DE3512053A1 - Geraet zur messung pulsierender teilstrukturen in einem lebenden koerper - Google Patents
Geraet zur messung pulsierender teilstrukturen in einem lebenden koerperInfo
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Description
Gerät zur Messung pulsierender Teilstrukturen in einem lebenden Körper
Gerät zur Messung pulsierender Teilstrukturen in einem lebenden Körper.
Die Erfindung betrifft ein Gerät zur Messung beweglicher Teilstrukturen
in einem lebenden Körper, bestimmt zum Zusammenwirken mit einem Ultraschall - Scanner, der einen Ultraschallkopf
mit einer Vielzahl von Ultraschall - Sendereinheiten aufweist, sowie zur Erzeugung von Pulsschlagdiagrammen, welche die Bewegungen
eines pulsierenden Gefässes in einem lebenden Körper wiedergeben.
Derartige Geräte dienen zur Ultraschall - Diagnostik und registrieren
in Zusammenarbeit mit einem Ultraschall - Scanner Änderungen des Abstandes zwischen Grenzflächen unterschiedlichen
akustischen Scheinwiderstandes mit Hilfe der Messung von an der Teilstruktur, z.B. einem Blutgefäß, reflektiertem Ultraschall.
Es ist seit langem bekannt, daß stationäre und bewegliche Teilstrukturen
in einem lebenden Körper mit Hilfe verschiedener Typen von Ultraschall - Scannern beobachtet werden können.Es sind
Ultraschall - Scanner anwendbar, die mit einem Abtastkopf (Ultraschall - Wandler) versehen sind, der eine lineare Anordnung
von Ultraschall - Sendern enthält, die jeweils einen oder mehrere Ultraschall -(Quarz)Kristalle aufweisen und sequentiell
zur Abgabe eines Ultraschall - Strahlimpulses aktiviert werden, deren Echos mit einem gemeinsamen Ultraschall - Empfänger aufgenommen
werden. Mit einem solchen Scanner erhält man ein zweidimensionales,
auf einem Schirm darstellbares bewegtes Bild eines tiefliegenden Bereiches in einem lebenden Körper, das zwar
sichere Informationen betreffend die Beweglichkeit der gezeigten Teilstruktur des Körpers liefert, aber keine klare Darstellung
der tatsächlichen Bewegungen.
In dem Aufsatz "A DUAL HIGH-RESOLUTION 2-DIMENSIONAL ULTRASOND
SYSTEM FOR MEASURING TARGET MOVEMENTS" von G.Gennser, K.Lindström,
P.Dahl, M.Benthin et al in RECENT ADVANCES IN ULTRASOND DIAGNOSIS 3, PROCEEDINGS OF THE 4TH EUROPEAN CONGRESS IN ULTRASONICS
IN MEDICIN, Dubrovnik May 1981, ist beschrieben, wie mit
Hilfe eines Ultraschall-Kopfes mit linear angeordneten Vielfach-Ultraschall-Sendern
die momentanen Innenabmessungen zwischen zwei definierten Oberflächen einer beweglichen, z.B.
pulsierenden Struktur in einem lebenden Körper, wie z.B. der Aorta eines menschlichen Fötus, gemessen werden können.
Bei Durchführung dieser Messungen in kurzen Zeitabständen, d.h. zwischen den einzelnen Anzeigen einer horizontalen Linie,
erhält man an vielen Punkten während eines Pulsschlags eine Abmessungsanderung, so daß ein Pulsschlag- oder PuIs-Wellendiagramm
für einen Abschnitt eines pulsierenden Gefäßes oder einer Vene gezeichnet werden" kann. Im vorletzten
Absatz auf Seite 73 dieses Aufsatzes ist angeführt, daß zwei Markierungen vorgesehen seien; es ist jedoch festzustellen,
daß diese an zwei Stellen auf der gleichen, als Meßlininie benutzten Horizontallinie angeordnet sind, sodaß
hier zwei Markierungen einer der im folgenden beschriebenen verlängerten Markierungen entsprechen.
