DE19521856C2 - Verfahren zur Durchführung einer winkelunabhängigen Doppler-Analyse bei Ultraschallabbildung - Google Patents
Verfahren zur Durchführung einer winkelunabhängigen Doppler-Analyse bei UltraschallabbildungInfo
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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-Konfigurationen
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 Dimensions" 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 der US 5 231 573 ist ein Verfahren nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 bekannt.
Aus der US 4 972 838 ist ein Ultraschallgerät bekannt, bei dem die Doppler-
Abweichungsfrequenz ermittelt wird und aus der ermittelten Doppler-
Abweichungsfrequenz Blutströmungsgeschwindigkeitsdaten berechnet werden.
Aus der US 4 265 126 ist ein Verfahren zur Messung der wahren Blutgeschwindigkeit
unter Ermittlung eines Strömungsvektors bekannt, bei dem Ultraschallimpulse von
zentralen Wandlerelementen ausgesandt und Echo-Signale durch seitlich angeordnete
Wandler-Untergruppen empfangen werden.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Bestimmung des
Blutströmungswinkels bei Ultraschall-Abbildungssystemen unter Benutzung des
jeweiligen Resultats zum Erzeugen einer Anzeige des Blutströmungs
geschwindigkeitsverlaufs bei spektralen Doppler-Betriebsart-Analysen anzugeben.
Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren nach Anspruch 1.
Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
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 θi 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 Reflektion 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 Reflektion 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
strahlwinkel, 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 fd1 und fd2 eingesetzt wird. fd1 und fd2 sind folgendermaßen gegeben:
fd2 = 2|V|cos(Θi + Θt)fo/c (1)
fd1 = |V|[cos(Θi + Θt) + cos(Θi + Θt + Θa))fo/c (2)
Hierbei bezeichnet fo die Sendefrequenz, c die Schallgeschwindigkeit, |V| die Größe der
Strömungsgeschwindigkeit und θi den Winkel der Blutströmung bezüglich des in Fig. 1
gezeigten Pfeils 10. Der Sende- und Empfangsstrahl der Unter-Apertur 120 treten mit
einem Winkel θt bezüglich des in Fig. 1 gezeigten Pfeils 20 auf und θa bezeichnet den
Winkel zwischen den beiden in Fig. 1 dargestellten Empfangsstrahlen. θa läßt sich folgen
dermaßen ausdrücken:
Θa = sin-1[Scos(Θt)/(R2 + S2 + 2RSsin(Θt))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 θi und der Ge
schwindigkeitsgröße |V| gelöst, die sich folgendermaßen darstellen lassen:
Θi = tan-1 [(1 + cos(Θa)) - 2fd1/fd2)/sin(Θa)] - Θt (4)
|V| = (fd2c)/(2focos(Θi + Θt)) (5)
In Gleichung (4) gehen die Vorzeichen von fd1 und fd2 während der Division von fd1/fd2
verloren. Folglich ist die Gleichung (4) lediglich für fd2 < 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:
Θicorr = Θi für fd2 < 0
Θicorr = Θi -180° für fd2 < 0 und Θi < 0
Θicorr = Θi +180° für fd2 < 0 und Θi ≦ 0 (6)
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(fd1) und abs(fd2) 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.
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(fd1) und abs(fd2) 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 fd2 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine vom
Benutzer definierte Frequenzschwelle, und abs(fd1) größer ist als die vom Benutzer defi
nierte Frequenzschwelle, ist die Richtung der Blutströmung folgendermaßen gegeben:
Θicorr = -90° - Θt für fd1 < 0
Θicorr = +90° - Θt für fd1 < 0 (7)
Im Fall 4, bei dem die Schätzung fd1 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine vom
Benutzer definierte Frequenzschwelle, und abs(fd2) größer ist als die vorstehend erwähnte,
vom Benutzer definierte Frequenzschwelle, ist die Richtung der Blutströmung folgender
maßen gegeben:
Θicorr = -90° - Θt + Θa/2 für fd2 < 0
Θicorr = +90° - Θt + Θa/2 für fd2 < 0 (8)
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. fest wird folgender
maßen erhalten:
fest = (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 (θi
+ θt), 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 Θi + Θt beispielsweise 70° über
schreiten, oder jedesmal dann, wenn Θa, 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 beschriebenen
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 (Θi + Θt + Θa)fo/c (11)
f'd2 = |V|[cos(Θi + Θt) + cos(Θi + Θt + Θa)]fo/c (12)
Aus den Gleichungen (2) und (12) ist ersichtlich, daß f'd2 = fd1 ist. Jedoch ist bei diesem
zweiten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung θa durch die Gleichung (3) gegeben und
Θi ist folgendermaßen gegeben:
Θi = tan-1[(f'd1/fd2 - sin(Θa))/cos(Θa)] - Θt (13)
|V| ist folgendermaßen gegeben:
|V| = (f'd1c)/(2focos(Θi + Θt + Θa) (14)
Es ist anzumerken, daß bei den Gleichungen (13) und (14) f'd1, das durch die zweite Me
