Koronare Herzerkrankungen sind eine der häufigsten

EIN MODIFIZIERTES SYNTHETISCHE-APERTUR-VERFAHREN ZUR KORREKTUR GEOMETRISCHER ARTEFAKTE IN DER INTRAVASKULÄREN ULTRASCHALL-ELASTOGRAPHIE
Christian Perrey*, Wilko Wilkening, Bernhard Brendel und Helmut Ermert
Lehrstuhl für Hochfrequenztechnik, Ruhr-Universität Bochum, Deutschland
*
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I. EINLEITUNG
Koronare Herzerkrankungen sind eine der häufigsten
Todesursachen in den westlichen Industrieländern. Als
besonders gefährlich werden instabile (‚weiche’) Plaques angesehen, die an 80 bis 90% aller akuten Koronarereignisse beteiligt sind. Der kathetergestützte Intravaskuläre Ultraschall (IVUS) ist der derzeitige Goldstandard zur Beschreibung morphologischer Veränderungen der Koronargefäße, ermöglicht jedoch keine
eindeutige Differenzierung von stabilen und instabilen
Plaques. Letztere weisen im Vergleich zu kalzifizierten
Koronarplaques jedoch unterschiedliche mechanische
Eigenschaften auf, die mit der Methode der UltraschallElastographie visualisert werden können. Bei diesem
Verfahren wird das zu untersuchende Gewebe durch
Blutdruckschwankungen radial komprimiert und die
daraus resultierende Dehnung anhand mehrerer, bei
unterschiedlichen Kompressionszuständen aufgenommener Ultraschallbilder geschätzt. Es existieren verschiedene Algorithmen zur Elastographie mit Intravaskulärem Ultraschall [2, 3], die Verschiebung und
Dehnung des Gewebes in Richtung des Schallstrahls
durch Kreuzkorrelation schätzen. Die Kompression der
Gefäßwände erfolgt in axialer Richtung, ausgehend von
der Lumenmitte. Wenn der Schallwandler sich nicht in
der Mitte des Gefäßlumens befindet, erfolgt die Kompression nicht parallel zu den Schallstrahlen, was zu
systematischen Fehlern bei der Dehnungsschätzung
führt [3]. Die bei IVUS verwendeten Schallwandler
besitzen zirkulare Wandler-Arrays, eine Fokussierung
der Schallstrahlen erfolgt nach dem Prinzip der Synthetischen Apertur (SAFT). In dieser Arbeit wird ein modifiziertes Rekonstruktionsverfahren vorgestellt, das bei
exzentrischen Wandlerpositionen erlaubt, die Schallstrahlen in radialer Richtung, also parallel zur Kompression des Gewebes, zu rekonstruieren und die systematischen Fehler bei der Schätzung zu vermeiden. Zur Verifikation des Verfahrens werden Schallfeldsimulationen
durchgeführt, bei denen der Schallwandler an verschiedenen Positionen innerhalb eines zylindrischen Gefäßes
positioniert wird.
II. METHODEN
Für die Schätzung der Dehnungsverteilung werden
hochfrequente Ultraschalldaten verwendet, die vor und
nach einer Kompression des Gewebes aufgenommen
werden. Durch diese Kompression treten in den
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Echosignalen lokale Verschiebungen auf, die anhand
von Kreuzkorrelationsmethoden geschätzt werden können. Der Phasenverlauf der Kreuzkorrelation zweier
Signale weist an der Stelle des Betragsmaximums eine
Nullstelle auf, die iterativ mit dem Newton’schen Verfahren bestimmt werden kann. Die Dehnung wird aus
der Verschiebung durch Bildung der Ableitung berechnet.
Katheter
P2
Schallstrahl
C
M
R
Ko
ale
adi
mp
d
α
P1 ion d´
s
res
Lumen
Lumenmitte
Abb. 1: Fehler in der Verschiebungsschätzung aufgrund
des Winkels zwischen Schallstrahl und radialer Kompression
Bei Untersuchungen mit IVUS ist der Schallwandler
wie in Abb. 1 gezeigt oft exzentrisch innerhalb des Gefäßes positioniert. Wenn der Druck innerhalb des Lumens steigt, wird das (bei den folgenden Simulationen
als homogen angenommene) Gewebe komprimiert und
so radial verschoben. Die dabei geschätzte Verschiebung eines Gewebselementes d’ ist geringer als die tatsächliche Verschiebung d aufgrund des Winkels α zwischen der Richtung der Kompression und dem Ultraschallstrahl [3]. Nur wenn der Schallwandler in der Lumenmitte positioniert wird, tritt ein solcher systematischer Fehler nicht auf.