Die in diesem Aufsatz beschriebene Methode hat sich als äußerst wertvoll zur Lieferung sichtbarer Bilder von Bewegungen,
besonders von pulsierenden Teilstrukturen in einem lebenden Körper, wie z.B. einem Blutgefäß, erwiesen.
Der Aufsatz ist indessen nur in Bezug auf die Bewegung in einer einzigen Richtung informativ, d.h. die Änderung des
Durchmessers senkrecht durch e^ne Teilstruktur als Funktion
der Zeit. Diese Information gibt nur ein begrenztes Bild vom Zustand der gemessenen beweglichen Teilstruktur,
weil diese - insbesondere wenn es ein Blutgefäß ist zum Teil eine Pulswelle in eine Richtung quer zu derjenigen
leitet, in der die Durchmesseränderung angezeigt wird und zum Teil Änderungen in dieser Querrichtung erfahren
kann, die das mit der bekannten Methode erhaltene Pulsschlag-Diagramm in hohem Maße davon abhängig macht,
für welche Teilstruktur die Messungen durchgeführt werden. Dieser Umstand gilt besonders für Arterien und vor
allem für ältere Menschen, bei denen relativ häufig unterschiedlich starke Verengungen dieser Gefäße zu finden sind.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Gerät der eingangs genannten Art so weiterzubilden, daß Durchmesseränderungen
der beweglichen Teilstrukturen in mehr als einer Richtung indizierbar sind.
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Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch
- eine Steuereinrichtung, welche die Ultraschall-Sendereinheiten in einer für den Ultraschall-Scanner normalen Reihenfolge
nacheinander aktiviert und zwischen jeder Aktivierung einer der Ultraschall-Sendereinheiten für den Ultraschall Scanner
nacheinander wenigstens zwei ausgewählte Meßlinien aktiviert, deren jede eine entsprechende Ultraschall- Sendereinheit
repräsentiert;
- eine Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung zum Empfang des als Reaktion aud die Aktivierung der genannten ausgewählten Ultraschall-Sendereinheiten
erhaltenen Signals, die für jede Meßlinie mit jeder Abtastung dazu vorgesehen ist,zwei Gefäßgrenzflächen
zu suchen und die Änderung in diesen Gefäßgrenzflächen in Bezug auf eine vorhergehende Anzeige der
Meßlinie zu berechnen und
- eine Recheneinrichtung, die für jede Meßlinie, ausgewählt für das pulsierende Gefäß aufgrund der von der Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung
erhaltenen Information, ein Pulsschlag-Diagramm berechnet und dieses auf einer Anzeigeeinheit darstellt.
Gemäß einer Ausbildung der Erfindung enthält die Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung
zwei Einheiten, deren eine dazu bestimmt ist, für alle Meßlinienabtastungen die dem Meßkopf für das
geprüfte Gefäß nächstliegende Grenzfläche zu untersuchen, und
deren andere dafür vorgesehen ist, für alle Meßlinienabtastungen die vom Meßkopf am weitesten entfernte Grenzfläche zu untersuchen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung ist die Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung dazu bestimmt, unter zwei Bedingungen
zu arbeiten, nämlich einer Einstellungs- bzw. Abgleich-
bedingung, bei der die Suche nach Signalteilen in im Ultraschall-Kopf
von jeder Meßlinie registrierten Echosignalen, welche die Gefäßwände repräsentieren, stattfindet und die
Daten des Pulsschlagdiagramms nicht aufbereitet sind, sowie einer Betriebsbedingung, bei der für jede Meßlinie die Anzeigeverschiebung
von Signalteilen im Echosignal, die Gefäßwände anzeigend, berechnet wird und als Grundlage für die Berechnung
des Pulsschlagdiagramms durch die Recheneinrichtung dient.
Nach einer weiteren Fortentwicklung der Erfindung ist das erfindungsgemäße
Gerät zur Messung der Pulswellenrate (-geschwindigkeit) in Gefäßen geeignet. Die Unterschiede zwischen
den Kurvenformen der Pulsschlag-Diagramme, die auf unterschiedlichen Lagen eines Blutgefäßes beruhen, können ebenfalls
Informationen über die Natur der Gefäßschädigung liefern.
