DE19521856A1

DE19521856A1 - Verfahren zur Durchführung einer winkelunabhängigen Doppler-Analyse bei Ultraschallabbildung

Info

Publication number: DE19521856A1
Application number: DE19521856A
Authority: DE
Inventors: Varaz Shamirian; Zoran Banhanin
Original assignee: Siemens Medical Systems Inc
Current assignee: Siemens Medical Solutions USA Inc
Priority date: 1994-06-17
Filing date: 1995-06-16
Publication date: 1995-12-21
Anticipated expiration: 2015-06-17
Also published as: DE19521856C2; US5454372A; JPH08622A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Durchführung einer winkel unabhängigen Ultraschall-Doppler-Analyse

Bekanntlich ist bei aktuellen Ultraschall-Abbildungssystemen, die bei medizinischen An wendungen eingesetzt werden, eine spektrale Doppler-Betriebsart vorhanden, die zur Er fassung einer Blutströmung und zur Messung der Blutgeschwindigkeit in einem interessie renden Blutgefäß für den Einsatz bei der Diagnose von arteriellen und venösen Fehlfunk tionen benutzt wird. Bei solchen, derzeitigen Ultraschall-Abbildungssystemen wird die Blutströmungsgeschwindigkeit in einem interessierenden Blutgefäß unter Ausnutzung einer Doppler-Frequenzverschiebung gemessen, die beim Analysieren von Echosignalen, die aus einem interessierenden Bereich aus einer Empfangsstrahlrichtung empfangen werden, er halten wird. Bekanntlich ist jedoch die in dieser Weise gemessene Blutströmungsgeschwin digkeit von dem Winkel der Blutströmung bezüglich des Ultraschall-Sendestrahls abhängig. Die gemessene Blutströmungsgeschwindigkeit stellt folglich bei fehlender Information hin sichtlich des Blutströmungswinkels lediglich die Projektion der wahren Blutströmungsge schwindigkeit in der Richtung des Ultraschall-Sendestrahls dar. Zur Überwindung dieses Nachteils muß ein Benutzer eines Sonographen, den Ultraschall-Sendestrahl manuell zur Ausrichtung desselben mit der Richtung der Blutströmung in dem Blutgefäß einjustieren, um eine genauere Messung der Blutströmungsgeschwindigkeit zu erzielen. Dieses Ver fahren zur Messung der Blutströmungsgeschwindigkeit ist ersichtlich mühsam und bereitet Schwierigkeiten beim Einsatz bei wiederholten Messungen mit demselben Winkel.

Bekanntlich benötigt man zur Erfassung des Blutströmungswinkels Echos aus einem inte ressierenden Bereich aus mehr als einer Richtung. In der Vergangenheit wurden mehrere Vorschläge zur Lösung dieses Problems unter Einsatz von Mehrfach-Strahl-Konfiguratio nen unterbreitet. Jedoch erfordern die meisten dieser vorgeschlagenen Methoden mehrfache Sendestrahlen und mehrfache Empfangsstrahlen, die alle die Wandler-Funktionalität kom plizieren und daher für den praktischen Einsatz in einem Klinik-Bereich nicht geeignet sind. Diese Mehrfach-Strahl-Konfigurationen leiden auch unter dem zusätzlichen Problem, daß sie derart eingestellt werden müssen, daß sie dieselbe Region innerhalb eines Blutgefä ßes beschallen.

Eine weitere Methode ist in dem Aufsatz "Angle Independent Ultrasonic Detection of Blood Flow" von G.E. Trahey, J.W. Allison, und O.T. von Ramm, in "IEEE Trans. Biodem. Eng.", Band BME-34, Seiten 965-967, Dezember 1987, beschrieben. Diese Me thode basiert auf der Verfolgungsbewegung eines durch das Blut erzeugten Fleckmusters für die Erlangung einer Strömungsrichtungsinformation. Die Methode beruht auf einer zweidimensionalen Untersuchung eines Doppler-Bildes und ist daher rechenmäßig sehr in tensiv. Aus diesem Grund wird die Methode bei spektralen Doppler-Anwendungen als un geeignet angesehen.

Kürzlich wurde ein Vorschlag hinsichtlich einer weiteren Methode unterbreitet, die (a) das Beschallen eines Probenvolumens durch einen Sendestrahl und (b) das Erfassen von zwei Empfangsstrahlen aus zwei Winkeln enthält. Diese Methode ist in dem Aufsatz "Vector Doppler: Accurate Measurement of Blood Velocity in Two Diniensions" von J.R. Over beck, K.W. Brach und D.E. Strandness in "Ultrasound in Medicine and Biology", Band 18, Nr. 1, Seiten 19 bis 31, 1992, beschrieben. Bei dieser beschriebenen Methode wird ein erster Wandler zur Erzeugung eines Sendestrahls benutzt und ein zweiter und ein dritter Wandler, die auf beiden Seiten des ersten Wandlerelements angeordnet sind, werden zur Erfassung von Strahlen unter dem gleichen Winkel bezüglich des Sendestrahls eingesetzt. Diese Methode ist aufgrund ihrer Beschränkung auf eine spezielle Konfiguration nachteilig und arbeitet mit einer auf der Basis einer schnellen Fourier-Transformation arbeitenden mittleren Frequenzschätzungseinrichtung, die die offenbarte Methode ungenau oder kompliziert macht.

Schließlich wurde 1992 von P.J. Phillips von der Duke University eine weitere Methode vorgeschlagen, die (a) das Beschallen eines Probenvolumens durch einen Sendestrahl und (b) das Empfangen von zwei Empfangsstrahlen unter zwei Winkeln umfaßt. Bei dieser Me thode ist die Wandler-Apertur in zwei Unter-Aperturen unterteilt. Ein Sendestrahl wird bei einer Unter-Apertur erzeugt und ein Empfangsstrahl wird bei der gleichen Unter-Apertur erfaßt. Nachfolgend wird erneut ein Sendestrahl bei der gleichen Unter-Apertur erzeugt und ein Empfangsstrahl wird bei der anderen Unter-Apertur erfaßt.

