem kontrahierten Zustand für eine Bedienungsperson des Ultraschallgerätes angezeigt werden, wobei der Bedienungsperson quantitativen Kontraktilitätsmessungen bereitgestellt werden. Die Breite eines Streifens 82 kann unter Verwendung von Ultraschallgeräteeigenschaften gemessen werden, die für eine Messung von Abmessungen von mit Ultraschall abgebildeten Gegenständen allgemein bekannt sind. Die Breite des Streifens 82 kann auf der Grundlage einer Verfolgung eines Musters von ersten oder zweiten Zielzonen 64, 68 automatisch gemessen werden.

Die EKG-Auslösung kann verwendet werden, um bei einer Bestimmung zu helfen, wann die Breitenmessungen vorgenommen werden sollten. Auf diese Weise können Messungen der Breite eines Streifens 82 während der Kontraktionsspitze und der Relaxionsspitze ausgeführt werden, so dass die Breitenmessungen den Punkten in dem Herzzyklus entsprechen, die verglichen werden. Andere Punkte in dem Herzzyklus können entweder zusätzlich oder alternativ dazu gemessen werden. Wenn es gewünscht ist, kann der Herzzyklus ohne die EKG-Auslösung zur Abschätzung der Kontraktilität verfolgt werden.

Einige Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung können zur Unterscheidung zwischen Gewebe und Blut verwendet werden. Bei medizinischen Anwendungen kann es beispielsweise wünschenswert sein, das Endokardium (innere Oberfläche der Herzkammer) abzubilden. Eine derartige Abbildung kann zur Schätzung eines Ausstoßanteils, eines Schlagvolumens und von Herzausgangsparametern wünschenswert sein. Unterschiede zwischen den Myokardium- und Blutbildern sind jedoch oftmals vernachlässigbar, und die Gewebe-/Blut-Grenze kann unter Verwendung herkömmlicher Verfahren nicht genau erkannt werden. Durch Aussetzen des Herzgewebes einem Blitz zur Erzeugung der ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 in dem Gewebe kann eine Bedienungsperson Blut von dem Gewebe unterscheiden. Das Blut wird mit Kontrastmittel einige Sekunden nach dem Blitz aufgefüllt und ist somit relativ und einförmig hell, wenn es abgebildet wird. Das Herzgewebe scheint jedoch erste und zweite Zielzonen 64, 68 (beispielsweise Streifen 82) aufzuweisen, die relativ hell bzw. dunkel sind. Die Bedienungsperson erkennt somit, wie es in Fig. 6 gezeigt ist, dass das Herzgewebe 78 gestreift ist. Ein Blut-/Gewebe- Randerfassungsalgorithmus kann zur Vereinfachung der Unterscheidung von Blut und Gewebe auf der Grundlage des Vorhandenseins der ersten und zweiten Zielzonen 64, 68, die hell bzw. dunkel sind, entwickelt werden.

Obwohl das Herz der hauptsächliche Körperteil ist, der vorstehend beschrieben ist, können Perfusionsgeschwindigkeiten, eine Gewebebewegung und eine Blut-/Gewebe-Unterscheidung ebenso für andere Teile des Körpers durch Verwenden von Ausgestaltungen der vorliegenden Erfindung bestimmt werden. Beispielsweise können einige nicht-myokardialen Schädigungen durch Bestimmung der Perfusionsgeschwindigkeiten erfasst werden.

Die Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung sind nicht auf eine spezifische Abtastart begrenzt. Fig. 6 und 7 veranschaulichen 2D- oder B-Betriebsart- Abtastungen. Harmonische-Leistung-Doppler-Abbildungs- oder andere Abbildungsbetriebsarten können ebenso mit Ausgestaltungen der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Eine Harmonische-Leistung-Doppler-Abbildung ist im Allgemeinen empfindlicher bezüglich der Kontrastmittelkonzentration als die 2D-Betriebsart und kann eine Abbildung mit einem höheren Signal-Rausch- Abstand ermöglichen, als sie mit der 2D-Betriebsart erreicht wird.