Auf diese Weise können Informationen bezüglich vollständig neuer physiologischer Parameter wie z.B. der abschnittsweisen
Pulswellengeschwindigkeit und damit der örtliehen Elastizitätseigenschaften des Gefäßsystems gewonnen
werden.
In herkömmlichen Ultraschallgeräten zur Messung von Pulswellengeschwindigkeiten
in Blutgefäßen, die heute eine Doppler-Methode benutzen, muß der Ultraschall-Kopf äußerst
genau positioniert sein, damit ein unveränderliches und reproduzierbares Meßergebnis erzielt wird. Auf dieser
Technik basierende Messungen gehen als Ausgangspunkt auch von einem mittleren Durchmesser des betreffenden Gefäßes
aus, was Anlaß zu verschiedenen Fehlern gibt. Im Gegensatz hierzu ist es bei Verwendung des erfindungsgemäßen Gerätes
möglich, Veränderungen der Pulswellengeschwindigkeit, die gewöhnlich mit der Zeit in ein und derselben Person an unterschiedlichen
Stellen auftreten, sehr einfach und schnell festzustellen, weil das erfindungsgemäße Gerät relativ unempfindlich
dagegen ist, ob der Ultraschall-Kopf exakt an der richtigen Position angeordnet ist oder nicht, insbeson-
dere, wenn die gewählten Meßstellen verhältnismäßig weit entfernt
sind. Dieser Vorteil macht das erfindungsgemäße gerät besonders geeignet für die regelmäßige Untersuchung großer Bevölkerungsgruppen
.
Die erfindungsgemäße automatische Einstellung der Meßfläche
auf eine gegebene Teilstruktur in tiefen Bereichen, dargestellt
auf einem dem Ultraschall-Scanner zugeordneten Schirm, ergibt ein einfach handhabbares Instrument. Ohne dessen Hilfe
wäre es für eine Bedienungsperson äußerst schwierig, wenn nicht praktisch unmöglich, die Meßflächen für zwei oder mehr
Meßorte auszurichten. Früher wurde diese Einstellung der Meßfläche getrennt in verschiedenen Grenzflächen bewirkt, anstatt
- wie mit der vorliegenden Erfindung - auf eine Teilstruktur mit spezifischen Eigenschaften einzustellen und es der Automatik
zu überlassen, die Grenzflächen der Teilstrukturen zu suchen.
Seitdem die Pulswellen in Arterien betreffenden Daten eine Fülle an Informationen bezüglich der Herzgefäß-Funktionen enthalten,
ist die nichteingreifende (nichtoperative) Messung dieser Puse von besonderem Interesse im Hinblick auf den
menschlichen Fötus, an dem natürlich keine direkten Messungen vorgenommen werden können. Die Erfindung ist jedoch nicht
auf Messungen am menschlichen Fötus beschränkt, sondern kann mit großem Vorteil z.B. für Messungen an der Halsschlagader
von Erwachsenen zur Erkennung von Arteriosklerose im Frühstadium eingesetzt werden.
Die Erfindung wird im folgenden anhand der Figuren im einzelnen beschrieben, wobei
Fig.l einen Ultraschall-Kopf veranschaulicht, der an der
Haut eines Körpers befestigt ist, von dem ein Teil bis zu einer gegebenen Tiefe im Querschnitt gezeigt ist;
Fig.2 die Reihenfolge illustriert, in der die automatische Einstellung bewirkt wird;
Fig.3 ein Signalbild ist, in dem die Stellen gezeigt sind,
an denen die Einstellung erfolgt;
Fig.4 zwei Pulsschlagkurven zeigt, die von dem erfindungsgemäßen
Gerät aufgezeichnet wurden und zwei Methoden zur Bestimmung der Zeitverschiebung zwischen diesen Kurven erläutern;
Fig.5 eine schematische Blockdarstellung einer Anwendungsform
des erfindungsgemäßen Gerätes ist;
Fig.6 eine schematische Blockdarstellung einer alternativen
Ausbildung eines Teils des in Fig.5 dargestellten Gerätes ist; Fig.7 schematisch eine Ausführungsform veranschaulicht, die mit
einem Doppler-Ültraschall-Meßgerät zusammenwirkt, und Fig.8 ein Reliefdiagramm ist, das mittels einer Weiterentwicklung
des erfindungsgemäßen Gerätes herstellbar ist.