Aus Vorstehendem erschließt sich, daß ein Bedürfnis nach einem Verfahren zur Bestim mung des Blutströmungswinkels bei Ultraschall-Abbildungssystem unter Benutzung des je weiligen Resultats zur Erzeugung von Anzeigen der Blutströmungsgeschwindigkeitsvertei lung bei spektralen Doppler-Betriebsart-Analysen besteht.

Das vorstehend angegebene Erfordernis wird bei Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung dadurch erfüllt, daß ein Verfahren zur Bestimmung des Blutströmungswinkels bei Ultraschall-Abbildungssystemen und zur Benutzung des jeweiligen Resultats zur Erzeugung von Anzeigen der Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung ausgehend von spektralen Doppler-Betriebsart-Analysen geschaffen wird.

Genauer gesagt stellt ein Ausführungsbeispiel gemäß einem ersten Gesichtspunkt der vor liegenden Erfindung ein Verfahren zur Erzeugung einer Anzeige der Blutströmungsge schwindigkeitsverteilung von Blut in einem Blutgefaß unter Einsatz eines Ultraschall-Abbil dungssystems dar, wobei das Verfahren die Schritte aufweist: (a) Aussenden eines akusti schen Strahls aus einer ersten, in einer Wandleranordnung befindlichen Unter-Apertur-An ordnung in eine interessierende Region in dem Blutgefäß, (b) Empfangen eines ersten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region mittels der ersten Unter-Apertur-Anordnung sowie eines zweiten, durch den akustischen Strahl er zeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch eine zweite Unter-Apertur-An ordnung, (c) Abschätzen bzw. Ermitteln einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echostrahl im wesentlichen parallel zu dem Schritt des Abschätzens oder Ermittelns einer zweiten mittleren Doppler-Frequenz aus dem zweiten Echostrahl, wobei bei beiden Abschätzungsschritten ein Autokorrelations-Algorithmus eingesetzt wird, (d) Abschätzen bzw. Ermitteln eines Blutströmungswinkels und einer Blutströmungsgeschwindigkeit in der interessierenden Region in dem Blutgefäß aus der ersten und der zweiten mittleren Dopp ler-Frequenz, (e) Bilden von Daten zur Erzeugung einer spektralen Doppler-Betriebsart- Anzeige, (f) Umwandeln der Daten zur Schaffung einer Blutströmungsgeschwindigkeitsver teilung, und (g) Anzeigen der Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung zusammen mit dem geschätzten Blutströmungswinkel.

Ein Ausführungsbeispiel gemäß einem zweiten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung stellt ein Verfahren zur Erzeugung einer Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilungsanzeige für Blut in einem Blutgefäß unter Benutzung eines Ultraschall-Abbildungssystems dar, das die Schritte aufweist: (a) Aussenden eines akustischen Strahls aus einer ersten, in einer Wandleranordnung befindlichen Unter-Apertur-Anordnung in eine interessierende Region in dem Blutgefäß, (b) Empfangen eines ersten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch die erste Unter-Apertur-Anordnung sowie eines zweiten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echosignals aus der interessie renden Region durch eine zweite Unter-Apertur-Anordnung, (c) Abschätzen bzw. Er mitteln einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echostrahl im wesentlichen parallel zu dem Schritt des Abschätzens oder Ermittelns einer zweiten mittleren Doppler- Frequenz aus dem zweiten Echostrahl, (d) Abschätzen bzw. Ermitteln eines Blutströmungs winkels in der interessierenden Region in dem Blutgefäß aus der ersten und der zweiten mittleren Doppler-Frequenz, (e) Aussenden eines zweiten akustischen Strahls aus der zwei ten Unter-Apertur-Anordnung in eine interessierende Region in dem Blutgefäß, (f) Emp fangen eines dritten, durch den zweiten akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch die zweite Unter-Apertur-Anordnung, (g) Abschätzen bzw. Ermitteln einer dritten mittleren Doppler-Frequenz aus dem dritten Echostrahl, (h) Ab schätzen bzw. Ermitteln eines zweiten Blutströmungswinkels in der interessierenden Re gion in dem Blutgefäß aus der ersten und der dritten mittleren Doppler-Frequenz, und (i) Vergleichen des ersten und des zweiten Blutströmungswinkels und Erzeugen eines Alarms, falls sich die Werte um mehr als eine vorbestimmte Größe unterscheiden.

Ein Ausführungsbeispiel gemäß einem dritten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung stellt ein Verfahren zur Erzeugung einer Anzeige der Blutströmungsgeschwindigkeitsvertei lung von Blut in einem Blutgefäß unter Einsatz eines Ultraschall-Abbildungssystems dar, das die Schritte aufweist: (a) Aussenden eines akustischen Strahls in eine interessierende Region in dem Blutgefaß durch eine Wandleranordnung, (b) Empfangen eines ersten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch eine erste Unter-Apertur-Anordnung sowie eines zweiten, durch den akustischen Strahl er zeugten Echosignals aus der interessierenden Region durch eine zweite Unter-Apertur-An ordnung, (c) Abschätzen bzw. Ermitteln einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echostrahl im wesentlichen parallel zu dem Schritt des Abschätzens oder Ermittelns einer zweiten mittleren Doppler-Frequenz aus dem zweiten Echostrahl, (d) Abschätzen bzw. Ermitteln eines Blutströmungswinkels in der interessierenden Region in dem Blutge fäß aus der ersten und der zweiten mittleren Doppler-Frequenz, (e) Bilden von Daten zur Erzeugung einer spektralen Doppler-Betriebsart-Anzeige, (f) Umwandeln der Daten zur Schaffung einer Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung, und (g) Anzeigen der Blutströ mungsgeschwindigkeitsverteilung zusammen mit dem geschätzten Blutströmungswinkel.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert.