thode erhalten wird, und fd2, 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 θa, 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 Gleichungen
(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 Θicorr, das heißt die für die gesamten 360°
gültige Schätzung der Strömungsrichtung folgendermaßen gegeben:
Θicorr = Θi für fd2 < 0
Θicorr = Θi -180° für fd2 < 0 und Θi < 0
Θicorr = Θi +180° für fd2 < 0 und Θi ≦ 0 (15)
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(fd2) 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 fd2 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:
Θicorr = -90° - Θt für f'd1 < 0
Θicorr = +90° - Θt für f'd1 < 0 (16)
Im Fall 4, bei dem die Schätzung f'd1 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine be
nutzerdefinierte Frequenzschwelle, und abs(fd2) größer ist als die vorstehend erwähnte be
nutzerdefinierte Frequenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:
Θicorr = -90° - Θt + Θa für fd2 < 0
Θicorr = +90° - Θt + Θa für fd2 < 0 (17)
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 θi 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.
fd2 = |V|[cos(Θi + Θt) + cos(Θi + Θt + Θ2]fo/c (18)
fd1 = |V|[cos(Θi + Θt) + cos(Θi + Θt + Θ1)]fo/c (19)
Hierbei bezeichnet f0 die Sendefrequenz, c die Schallgeschwindigkeit und V die Größe
der Strömungsgeschwindigkeit. Die Strömung befindet sich in einem Winkel θi 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 θt bezüglich
eines in Fig. 5 dargestellten Pfeils 17 auf. Der Blutströmungswinkel θi und die Geschwin
digkeitsgröße |V| lassen sich folgendermaßen ausdrücken:
zn = fd1(1 + cos(Θ2)) - fd2(1 + cos(Θ1))
zd = fd1sin(Θ2)) - fd2sin(Θ1)
Θi = tan-1[zn/zd] - Θt (20)
|V| = (fd2c)/[cos(Θi + Θt) + cos(Θi + Θt + Θ2)] (21)
Wie vorstehend unter Bezugnahme auf den ersten und den zweiten Gesichtspunkt der vor
liegenden Erfindung diskutiert wurde, ist ein korrigierter Winkel θicorr, das heißt die für
die gesamten 360° gültige Schätzung der Strömungsrichtung, folgendermaßen gegeben:
Θicorr = Θi für fd2 < 0
Θicorr = Θi -180° für fd2 < 0 und Θi < 0
Θicorr = Θi +180° für fd2< 0 und Θi ≦ 0 (22)
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(fd1) und abs(fd2) 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 fd2 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine benut
zerdefinierte Frequenzschwelle, und abs(fd1) größer ist als eine benutzerdefinierte Fre
quenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:
Θicorr = -90° - Θt - Θ2/2 für fd1 < 0
Θicorr = +90° - Θt + Θ2/2 für fd1 < 0 (23)
Im Fall 4, bei dem die Schätzung fd1 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine benut zerdefinierte Frequenzschwelle, und abs(fd2) größer ist als die vorstehend angegebene, benutzerdefinierte Frequenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:
Im Fall 4, bei dem die Schätzung fd1 effektiv Null ist, das heißt kleiner ist als eine benut zerdefinierte Frequenzschwelle, und abs(fd2) größer ist als die vorstehend angegebene, benutzerdefinierte Frequenzschwelle, ist die Blutströmungsrichtung folgendermaßen gegeben:
Θicorr = -90° - Θt + Θ2 + Θ1/2 für fd2 < 0
Θicorr = +90° - Θt + Θ2 + Θ1/2 für fd2 < 0 (24)
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 (8)
1. Verfahren zum Erzeugen einer Anzeige des Verlaufs der Blutströ
mungsgeschwindigkeit von Blut in einem Blutgefäß unter Einsatz eines Ultraschall-
Abbildungsgeräts, das eine Wandleranordnung (100; 1000) mit einer ersten und einer
zweiten Unter-Apertur-Anordnung enthält, mit den Schritten:
Aussenden eines gepulsten Ultraschall-Strahls durch die erste Unter-Apertur- Anordnung oder die gesamte Wandleranordnung (100; 1000) in eine interessierende Region in dem Blutgefäß (200),
Empfangen eines ersten, durch den Ultraschall-Strahl erzeugten Echo-Signals aus der interessierenden Region durch die erste Unter-Apertur-Anordnung, und eines zweiten, durch den Ultraschall-Strahl erzeugten Echo-Signals aus der interessierenden Region durch eine zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Berechnen einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echo- Signal im wesentlichen gleichzeitig mit dem Schritt des Berechnens einer zweiten mittleren Doppler-Frequenz aus dem zweiten Echo-Signal, und
Abschätzen eines Blutströmungswinkels und einer Blutströmungs geschwindigkeit in der interessierenden Region in dem Blutgefäß unter Benutzung der ersten und der zweiten mittleren Doppler-Frequenz,
gekennzeichnet durch die Schritte
Bilden von Spektraldaten für eine spektrale Doppler-Modus-Anzeige auf der Grundlage des ersten Echo-Signals oder beider Echo-Signale,
Umwandeln der Spektraldaten zum Erzeugen eines Verlaufs der Blutströmungsgeschwindigkeit, und
Anzeigen des Verlaufs der Blutströmungsgeschwindigkeit zusammen mit der Abschätzung des Blutströmungswinkels.