Obwohl die ersten Zielzonen 64 vorstehend im Allgemeinen als heller als die zweiten Zielzonen 68 kurz nach dem Blitz beschrieben sind, ist es ersichtlich, dass eine Bildsignalverarbeitungsvorrichtung, die mit einem Ultraschallgerät verbunden ist, den Aufhellungseffekt des Kontrastmittels umkehren kann. Beispielsweise kann ein Ultraschallabbildungssystem Bereiche mit hohen Kontrastmittelkonzentrationen als dunkler als Bereiche mit niedrigen Kontrastmittelkonzentrationen anzeigen. Somit ist eine Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung, erste und zweite Zielzonen 64, 68 zu erzeugen, die bei einer Abbildung unterschiedliche Ultraschallreaktionen aufweisen.

Obwohl die Erfindung unter Bezugnahme auf ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel beschrieben ist, ist es ersichtlich, dass ein Fachmann verschiedene Änderungen ausführen kann und dass Äquivalente ersatzweise verwendet werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Zusätzlich können viele Modifikationen ausgeführt werden, um eine spezifische Situation oder ein spezifisches Material an die Lehre der Erfindung anzupassen, ohne den zugehörigen Bereich zu verlassen. Folglich soll die Erfindung nicht auf das spezifische offenbarte Ausführungsbeispiel begrenzt sein, sondern die Erfindung soll alle Ausführungsbeispiele umfassen, die in den Bereich der beigefügten Patentansprüche fallen.

Wie es vorstehend beschrieben ist, sind Verfahren sowie ein Gerät zur Erzeugung von Zonen mit unterschiedlichen Kontrastmittelkonzentrationen in einem mit Kontrastmittel versehenen Ziel 58. Eine Ausgestaltung des Verfahrens ist, das Ziel 58 einem Ultraschallblitz zu unterziehen, der in der Lage ist, erste und zweite Zielzonen 64, 68 zu erzeugen, wobei die erste Zielzone 64 eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweite Zielzone 68 aufweist. Eine weitere Ausgestaltung des Verfahrens ist, ein Ultraschallbild des Ziels 58 zu erzeugen, wobei die ersten und zweiten Zielzonen 64, 68 in dem Ultraschallbild unterschiedliche Ultraschallreaktionen aufweisen. Ein Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Geräts umfasst eine Front-End-Steuerungsvorrichtung (FEC) 20 für eine Verwendung in einem medizinischen Abbildungssystem, wobei die FEC 20 einen Messwandler 24 steuert, um in einem einzelnen Rahmen 40 eine erste Strahlposition mit einer ersten Energie und eine zweite Strahlposition mit einer zweiten Energie auszustrahlen.

Claims (29)

1. Verfahren zum Erzeugen von Zonen mit unterschiedlichen Kontrastmittelkonzentrationen in einem mit Kontrastmittel versehenen Ziel (58) mit den Schritten:
Unterziehen des Ziels (58) einem Ultraschallblitz, der in der Lage ist, erste und zweite Zielzonen (64, 68) zu erzeugen, wobei die erste Zielzone (64) eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweite Zielzone (68) aufweist.

2. Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds eines mit Kontrastmittel versehenen Ziels (58) mit den Schritten:
Erzeugen erster und zweiter Zielzonen (64, 68), wobei die ersten Zielzonen (64) eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweiten Zielzonen (68) aufweisen, und
Erzeugen eines Ultraschallbilds des Ziels (58), wobei die ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) in dem Ultraschallbild unterschiedliche Ultraschallreaktionen aufweisen.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Schritt zum Erzeugen erster und zweiter Zielzonen (64, 68) einen Schritt zum Unterziehen des Ziels (58) einem Ultraschallblitz mit einer nicht-gleichförmigen Energieverteilung (62) umfasst.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei die nicht­ gleichförmige Energieverteilung (62) erste und zweite Übertragungsbereiche (52, 54) umfasst, wobei die ersten Übertragungsbereiche (52) im Wesentlichen keine Energie aufweisen.

5. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) eine Vielzahl von Streifen (82) bilden.

6. Verfahren nach Anspruch 5, mit dem Schritt Vergleichen der Ultraschallreaktion zumindest einer der ersten Zielzonen (64) mit der Ultraschallreaktion zumindest einer der zweiten Zielzonen (68) über der Zeit.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Vergleichsschritt zur Schätzung einer Blutperfusionsgeschwindigkeit ausgeführt wird.

8. Verfahren nach Anspruch 5, mit dem Schritt Messen einer Zeitdauer, die von dem Schritt zum Erzeugen erster und zweiter Zielzonen (64, 68) zu einer Zeit verstreicht, bei der die zweiten Zielzonen (68) im Wesentlichen die gleiche Ultraschallreaktion wie die ersten Zielzonen (64) aufweisen.

9. Verfahren nach Anspruch 5, mit dem Schritt Messen einer Breite zumindest eines der Streifen (82).

10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei der Schritt zum Messen einer Breite zumindest eines der Streifen (82) zur Erfassung einer Bewegung des Ziels (58) über der Zeit ausgeführt wird.

11. Verfahren nach Anspruch 9, wobei der Schritt zum Messen einer Breite zumindest eines der Streifen (82) zur Erfassung einer Schnittstelle zwischen Blut und Gewebe über der Zeit ausgeführt wird.

12. Verfahren nach Anspruch 5, wobei das Ziel Herzgewebe (78) umfasst.

13. Verfahren nach Anspruch 12, mit dem Schritt Messen einer Breite zumindest eines der Streifen (82).

14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei der Schritt zum Messen einer Breite zumindest eines der Streifen (82) zur Erfassung einer Bewegung von Herzgewebe (78) über der Zeit ausgeführt wird.

15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei der Schritt zum Messen einer Breite zumindest eines der Streifen (82) zur Messung einer Größe einer Relaxion oder Kontraktion eines Herzens (72) über der Zeit ausgeführt wird.

16. Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds eines mit Kontrastmittel versehenen Ziels (58) mit den Schritten:
Unterziehen des Ziels (58) einem Ultraschallblitz, der in der Lage ist, eine Vielzahl von ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) zu erzeugen, wobei die ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) Streifen (82) sind, wobei die ersten Zielzonen (64) eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweiten Zielzonen (68) aufweisen, und
Erzeugen eines Ultraschallbilds des Ziels (58), wobei die ersten Zielzonen (64) im Wesentlichen heller als die zweiten Zielzonen (68) in dem Ultraschallbild erscheinen.

17. Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds eines mit Kontrastmittel versehenen Ziels (58) mit den Schritten:
Unterziehen des Ziels (58) einem Ultraschallblitz, der in der Lage ist, eine Vielzahl von ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) zu erzeugen, wobei die ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) Streifen (82) sind, wobei die ersten Zielzonen (64) eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweiten Zielzonen (68) aufweisen,
Erzeugen eines Ultraschallbilds des Ziels (58), wobei die ersten Zielzonen (64) heller als die zweiten Zielzonen (68) in dem Ultraschallbild erscheinen, und
Messen einer Breite zumindest eines der Streifen (82) zur Erfassung einer Bewegung des Ziels (58).

18. Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds eines mit Kontrastmittel versehenen Ziels (58) mit den Schritten:
Unterziehen des Ziels (58) einem Ultraschallblitz, der in der Lage ist, eine Vielzahl von ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) zu erzeugen, wobei die ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) Streifen (82) sind, wobei die ersten Zielzonen (64) eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweiten Zielzonen (68) aufweisen,
Erzeugen eines Ultraschallbilds des Ziels (58), wobei die ersten Zielzonen (64) heller als die zweiten Zielzonen (68) in dem Ultraschallbild erscheinen, und
Vergleichen einer Helligkeit zumindest einer der zweiten Zielzonen (68) mit einer Helligkeit zumindest einer der ersten Zielzonen (64) über der Zeit.

19. Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds eines mit Kontrastmittel versehenen Ziels (58) mit den Schritten:
Unterziehen des Ziels (58) einem Ultraschallblitz, der in der Lage ist, eine Vielzahl von ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) zu erzeugen, wobei die ersten und zweiten Zielzonen (64, 68) Streifen (82) sind, wobei die ersten Zielzonen (64) eine höhere Kontrastmittelkonzentration als die zweiten Zielzonen (68) aufweisen,
Erzeugen eines Ultraschallbilds des Ziels (58), wobei die ersten Zielzonen (64) im Wesentlichen heller als die zweiten Zielzonen (68) in dem Ultraschallbild erscheinen,
Vergleichen einer Helligkeit von zumindest einer der zweiten Zielzonen (68) mit einer Helligkeit von zumindest einer benachbarten ersten Zielzone (64) und
Messen einer Zeitdauer, die von dem Schritt zum Unterziehen des Ziels (58) einem Ultraschallblitz bis zu einer Zeit vergeht, bei der ein Verhältnis zwischen der Helligkeit der zumindest einen der zweiten Zielzonen (68) und der Helligkeit der zumindest einen benachbarten ersten Zielzone (64) einen vorbestimmten Wert erreicht.

20. Ultraschallabbildungssystem mit einer Front-End-Steuerungsvorrichtung (FEC) (20), wobei die FEC (20) einen Messwandler (24) steuert, um in einem einzelnen Rahmen (40) eine erste Strahlposition mit einer ersten Energie und eine zweite Strahlposition mit einer zweiten Energie auszustrahlen.

21. Ultraschallsystem nach Anspruch 20, wobei zumindest eine der Strahlpositionen keine Energie aufweist.

22. Ultraschallsystem nach Anspruch 20, wobei eine Vielzahl von Strahlpositionen, die einen ersten Übertragungsbereich (52) bilden, die erste Energie aufweisen und eine Vielzahl von Strahlpositionen, die einen zweiten Übertragungsbereich (54) bilden, eine zweite Energie aufweisen.

23. Ultraschallsystem nach Anspruch 22, wobei eine Anzahl von Strahlpositionen, die den ersten Übertragungsbereich (52) bilden, nicht gleich einer Anzahl von Strahlpositionen ist, die den zweiten Übertragungsbereich (54) bilden.

24. Ultraschallsystem nach Anspruch 22, wobei die ersten und zweiten Übertragungsbereiche (52, 54) jeweils 2 bis 10 Strahlen umfassen.

25. Ultraschallsystem nach Anspruch 24, wobei die ersten und zweiten Übertragungsbereiche (52, 54) jeweils 4 bis 6 Strahlen umfassen.

26. Ultraschallsystem nach Anspruch 22, wobei der erste Übertragungsbereich (52) derart geformt ist, dass er eine streifenförmige erste Zielzone (64) erzeugt, und der zweite Übertragungsbereich (54) derart geformt ist, dass er eine streifenförmige zweite Zielzone (68) erzeugt.

27. Ultraschallsystem nach Anspruch 26, mit einer Vielzahl von ersten Übertragungsbereichen (52), die die erste Energie aufweisen, und einer Vielzahl von zweiten Übertragungsbereichen (54), die die zweite Energie aufweisen.

28. Front-End-Steuerungsvorrichtung (FEC) (20) zur Verwendung in einem medizinischen Abbildungssystem, wobei die FEC (20) einen Messwandler (24) steuert, um in einem einzelnen Rahmen (40) eine erste Strahlposition mit einer ersten Energie und eine zweite Strahlposition mit einer zweiten Energie auszustrahlen.

29. Ultraschallsystem, in dem Strahlpositionen eines Messwandlers (24) angeordnet sind, um erste und zweite Übertragungsbereiche (48, 52) zu erzeugen, wobei in den ersten Übertragungsbereichen (48) keine Strahlen vorhanden sind und in jedem der zweiten Übertragungsbereiche (52) zumindest ein Strahl vorhanden ist.