Fig. 1 zeigt in bildlicher Darstellung eine Wandleranordnung für Geometrien des Sen de- und Empfangsstrahls, die zur Herstellung von Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung genutzt wird,

Fig. 2 zeigt als Blockschaltbild einen Datenempfangsabschnitt von Parallelverarbei tungskanälen, die in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ausge legt sind,

Fig. 3 zeigt ein Blockschaltbild von spektralen und Audio-Doppler-Parallelverarbei tungskanälen, die in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ausge legt sind,

Fig. 4 zeigt in bildlicher Darstellung eine Anzeige der Blutströmungsgeschwindig keitsverteilung, die in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung er zeugt wird, und

Fig. 5 zeigt in bildlicher Darstellung eine Wandleranordnung für Geometrien des Sen de- und Empfangsstrahls, die bei der Herstellung von alternativen Ausfüh rungsbeispielen der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden.

Fig. 1 zeigt in bildlicher Darstellung die Auslegung einer Wandleranordnung für Geometri en von Sende- und Empfangsstrahls, die zur Herstellung von Ausführungsbeispielen gemäß einem ersten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung in einem Ultraschall-Abbildungssy stem eingesetzt werden. Wie in Fig. 1 dargestellt ist, fließt durch ein Blutgefäß 200 Blut mit einer Geschwindigkeit V und einem Winkel Θ_i bezüglich eines Pfeils 10. In Überein stimmung mit einem ersten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung ist eine Wandleran ordnung 100 in zwei Unter-Aperturen bzw. Unter-Gruppen 110 und 120 unterteilt. Ein einzelner Sendestrahl wird durch die Unter-Apertur 120 erzeugt und Empfangsstrahlen werden durch die Unter-Aperturen 110 und 120 erfaßt. Die Unter-Apertur 110 empfängt Echos, die durch winkelmäßige Streuung verursacht werden, während die Unter-Apertur 120 Echos empfängt, die durch Rückstreuung verursacht werden.

Wie in Fig. 1 weiterhin gezeigt ist, sind die Mittelpunkte der Unter-Aperturen 110 und 120 mit einem vorbestimmten Abstand S voneinander entfernt, während R den Abstand zwischen dem Mittelpunkt der Unter-Apertur 120 und einem Probenvolumen in dem inter essierenden Blutgefäß bezeichnet. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel gemäß dem ersten Gesichtspunkt ist die Wandleranordnung 100 eine lineare phasengesteuerte Anord nung und in zwei gleiche Unter-Apertur-Anordnungen in einer dem Fachmann bekannten Weise unterteilt. Beispielsweise enthält bei einer Wandleranordnung mit 64 Elementen jede Unter-Apertur-Anordnung 32 Elemente. Weiterhin wird jede Unter-Apertur-Anordnung un abhängig gesteuert und fokussiert. Verfahren zum Unterteilen der Voll-Apertur-Wandler anordnung 100 in zwei gleiche Unter-Apertur-Anordnungen 110 und 120, die gesteuert, fokussiert und gleichzeitig empfangen können, sind dem Fachmann bekannt.

Jede der Unter-Apertur-Anordnungen 110 und 120 erzeugt strahlgeformte Hochfrequenzda ten auf einem separaten Kanal, und jeder der beiden Hochfrequenzkanäle wird dann als Eingang an einen in Fig. 2 gezeigten digitalen Empfänger 500 für die weitere Verarbeitung angelegt.

In Übereinstimmung mit dem bevorzugten Ausführungsbeispiel gemäß dem ersten Ge sichtspunkt der vorliegenden Erfindung werden die beiden empfangenen Strahlen im wesentlichen gleichzeitig parallel unter Benutzung zweier identischer Verarbeitungskanäle in dem System verarbeitet. Fig. 2 zeigt ein Blockschaltbild eines Datenempfängers 500, der Hochfrequenzdaten vom Empfangsstrahl 1 (Unter-Apertur 110) über Leitungen 300 sowie Hochfrequenzdaten vom Empfangsstrahl 2 (Unter-Apertur 120) über Leitungen 310 empfängt. Die Hochfrequenzdaten 1 werden als Eingangssignale an Mischer 301 und 302 zur Übertragung der Hochfrequenzdaten in das Basisband für die Erzeugung von In-Phase und Quadratur-Komponenten (Quer-Komponenten) der Daten (allgemein als I-Q-Kom ponenten bezeichnet) in dem Fachmann bekannter Weise angelegt. Nachfolgend werden die Ausgangssignale der Mischer 301 und 302 an Tiefpaßfilter 303 bzw. 304 für die Beseiti gung der Bildfrequenz angelegt. Anschließend werden die Ausgangssignale der Tiefpaßfil ter 303 und 304 als Eingangssignale an Dezimatoren (Dezimiereinrichtungen) 305 und 306 für die Verringerung der Abtastrate um einen ganzzahligen Faktor angelegt. Allerdings kann es in manchen Fällen, beispielsweise im Fall eines dünnen Blutgefäßes mit einem kleinen Abtastvolumen, nicht erforderlich sein, die Daten zu verringern, da die Anzahl von Abtastungen klein ist. Nachfolgend werden die Ausgangssignale der Dezimatoren 305 und 306 als Eingangssignale an Bereichsgatter bzw. Entfernungsfenster 307 bzw. 308 für die Auswahl der interessierenden Region in einer dem Fachmann bekannten Weise angelegt.

Die Ausgangssignale der Entfernungsfenster 307 und 308 sind bekanntlich bereichsgesteuerte I1 bzw. Q1, das heißt die In-Phase- und Quadratur-Komponenten der Daten. Schließlich werden die bereichsgesteuerten I1 und Q1 als Eingangssignale an Akkumulatoren 401 und 402 eines in Fig. 3 dargestellten Überwachungsprozessors 600 angelegt. Wie in Fig. 2 weiterhin gezeigt ist, werden die Hochfrequenzdaten 2 in der gleichen Weise wie die Hochfrequenzdaten 1 verarbeitet.