Aussenden eines gepulsten Ultraschall-Strahls durch die erste Unter-Apertur- Anordnung oder die gesamte Wandleranordnung (100; 1000) in eine interessierende Region in dem Blutgefäß (200),
Empfangen eines ersten, durch den Ultraschall-Strahl erzeugten Echo-Signals aus der interessierenden Region durch die erste Unter-Apertur-Anordnung, und eines zweiten, durch den Ultraschall-Strahl erzeugten Echo-Signals aus der interessierenden Region durch eine zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Berechnen einer ersten mittleren Doppler-Frequenz aus dem ersten Echo- Signal im wesentlichen gleichzeitig mit dem Schritt des Berechnens einer zweiten mittleren Doppler-Frequenz aus dem zweiten Echo-Signal, und
Abschätzen eines Blutströmungswinkels und einer Blutströmungs geschwindigkeit in der interessierenden Region in dem Blutgefäß unter Benutzung der ersten und der zweiten mittleren Doppler-Frequenz,
gekennzeichnet durch die Schritte
Bilden von Spektraldaten für eine spektrale Doppler-Modus-Anzeige auf der Grundlage des ersten Echo-Signals oder beider Echo-Signale,
Umwandeln der Spektraldaten zum Erzeugen eines Verlaufs der Blutströmungsgeschwindigkeit, und
Anzeigen des Verlaufs der Blutströmungsgeschwindigkeit zusammen mit der Abschätzung des Blutströmungswinkels.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
bei beiden Abschätzschritten ein Autokorrelations-Algorithmus eingesetzt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch den
Schritt der Erzeugung einer Warnung, wenn der Schätzwert des Blutströmungswinkels
relativ zu dem ausgesendeten Ultraschall-Strahl einen vorbestimmten Wert überschreitet.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
gekennzeichnet durch den Schritt der Bildung von Daten für die Erzielung
eines hörbaren Ausgangssignals für eine Vorwärts- und Rückwärts-Blutströmung.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß bei den Abschätzschritten die Datenrate auf die Puls
wiederholrate der Wandleranordnung verringert wird.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß bei
Verringerung eine Dezimierung und Aufsummierung erfolgt.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit den Schritten
Senden eines gepulsten Ultraschall-Strahls in eine interessierende Region in dem Blutgefäß durch die zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Empfangen eines dritten, durch den zweiten gepulsten Ultraschall-Strahl erzeugten Echo-Signals aus der interessierenden Region durch die zweite Unter-Apertur- Anordnung,
Ermitteln einer dritten mittleren Doppler-Frequenz aus dem dritten Echo- Signal,
Abschätzen 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 einer Warnung, falls sich die Werte um mehr als eine vorbestimmte Größe unterscheiden.
Senden eines gepulsten Ultraschall-Strahls in eine interessierende Region in dem Blutgefäß durch die zweite Unter-Apertur-Anordnung,
Empfangen eines dritten, durch den zweiten gepulsten Ultraschall-Strahl erzeugten Echo-Signals aus der interessierenden Region durch die zweite Unter-Apertur- Anordnung,
Ermitteln einer dritten mittleren Doppler-Frequenz aus dem dritten Echo- Signal,
Abschätzen 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 einer Warnung, falls sich die Werte um mehr als eine vorbestimmte Größe unterscheiden.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß die erste und die zweite Unter-Apertur-Anordnung die
gleiche Größe besitzen.
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