Fig.l veranschaulicht in schematischer Darstellung wie die Erfindung
dem Operator erscheint, der einen das erfindungsgemäße Gerät enthaltenden Ultraschall-Scanner bedient. Ein Ultraschall-Abtastkopf
1, der zweckmäßigerweise mit einer linearen Anordnung von Ultraschall-Sendern und einem gemeinsamen Ultraschall-Empfänger
ausgestattet ist, ist angrenzend an die Haut eines lebenden Körpers angeordnet, der in der Figur im Schnitt
dargestellt ist bis zu der Tiefe, für die der Ultraschall-Scanner zur Lieferung zweidimensionaler Anzeigen der Struktur in
dem Körper eingestellt ist-- . itte bis zu dieser Tiefe sind
mit der Mehrheit von Ultraschall-Scannern möglich. Der Ultraschall-Kopf
1 weist in diesem Ausführungsbeispiel 64 Sender auf, deren jeder einen oder mehrere Ultraschall-(Quarz)Kristalle
enthalten kann. Auf diese Weise ist es möglich, 64 sogenannte Betrachtungslinien für die Struktur in einem tiefen Bereich des
Körpers unterhalb des Kopfes 1 auf einem Bildschirm aufzuzeichnen. Das auf dem Schirm erzeugte Bild hat substantiell das gleiche
Aussehen wie der in Fig.l gezeigte Schnitt durch den Körper. In Fig.l sind vier Betrachtungslinien dargestellt, nämlich die
beiden äußersten Linien 2,3 und zwei dazwischenliegende Linien A und B. Mit Hilfe eines mit dem erfindungsgemäßen Gerät ausgestatteten
Ultraschall-Scanners ist es für den Anwender möglich, eine bestimmte Teilstruktur in der auf dem Schirm dargestellten
Struktur, so z.B. ein Blutgefäß 4 auszuwählen, eine enge Markierung
5 wie in Fig. 2a gezeigt an einer ausgewählten Stelle dieser Teilstruktur 4 anzubringen und die zu benutzenden Meßlinien
A und B zu merkieren, worauf das erfindungsgemäße Gerät
jede Markierung auf entsprechenden Meßlinien durch Abtastung in beiden Richtungen entlang den Meßlinien von der Tiefe, in
der die Markierung plaziert ist, automatisch verlängert. Fig. 2b zeigt die Markierung 5 während der tatsächlich eingestellten
Sequenz und Fig. 2c die Markierung 5, wenn sie auf die Grenzflächen 6,7 eingestellt sind, welche die Gefäßwand
repräsentieren. Als Alternative für den Operator bei der Auswahl der Meßlinien kann das Gerät so konstruiert sein, daß es
automatisch Meßlinien mit einem festen gegenseitigen Abstand auswählt, wobei die Markierung auf der zweiten Linie auch der
ersten folgt.
Fig. 3 zeigt ein vergrößertes Signalbild desjenigen Signalteils im Ultraschall-Empfänger, an dem die Festlegung der
Markierungsbreite erfolgt ist. Wie ersichtlich erhält man dabei ein relativ gleichförmiges Signalbild entlang einer Meßlinie
von einem homogenen Bereich, der in Fig. 3 das Innere eines Gefäßes repräsentiert. Das Signalbild weist jedoch an
Verbindungspunkten homogener Bereiche an Zellwänden eine vielfachperiodische Schwingung auf. Da üblicherweise Störsignalteile
auch im homogenen Bereich vorkommen, erfolgt die Einstellung der Markierung nicht direkt, wenn sie auf
einen schwingenden Signalteil trifft, sondern aufgrund eines Nulldurchgangs im Anschluß an den Durchgang einer vorbestimmten
Anzahl (zweckmäßigerweise drei) von Perioden. In Fig. 3 sind die Nulldurchgänge an den Rückflanken einer
Vielzahl von Perioden in dem Signalbild angrenzend an den das Gefäß repräsentierenden Bereich mit Pfeilen bezeichnet
und die Einstellung erfolgt hier am dritten Nulldurchgang auf jeder Seite der Gefäßfläche. Selbstverständlich können
für diesen Zweck anstatt der Rück- auch die Vorderflanken gewählt werden.