Wie in Fig. 3 dargestellt ist, werden I1, Q1, I2 und Q2 jeweils in den Akkumulatoren 401 bis 404 aufsummiert. Die Akkumulatoren 401 bis 404 verringern die Datenrate bis hin unter zu der Pulswiederholrate. Bekanntlich repräsentiert die Pulswiederholrate (prf = pul se repetition rate) die Rate, mit der die Wandleranordnung zum Senden angeregt werden kann (1/prf stellt die Zeitdauer dar, die ein Impuls für das Wandern vom Wandler zu einer interessierenden Region und für eine Reflexion an dieser für ein Zurücklaufen zu dem Wandler benötigt), und bestimmt als Folge des Nyquist-Theorems die höchste Geschwin digkeit, die ohne Fehler bzw. Artefakte gemessen werden kann.

Die Ausgangssignale der Akkumulatoren (Summierer) 401 bis 404 werden dann als Ein gangssignale an den digitalen Signalprozessor 600 (DSP 600) für die Analyse angelegt. In Fig. 3 stellen die Blöcke innerhalb des Signalprozessors Funktionen dar, die durch im Sig nalprozessor 600 ablaufende Software ausgeführt werden. Wie in Fig. 3 dargestellt ist, werden die aufsummierten Werte der bereichsunterteilten I1, Q1, I2 und Q2 jeweils als Eingangssignale an Wandfilter 410 bis 413 angelegt, in denen die Daten in bekannter Wei se zur Beseitigung einer Reflexion von den Gefäßwänden wandgefiltert werden. Wie in Fig. 3 weiter dargestellt ist, werden die wandgefilterten Signale I und Q für jeden Signal kanal an Schätzeinrichtungen 420 bzw. 421 für die Schätzung der mittleren Frequenz wei tergeleitet, die auf der Autokorrelation sowie auf Wechselstrom-Grundlage basieren und zur Bestimmung der mittleren Doppler-Frequenz jedes Empfangsstrahls dienen. Der Algorithmus, der bei den Autokorrelations-basierten Schätzeinrichtungen 420 und 421 eingesetzt wird, wird nachstehend in Einzelheiten beschrieben.

Die mittleren Doppler-Frequenz-Schätzungen, die von den Wechselstrom-basierten Schätz einrichtungen 420 und 421 für die mittlere Frequenz abgegeben werden, werden an eine System-Zentraleinheit (CPU) 460 als Eingangssignale angelegt, in der in Verbindung mit vorbestimmten Abtastgeometrie-Parametern der geschätzte Blutströmungswinkel in dem Blutgefäß 200 bestimmt wird. Der geschätzte Blutströmungswinkel wird zur Festlegung einer Schätzung der Größe der Blutströmungsgeschwindigkeit im Blutgefäß 200 benutzt. Auch wenn die Bestimmung des geschätzten Blutströmungswinkels vorzugsweise in der Sy stem-Zentraleinheit 460 aufgrund der Notwendigkeit, Sinus-, Cosinus- und Umkehrsinus- Funktionen benutzen zu müssen, durchgeführt wird, ist die vorliegende Erfindung hierauf nicht beschränkt. Tatsächlich könnten die Berechnungen auch durch jeden beliebigen ge eigneten Prozessor durchgeführt werden.

Die System-Zentraleinheit 460 "kennt" die Geometrie der Abtastung, das heißt die R- und S-Parameterwerte, den Winkel zwischen den beiden Empfangsstrahlen und den Sende strählwinkel, da die System-Zentraleinheit 460 diese Daten erzeugte.

Wie in Fig. 3 dargestellt ist, werden Daten von der Unter-Apertur 120 an eine auf schnel ler Fourier-Transformation basierende spektrale Berechnungseinrichtung 430 und an eine Audio-Verarbeitungseinrichtung 470 angelegt. Bekanntlich analysiert die FFT-basierte spektrale Berechnungseinrichtung 430 die abgetasteten Daten zur Bildung von Daten, die als Eingangssignale an eine spektrale Post- bzw. Nachverarbeitungseinrichtung 440 ange legt werden. Die spektrale Nachverarbeitungseinrichtung 440 ist eine Einrichtung, die be kanntlich zur Erzeugung von Daten dient, die zur Erzeugung einer spektralen Doppler- Modus-Anzeige (Doppler-Betriebsart-Anzeige) eingesetzt werden. Die spektrale Nachverar beitungseinrichtung 440 entfernt beispielsweise Rauschen, glättet das Bild, führt eine Schwarzpunktauffüllung durch usw. Das Ausgangssignal der spektralen Nachverarbei tungseinrichtung 440 wird zusammen mit dem geschätzten Blutströmungswinkel und der geschätzten Blutströmungsgeschwindigkeit, die von der System-Zentraleinheit 460 zuge führt werden, an eine Anzeigeeinrichtung 450 angelegt. Als Reaktion hierauf erzeugt die Anzeigeeinrichtung 450 eine Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung. Zusätzlich erzeugt die Audio-Verarbeitungseinrichtung 470 ein Audio-Ausgangssignal, das an Stereo-Laut sprecher 480 angelegt wird. Bekanntlich trennt die Audio-Verarbeitungseinrichtung 470 Vorwärtsströmungen und Rückwärtsströmungen aus I2 und Q2 und legt an den rechten Ka nal ein Vorwärtsströmungssignal mit der Pulswiederholrate prf sowie an den linken Kanal ein Rückströmungssignal mit der Pulswiederholungsrate prf an.