Fokussierung mit Synthetischer Apertur
Die verwendeten Schallwandler besitzen 64 auf dem
Katheterumfang (1.2 mm) angeordnete Arrayelemente.
Das zur Bildrekonstruktion verwendete Verfahren ist in
[1] beschrieben. Es handelt sich um ein multistatisches
Rekonstruktionsverfahren, bei dem eine Aperturbreite
von 14 Elementen gewählt wurde. Sende- und Empfangselemente werden anhand eines Multiplexers sukzessive umgeschaltet, es werden 64 ×14 = 896 verschiedene Signale aufgenommen, aus denen durch phasen-
richtige Überlagerung ein Ultraschallbild rekonstruiert
wird. Bei der hier vorliegenden Geometrie kann die
Position des Schallwandlers innerhalb des Lumens anhand des Ultraschallbildes durch Detektion der Gefäßkontur bestimmt werden. Mit Kenntnis dieser Position
können aus den unfokussierten Daten wie in Abb. 2
gezeigt Schallstrahlen in radialer Richtung rekonstruiert
werden.
Die Ergebnisse nach erfolgter Refokussierung der
Schallstrahlen sind in Abbildung 4 dargestellt. Die Dehnungsverteilung weist keinen winkelabhängigen Fehler
mehr auf. Der weiße Kreis in der Mitte deutet den Ursprung der Schallstrahlen an, die Katheterposition ist
weiterhin exzentrisch.
weich
y
C
α
P1
hart
γ
M
15 mm
β
Abb. 4: Korrigiertes B-Bild und Elastogramm eines simulierten Gefäßes bei einer 40% exzentrischen Katheterposition
x
III. DISKUSSION
Die Simulationen belegen, dass eine exzentrische Katheterposition bei der Abbildung der Dehnung mit IVUS
zu systematischen Fehlern führt. Es wurde gezeigt, dass
diese Fehler durch geeignete Refokussierung der Ultraschallsignale mit einem modifizierten SAFT-Ansatz
korrigiert werden können. Die Anwendbarkeit dieser
Methode zur Korrektur der Dehnungsabbildung In Vivo
muss jedoch im weiteren untersucht werden, da die Gefäßwände keine regelmäßigen Konturen aufweisen und
in ihren mechanischen Eigenschaften inhomogen sind.
Abb. 2 Geometrie der geänderten SAFT Rekonstruktion
Um einen von der Lumenmitte M ausgehenden radialen
Strahl zu rekonstruieren, muss für jeden Punkt die entsprechende Subapertur sowie der Abstand zum Kathetermittelpunkt bestimmt werden (Winkel α und Abstand CP1 ). Bei bekannter Katheterposition, bestimmt
durch den Winkel γ und den Abstand MC , können α
und CP1 durch einfache geometrische Berechnungen
ermittelt werden. Alle Signale der so bestimmten Apertur werden dann mit entsprechenden Laufzeitverzögerungen überlagert, was für jede Position des Schallstrahls durchgeführt wird.
LITERATURHINWEISE
[1]
ERGEBNISSE
Abbildung 3 zeigt das simulierte Ultraschallbild eines
homogenen Gefäßes sowie die zugehörige grauwertkodierte Dehnungsverteilung. Die Position des Schallwandlers ist durch einen weißen Kreis angedeutet. Die
geringere Dehnung bei 3 bzw. 9 Uhr wird durch den
zuvor beschriebenen geometrischen Fehler bei exzentrischer Katheterposition hervorgerufen.
[2]
[3]
weich
M. O'Donnell, M. J. Eberle, D. N. Stephens, J. L.
Litzza, K. San Vicente and B. M. Shapo, "Synthetic Phased Arrays for Intraluminal Imaging of Coronary Arteries", " IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec., Freq. Cont., Vol. 44, No.3, pp. 714-721,
1997
C. Perrey, G. Braeker, W. Bojara und H. Ermert,
„Ein Elastographie-System zur Charakterisierung
koronarer Plaques mit intravaskulärem Ultraschall“, Biomedizinische Technik, Band 46, Ergänzungsband 1, S. 66-67, 2001
C.L De Korte, E. I. Cespedes, and A. F. W. Van
der Steen, ” Influence of catheter position on
estimated strain in intravascular elastography”,
IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec., Freq. Cont.,
Vol. 46, No.3, pp. 616-625, 1999
Ein Beitrag aus dem Kompetenzzentrum Medizintechnik Ruhr (KMR), Bochum, gefördert vom BMBF, Aktenzeichen: 13N8079
hart
15 mm
Abb. 3: B-Bild und Elastogramm eines simulierten Gefäßes bei einer 40% exzentrischen Katheterposition.
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