Fig. 1 zeigt, daß der Anwender zumindest zwei Markierungen
5A und 5B an ausgewählten Stellen in einem Blutgefäß anordnen kann. Der damit erreichte Vorteil wird weiter unten erläutert.
Fig. 4 veranschaulicht ein Pulsschlag-Diagramm für zwei Markierungen
5A und 5B, die dem Anwender auf einem getrennten Schirm, z.B. einem Oszilloskopschirm, angezeigt oder mittels
eines Schreibers kontinuierlich aufgezeichnet werden können. Fig. 5 ist eine schematische Blockdarstellung eines Ausführungsbeispiels
des erfindungsgemäßen Gerätes zusammen mit ΙΟ einem handelsüblichen, zweidimensionalen Ultraschall-Scanner
8, der einen Ultraschall-Kopf vom Lineartyp, auch Wandler genannt, enthält und in Echtzeit sowie Betriebsart B arbeitet.
Ein Echtzeit-Scanner liefert ein Bild von dem geprüften Subjekt durch Aussenden von Ultraschall-Pulsen in das Subjekt
durch den Wandler. Diese Pulse werden im Subjekt reflektiert und die empfangenen Echos als zweidimensionale Bilder auf
einem Bildschirm wiedergegeben.
Der Wandler dieser Ausführungsform ist ein linearer Wandler mit einer großen Anzahl von in einer Reihe angeordneten
Kristallen. Man erhält das zweidimensionale Bild durch Ansteuerung dieser Kristalle, entweder einzeln nach einander
oder in spezifischen aufeinanderfolgenden Gruppen mit gegeneinant.er
versetzten Abtastzeilen. Wenn das erfindungsgemäße Gerät in Betrieb gesetzt wird, wird ein Schirmbild erzeugt
und die zu den ausgewählten Meßlinien gehörende Kristalle bzw. Kristallgruppen werden angesteuert. Erfindungsgemäß
wird hierbei die interne Steuerung der Horizontallinien, die sogenannten Betrachtungslinien, ausgeschaltet. Anstatt
dessen wird ein Linien-Datenprozessor 9 mit dem Ultraschall-Scanner 8 über geeignete Anschlüsse 10 zur Steuerung der
Horizontallinien verbunden. Der Linien-Datenprozessor 9 prüft die Meßreihenfolge und welche Horizontal- oder Betrachtungslinie
auf dem Schirm 11 in diesem Augenblick zu zeigen ist. Der Datenprozessor 9 stellt auch sicher, daß
die Markierungen 5A und 5B (siehe Fig. 1) die örtliche Lage der Meßlinien A und B in dem Subjekt anzeigen. Die Markierungen
können vom Anwender vor Beginn der Messungen mit Hilfe einer Fernsteuerungseinheit 13 mit Handeinstellung
oder einem Einstellgerät 14 bewegt werden.
Zur Erzielung der höchstmöglichen Auflösung des Pulsdiagramms ist es zweckmäßig, die Meßlinien, d.h. die Betrachtungslinien,
abzufragen, an welcher Stelle sich die Markierungen 5A und 5B zwischen den einzelnen Anzeigen einer neuen Betrachtungslinie befinden, obwohl die Linien ohne Anzeige der Meßlinien
auf dem Schirm 11 ständig abgetastet werden. Auf diese Weise wird das auf dem Schirm 11 gezeigte Ultraschallbild nach dem
Einschalten des erfindungsgemäßen Bildes in etwas stärkerem Maße flimmern, weil die Bildfrequenz geringer ist, d.h. ein
Drittel des Normalwertes bei zwei ausgewählten Markierungen; die Bildqualität ist dadurch allerdings praktisch nicht wesentlich
beeinträchtigt.