Nachstehend wird das Verfahren beschrieben, das zur Bestimmung des Strömungswinkels und der Geschwindigkeitsgröße unter Benutzung der mittleren Doppler-Frequenz-Schätzun gen f_d1 und f_d2 eingesetzt wird. f_d1 und f_d2 sind folgendermaßen gegeben:

f_d2 = 2|V|cos(Θ_i + Θ_t)f_o/c (1)

f_d1 = |V|[cos(Θ_i + Θ_t) + cos(Θ_i + Θ_t + Θ_a)]f_o/c (2)

Hierbei bezeichnet f_o die Sendefrequenz, c die Schallgeschwindigkeit, |V| die Größe der Strömungsgeschwindigkeit und Θ_i den Winkel der Blutströmung bezüglich des in Fig. 1 gezeigten Pfeils 10. Der Sende- und Empfangsstrahl der Unter-Apertur 120 treten mit einem Winkel Θ_t bezüglich des in Fig. 1 gezeigten Pfeils 20 auf und Θ_a bezeichnet den Winkel zwischen den beiden in Fig. 1 dargestellten Empfangsstrahlen. Θ_a läßt sich folgen dermaßen ausdrücken:

Θ_a = sin^-1 [Scos(Θ_t)/(R² + S² + 2RSsin(Θ_t))^1/2] (3)

Hierbei bezeichnet S die Abstände zwischen den Mittelpunkten der in Fig. 1 dargestellten Unter-Apertur-Anordnungen 110 und 120, und R bezeichnet den Entfernungsabstand von dem Mittelpunkt der Unter-Apertur 120 und dem Probenvolumen im Blutgefäß 200. Die Gleichungen (1) und (2) werden zur Erzielung des Blutströmungswinkels Θ_i und der Ge schwindigkeitsgröße |V| gelöst, die sich folgendermaßen darstellen lassen:

Θ_i = tan^-1 [(1 + cos(Θ_a) - 2f_d1/f_d2)/sin(Θ_a)] - Θ_t (4)

|V| = (f_d2c)/(2f_o cos(Θ_i + Θ_t)) (5)

In Gleichung (4) gehen die Vorzeichen von f_d1 und f_d2 während der Division von f_d1/f_d2 verloren. Folglich ist die Gleichung (4) lediglich für f_d2 < 0 gültig, das heißt für 180° aus dem möglichen 360°-Strömungsbereich. Der korrigierte Winkel, das heißt die Schätzung für die Strömungsrichtung, die für den gesamten 360°-Bereich gültig ist, ist folgenderma ßen gegeben:

Es sind allerdings vier Fälle zu betrachten. Im Fall 1, bei dem die Blutströmungsrichtung nicht rechtwinklig oder nahezu rechtwinklig zu einem der beiden Empfangsstrahlen ver läuft, kann die Richtung der Blutströmung unter Benutzung der Gleichung (6) bestimmt werden. Im Fall 2, bei dem beide Größen abs(f_d1) und abs(f_d2) Null sind oder unterhalb ei ner vom Benutzer definierten Frequenzschwelle liegen, kann angenommen werden, daß die wahre Doppler-Frequenzverschiebung Null ist und daß kein Winkel berechnet werden muß.

Im Fall 3, bei dem die Schätzung f_d2 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine vom Benutzer definierte Frequenzschwelle, und abs(f_d1) größer ist als die vom Benutzer defi nierte Frequenzschwelle, ist die Richtung der Blutströmung folgendermaßen gegeben:

Im Fall 4, bei dem die Schätzung f_d1 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine vom Benutzer definierte Frequenzschwelle, und abs(f_d2) größer ist als die vorstehend erwähnte, vom Benutzer definierte Frequenzschwelle, ist die Richtung der Blutströmung folgender maßen gegeben:

Die Genauigkeit der vorstehend angegebenen Berechnung hängt hauptsächlich von der Qualität der Schätzeinrichtung für die mittlere Doppler-Frequenz ab. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird ein Autokorrelations-basierter Algorithmus zur Bildung von Schätzungen für die mittlere Doppler-Frequenz fest aus der ersten Phasenverschiebung (mittlerer Zeitabstand) der komplexen Autokorrelation benutzt. Der Realteil und der Imagi närteil der Autokorrelation der ersten Phasenverschiebung sind jeweils folgendermaßen ge geben:

Hierbei gehen die Summen von n = 2 bis zu n = M (M ist die Anzahl von aufsummierten Abtastwerten I(n) und Q(n)), und I(n) und Q(n) bezeichnen die n-ten Abtastwerte der I- und Q-Komponenten für jeden Kanal. Wie vorstehend erläutert, liegen die Abtastwerte auf grund der Verringerung und Aufsummierung bei der Pulswiederholrate. f_est wird folgender maßen erhalten:

f_est = (1/2π)tan^-1(X/Y) (10)

Fig. 4 zeigt in bildlicher Darstellung eine Anzeige der Blutströmungsgeschwindigkeitsver teilung, die in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung erzeugt wird. Wie in Fig. 2 dargestellt ist, wird der Blutströmungswinkel angezeigt und die graphische Darstellung ist hinsichtlich der Geschwindigkeit skaliert. In weiterer Übereinstimmung mit der vorlie genden Erfindung erhält der Benutzer eine Warnung jedesmal dann, wenn die Geometrie der Blutströmung und der Wandleranordnung derart ist, daß die Messungen der Geschwin digkeit ungenau würden. Beispielsweise könnten ungenaue Messungen auftreten, wenn (Θ_i + Θ_t), das heißt der Doppler-Winkel (der Winkel zwischen dem Sendestrahl und der Rich tung der Blutströmung), einen vorbestimmten Schwellenwert überschreitet. Folglich wird in Übereinstimmung mit den bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung eine solche Warnung jedesmal dann erzeugt, wenn Θ_i + Θ_t beispielsweise 70° über schreiten, oder jedesmal dann, wenn Θ_a, das heißt der Winkel zwischen den beiden Emp fangsstrahlen, unter einen vorbestimmten Schwellenwert absinkt, der vom Benutzer de finiert sein kann.

Aus Fig. 3 ist ersichtlich, daß die Anzeige der Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung unter Einsatz der Unter-Apertur 120 erzeugt wird. Auch wenn dies zu einem Auflösungs verlust führen kann, ist dieser Auflösungsverlust für diese Anzeige akzeptabel. Allerdings werden bei weiteren Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung die Daten, die als Eingangssignale für die spektrale Berechnung 430 auf der Basis schneller Fourier-Transfor mation benutzt werden, aus Echos erhalten, die von Sendestrahlen unter Einsatz der Voll- Apertur-Wandleranordnung 1000 erhalten werden. Bei diesem Ausführungsbeispiel werden der geschätzte Blutströmungswinkel und die geschätzte Blutgeschwindigkeit in Intervallen erhalten und die unter Benutzung der Unter-Aperturen 110 und 120 gebildeten Werte werden zur Erzeugung der Anzeigedaten für die Verteilung der Blutströmungsgeschwindig keit, die unter Einsatz der Voll-Apertur-Anordnung erhalten wurden, während dieser Intervalle benutzt. Die Zeit zwischen den Intervallen kann durch den Benutzer zur Bildung kleinerer oder größerer Intervalle in Abhängigkeit davon, ob die Blutströmungsgeschwin digkeit höher oder niedriger ist, eingestellt werden.

Gemäß einem zweiten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung wird eine Schätzung des Blutströmungswinkels und der Blutströmungsgeschwindigkeit unter Einsatz zweier Metho den getroffen. Bei der ersten Methode erfolgt eine Schätzung in der vorstehend beschriebe nen Weise. Bei der zweiten Methode wird eine Schätzung dadurch getroffen, daß ein Sendestrahl von der Unter-Apertur 110 (anstelle von der Unter-Apertur 120) erzeugt wird und Empfangsstrahlen durch die Unter-Aperturen 110 und 120 erfaßt werden. Bei der zweiten Methode sind die mittleren Doppler-Frequenz-Schätzungen f′_d1 und f′_d2 folgender maßen gegeben:

f′_d1 = 2|V|cos (Θ_i + Θ_t + Θ_a)f_o/c (11)
f′_d2 = |V|[cos(Θ_i + Θ_t) + cos(Θ_i + Θ_t + Θ_a)]f_o/c (12)

Aus den Gleichungen (2) und (12) ist ersichtlich, daß f′_d2 = f_d1 ist. Jedoch ist bei diesem zweiten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung Θ_a durch die Gleichung (3) gegeben und Θ_i ist folgendermaßen gegeben:

Θ_i = tan^-1 [(f′_d1/f_d2 - sin(Θ_a))/cos(Θ_a)] - Θ_t (13)

|V| ist folgendermaßen gegeben:

|V| = (f′_d1c)/(2f_o cos(Θ_i + Θ_t + Θ_a)) (14)

Es ist anzumerken, daß bei den Gleichungen (13) und (14) f′_d1, das durch die zweite Me thode erhalten wird, und f_d2, das durch die erste Methode erhalten wird, benutzt werden. Es ist davon auszugehen, daß Werte, die unter Benutzung der Gleichungen (13) und (14) erhalten wurden, jedesmal dann, wenn Θ_a, das heißt der Winkel zwischen den beiden Empfangsstrahlen klein ist, genauer sind als die Werte, die unter Benutzung der ersten Methode und der Gleichungen (4) und (5) erhalten wurden. Gemäß diesem zweiten Ge sichtspunkt der vorliegenden Erfindung werden die Schätzungen für den Blutströmungswin kel und die Blutströmungsgeschwindigkeit, die in Übereinstimmung mit den beiden Me thoden, das heißt den Gleichungen (4) und (5) bei der ersten Methode, und den Glei chungen (13) und (14) bei der zweiten Methode, erzeugt wurden, in der System-Zentral einheit 460 verglichen. Falls die Schätzungen um eine vorbestimmte Größe voneinander weichen, wird eine Warnung an den Benutzer abgegeben, daß die Schätzung der Blutge schwindigkeit ungenau sein kann. Diese Ungenauigkeit kann beispielsweise durch eine Umkehrung der Blutströmungsrichtung bedingt sein.

Wie vorstehend unter Bezugnahme auf den ersten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfin dung erläutert wurde, ist ein korrigierter Winkel Θ_icorr, das heißt die für die gesamten 360° gültige Schätzung der Strömungsrichtung folgendermaßen gegeben:

Jedoch sind auch hier wieder vier Fälle zu betrachten. Im Fall 1, bei dem die Richtung der Blutströmung nicht rechtwinklig oder nahezu rechtwinklig zu einem der beiden Empfangs strahlen verläuft, kann die Richtung der Blutströmung unter Benutzung der Gleichung (6) bestimmt werden. Im Fall 2, bei dem beide Größen abs(f′_d1) und abs(f_d2) Null sind oder unterhalb einer vom Benutzer definierten Frequenzschwelle liegen, kann davon ausgegan gen werden, daß die wahre Doppler-Frequenzverschiebung Null ist und daß kein Winkel berechnet werden muß.

Im Fall 3, bei dem die Schätzung f_d2 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine vom Benutzer definierte Frequenzschwelle, und abs(f′_d1) größer ist als eine vom Benutzer de finierte Frequenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:

Im Fall 4, bei dem die Schätzung f′_d1 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine be nutzerdefinierte Frequenzschwelle, und abs(f_d2) größer ist als die vorstehend erwähnte be nutzerdefinierte Frequenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:

Es ist anzumerken, daß in Übereinstimmung mit dem ersten Gesichtspunkt der vorliegen den Erfindung ein Doppler-Modus mit einem B-Modus verschachtelt sein kann, was allge mein als Duplex-Modus bezeichnet wird. Im Duplex-Modus wird ein erstes Intervall für den Doppler-Modus und ein zweites Intervall für den B-Modus benutzt usw. In Überein stimmung mit dem zweiten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung kann eine Ver schachtelung benutzt werden, bei der ein erstes Intervall für Doppler gemäß der ersten Methode benutzt wird, ein zweites Intervall für Doppler gemäß der zweiten Methode ein gesetzt wird, und ein drittes Intervall für den B-Modus benutzt wird. In Übereinstimmung mit einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist das zweite In tervall kürzer als das erste Intervall. Es ist leicht verständlich, daß die Ausführungsbeispie le der vorliegenden Erfindung nicht auf die angegebene Verschachtelung beschränkt sind und daß andere Arten der Verschachtelung benutzt werden können, bei denen beispiels weise die zweite Methode nicht nur bei kürzeren Intervallen, sondern nicht stets einem die erste Methode benutzenden Doppler-Intervall folgend eingesetzt werden kann. Es ist weiter anzumerken, daß während Doppler-Intervallen, bei denen die zweite Methode eingesetzt wird, Daten für eine spektrale Doppler-Verarbeitung, wie sie bei dem in Fig. 3 dargestell ten Ausführungsbeispiel durchgeführt wird, nicht zur Verfügung stehen. Dies liegt daran, daß der Sendestrahl von der Unter-Apertur 120 zur Unter-Apertur 110 umgeschaltet ist. Dem kann jedoch dadurch Rechnung getragen werden, daß der Empfangsstrahl bei der Unter-Apertur 110 zur Bereitstellung von Daten für die spektrale Doppler-Analyse benutzt wird.

Fig. 5 zeigt in bildlicher Darstellung eine Ausgestaltung der Wandleranordnung für Sende- und Empfangsstrahlgeometrien, die zur Herstellung bzw. Schaffung von Ausführungsbei spielen in Übereinstimmung mit einem dritten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden. Wie in Fig. 5 dargestellt ist, fließt durch ein Blutgefäß 200 Blut mit einer Geschwindigkeit V und einem Winkel Θ_i bezüglich des Pfeils 10. In Übereinstim mung mit diesem Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung ist der Wandler 1000 in zwei Unter-Aperturen 1110 und 1120 unterteilt. Ein Sendestrahl wird unter Benutzung der ge samten Wandleranordnung 1000 erzeugt und Empfangsstrahlen werden durch die Unter- Aperturen 110 und 120 (beziehungsweise 1110 und 1120) erfaßt. Wie in Fig. 5 weiterhin dargestellt ist, sind die Mittelpunkte der Unter-Aperturen 1110 und 1120 um einen vorbe stimmten Abstand S voneinander getrennt, während R den Abstand zwischen dem Mittel punkt der Wandleranordnung 1000 und einem Probenvolumen in dem interessierenden Blutgefäß bezeichnet. Die Verarbeitung der Empfangsstrahldaten ist gleichartig wie die jenige, die in den Fig. 2 und 3 gezeigt ist, mit der Ausnahme, daß die Gleichungen fol gendermaßen gelöst werden.

f_d2 = |V|[cos (Θ_i + Θ_t) + cos (Θ_i + Θ_t + Θ₂]f_o/c (18)

f_d1 = |V|[cos(Θ_i+ Θ_t) + cos(Θ_i+ Θ_t + Θ₁)]f_o/c (19)

Hierbei bezeichnet f_o die Sendefrequenz, c die Schallgeschwindigkeit und |V| die Größe der Strömungsgeschwindigkeit. Die Strömung befindet sich in einem Winkel Θ_i bezüglich des in Fig. 5 gezeigten Pfeils 10, während der Empfangsstrahl der Unter-Apertur 120 in einem Winkel Θ₂ bezüglich des in Fig. 5 gezeigten Pfeils 15 auftritt. Der Empfangsstrahl der Unter-Apertur 110 tritt in einem Winkel Θ₁ bezüglich des in Fig. 5 dargestellten Pfeils 15 auf und der Sendestrahl der Wandleranordnung 1000 tritt in einem Winkel Θ_t bezüglich eines in Fig. 5 dargestellten Pfeils 17 auf. Der Blutströmungswinkel Θ_i und die Geschwin digkeitsgröße |V| lassen sich folgendermaßen ausdrücken:

Wie vorstehend unter Bezugnahme auf den ersten und den zweiten Gesichtspunkt der vor liegenden Erfindung diskutiert wurde, ist ein korrigierter Winkel Θ_icorr, das heißt die für die gesamten 360° gültige Schätzung der Strömungsrichtung, folgendermaßen gegeben:

Auch hier sind wieder vier Fälle zu betrachten. Im Fall 1, bei dem die Richtung der Blutströmung nicht rechtwinklig oder nahezu rechtwinklig zu einem der beiden Empfangs strahlen verläuft, kann die Blutströmungsrichtung unter Benutzung der Gleichung (6) bestimmt werden. Im Fall 2, bei dem sowohl abs(f_d1) und abs(f_d2) Null sind oder unterhalb einer benutzerdefinierten Frequenzschwelle liegen, kann angenommen werden, daß die wahre Doppler-Frequenzverschiebung Null ist und daß kein Winkel berechnet werden muß.

Im Fall 3, bei dem die Schätzung f_d2 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine benut zerdefinierte Frequenzschwelle, und abs(f_d1) größer ist als eine benutzerdefinierte Fre quenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:

Im Fall 4, bei dem die Schätzung f_d1 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine benut zerdefinierte Frequenzschwelle, und abs(f_d2) größer ist als die vorstehend angegebene, benutzerdefinierte Frequenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:

Der Rest der Verarbeitung zur Bildung der Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung und der Anzeige des Blutströmungswinkels laufen in gleichartiger Weise wie zuvor unter Be zugnahme auf das in den Fig. 1 bis 4 gezeigte Ausführungsbeispiel beschrieben, ab.

Im Rahmen der Erfindung liegen auch alle möglichen Modifikationen. Zum Beispiel wer den bei alternativen Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung während Inter vallen, bei denen ein Voll-Apertur-Wandler in zwei Unter-Aperturen für die Erzeugung einer Winkelschätzung unterteilt ist, Daten für eine spektrale und Audio-Doppler-Ver arbeitung von der lediglich empfangenen Unter-Apertur, das heißt von der Unter-Apertur, die den Strahl nicht aussendet, erhalten. Dieses alternative Ausführungsbeispiel ist dahinge hend vorteilhaft, daß die Daten, die für die spektrale Doppler-Verarbeitung erhalten wer den, ähnlich sind wie diejenigen bei einem Dopplermodus mit kontinuierlichem Signal (CW = continuous wave), bei dem die Sende- und Empfangswandler unterschiedlich sind. Es ist leicht verständlich, daß dieses alternative Ausführungsbeispiel dadurch hergestellt werden kann, daß die Eingänge der FFT-basierenden spektralen Berechnung 430 und der Audio-Verarbeitung 470 in Fig. 3 von den Wandfiltern 412 und 413 auf die Wandfilter 410 und 411 umgeschaltet werden. Selbstverständlich kann der Einsatz eines Schalters die Umschaltung zwischen Ausführungsformen erleichtern, bei denen die Daten, die für die spektrale und Audio-Doppler-Verarbeitung erhalten werden, von der Sende- und Emp fangs-Unter-Apertur oder von der lediglich empfangenden Unter-Apertur erhalten werden.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung einer Anzeige der Verteilung der Blutströmungsge schwindigkeit von Blut in einem Blutgefäß unter Einsatz eines Ultraschall-Abbildungsge räts, mit den Schritten:
Aussenden eines akustischen Strahls aus einer ersten Unter-Apertur-Anordnung in einer Wandleranordnung (100; 1000) in eine interessierende Region in dem Blutgefäß (200),
Empfangen eines ersten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch die erste Unter-Apertur-Anordnung, und eines zwei ten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch eine zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Abschätzen einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echostrahl im wesentlichen parallel mit dem Schritt der Schätzung einer zweiten mittleren Doppler- Frequenz aus dem zweiten Echostrahl,
Schätzen eines Blutströmungswinkels und einer Blutströmungsgeschwindigkeit in der interessierenden Region in dem Blutgefäß unter Benutzung der ersten und der zwei ten mittleren Doppler-Frequenz,
Bilden von Daten zur Erzielung einer spektralen Doppler-Modus-Anzeige,
Umwandeln der Daten zur Erzeugung einer Blutströmungsgeschwindigkeitsver teilung, und
Anzeigen der Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung zusammen mit der Schätzung des Blutströmungswinkels.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß bei bei den Schätzschritten ein Autokorrelations-Algorithmus eingesetzt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt der Bildung von Daten zur Erzielung einer spektralen Doppler-Anzeige den Schritt der Benutzung von Daten, die aus dem ersten Echostrahl erhalten wurden, beinhal tet.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, daß der Schritt der Bildung von Daten zur Erzeugung einer spektralen Doppler-Anzeige den Schritt des Aussendens eines akustischen Strahls in die interessieren de Region in dem Blutgefäß durch die gesamte Wandleranordnung beinhaltet.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeich net durch den Schritt der Erzeugung einer Warnung, wenn der Schätzwert des Blutströ mungswinkels relativ zu dem ausgesendeten akustischen Strahl einen vorbestimmten Wert überschreitet.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeich net durch den Schritt der Bildung von Daten für die Erzielung eines hörbaren Ausgangs signals für Vorwärts- und Rückwärts-Blutströmung.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt der Bildung von Daten für die Erzeugung eines hörbaren Ausgangssignals den Schritt der Benutzung von Daten, die aus dem ersten Echosignal erhalten wurden, beinhal tet.

8. Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt der Bildung von Daten zur Erzielung eines hörbaren Ausgangssignals den Schritt des Aussendens eines akustischen Strahls in die interessierende Richtung im Blut gefäß durch die gesamte Wandleranordnung enthält.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, daß die Schätzschritte den Schritt der Verringerung der Datenrate auf die Pulswiederholrate der Wandleranordnung beinhaltet.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt der Verringerung die Schritte der Dezimierung und Aufsummierung enthält.

11. Verfahren zur Erzeugung einer Anzeige der Verteilung einer Blutströ mungsgeschwindigkeit von Blut in einem Blutgefäß unter Einsatz eines Ultraschall-Abbil dungsgeräts, mit den Schritten:
Aussenden eines akustischen Strahls in eine interessierende Region in dem Blut gefäß (200) aus einer ersten Unter-Apertur-Anordnung in einer Wandleranordnung (100; 1000),
Empfangen eines ersten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch die erste Unter-Apertur-Anordnung, und eines zwei ten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch eine zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Schätzen einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echostrahl im wesentlichen gleichzeitig mit dem Schritt des Schätzens einer zweiten mittleren Doppler- Frequenz aus dem zweiten Echostrahl,
Schätzen eines ersten Blutströmungswinkels in der interessierenden Region in dem Blutgefäß aus der ersten und der zweiten mittleren Doppler-Frequenz,
Senden eines zweiten akustischen Strahls in eine interessierende Region in dem Blutgefäß durch die zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Empfangen eines dritten, durch den zweiten akustischen Strahl erzeugten Echo strahls aus der interessierenden Region durch die zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Schätzen einer dritten mittleren Doppler-Frequenz aus dem dritten Echostrahl,
Schätzen eines zweiten Blutströmungswinkels in der interessierenden Region in dem Blutgefäß anhand der ersten und der dritten mittleren Doppler-Frequenz und
Vergleichen des ersten und des zweiten Blutströmungswinkels und Erzeugen ei ner Warnung, falls sich die Werte um mehr als eine vorbestimmte Größe unterscheiden.

12. Verfahren zur Erzeugung einer Anzeige einer Blutströmungsgeschwindig keitsverteilung von Blut in einem Blutgefäß (200) unter Einsatz eines Ultraschall-Ab bildungsgeräts, mit den Schritten
Senden eines akustischen Signals in eine interessierende Region in dem Blutge fäß durch eine Wandleranordnung (100, 1000),
Empfangen eines ersten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Region durch eine erste Unter-Apertur-Anordnung, und eines zweiten, durch den akustischen Strahl erzeugten Echostrahls aus der interessierenden Re gion durch eine zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Schätzen einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echostrahl im wesentlichen parallel mit dem Schritt des Schätzens einer zweiten mittleren Doppler-Fre quenz aus dem zweiten Echostrahl,
Schätzen einer Blutströmung und einer Blutströmungsgeschwindigkeit in der in teressierenden Region in dem Blutgefäß anhand der ersten und der zweiten mittleren Doppler-Frequenz,
Bilden von Daten zur Erzeugung einer spektralen Doppler-Modus-Anzeige,
Umwandeln der Daten zur Erzeugung einer Blutströmungsgeschwindigkeitsver teilung und
Anzeigen der Blutströmungsgeschwindigkeitsverteilung zusammen mit der Schätzung des Blutströmungswinkels.

13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch ge kennzeichnet, daß die erste und die zweite Unter-Apertur-Anordnung die gleiche Größe besitzen.