Die Reihenfolge der Betrachtungslininien ist damit:
Die Reihenfolge der Betrachtungslininien ist damit:
Linie Ο,Α,Β, Linie Ι,Α,Β, Linie 2,A,B,.... Linie 63,A,B,
Linie Ο,Α,Β usw. Das Bild kann alternativ auch durch Sprungabtastung
erzeugt werden, womit die Abtastreihenfolge
Linie Ο,Α,Β, Linie 2,A,B, Linie 62,A,B, Linie Ι,Α,Β,
Linie 3,A,B, Linie 63,A,B, usw. ist.
Selbstverständlich können auch mehr als zwei Linien mit Markierungen
5 versehen sein, wobei allerdings mit steigender Anzahl markierter Linien die Bildfrequenz auf dem Schirm 11
und die höchste abtastbare Geschwindigkeit der Teilstruktur geringer werden.
Ein Synchrongenerator 12 versorgt andere Einheiten des Kreises, die für den Beginn jeder Linienabtastung, wie z.B. der
Abtastung einer Betrachtungs- und Meßlinie, eine Anzeige benötigen, mit der Zeitsteuerung des Linien-Datenprozessors 9.
Der Anwender kann die Meßlinien A und B auf gewünschte Stel-
len auf dem Subjekt mit Hilfe der Fernsteuerungseinheit 13 einrichten,
an die die Handbedienungseinrichtung 14 angeschlossen ist, und die als Meßlinien benutzten Linien werden auf dem Schirm
11 mit zwei Markierungen abgebildet. Der Linien-Datenprozessor 9 stellt sicher, daß diese Markierungen an der richtigen Stelle
auf dem Schirm 11 erscheinen und daß "Echoabtast-Datenprozessoren" 15,16 darüber informiert werden, von welcher Meßlinie in
diesem Moment gesendet wird.
Zu Beginn einer Meßfolge informiert der Anwender die Echoabtast-Datenprozessoren
15,16, von welchem Punkt des Schirms 11 eine weitere Echoabtastung erfolgen soll, d.h. nachdem der Anwender
die anfänglich punktförmigen Markierungen 5A und 5B in einer gewünschten Tiefe, z.B. an einigen zentralen Stellen in einem
Blutgefäß, plaziert hat. Anschließend erfolgt durch Drücken des "Search" - Schlüssels oder- Knopfes auf der Handbedienungseinrichtung
14 eine Vielzahl von Meßfolgen, bei denen ständig die Meßlinien abgetastet werden und die Echoabtast-Datenprozessoren
15,16 feststellen, ob ein Signalteil, der eine Gefäßwand an zeigt, an der Markierung vorhanden ist, und - falls keine derartige
Signalkomponente vorliegt - die Markierung nach außen weiterbewegt. DerOd-Echoabtast-Datenprozessor 15 tastet die
dem Ultraschall-Kopf für beide Meßlinien A und B nächstliegende Gefäßwand ab und der β-Echoabtast-Datenprozessor 16 tastet
den Teil der Gefäßwand ab, der für beide Meßlinien A und B am
tiefsten liegt, d.h., daß der OC-Datenprozessor 15 innerhalb der
Struktur und der β-Datenprozessor 16 außerhalb davon sucht.
Während dieser Suchsequenz erfolgt keine Berechnung des Fm··
schlagdiagrammes. Die punktförmigen Markierungen 5A und 5B werden während der Suchsequenz über einige Meßfolgen ausgedehnt,
bis die Echoabtast-Datenprozessoren 15,16 bei der Analyse der von den Meßlinien abgeleiteten Signale Gefäßwände repräsentierende
Signalkomponenten finden, worauf sie auf den vorzugsweise dritten Nulldurchgang einstellen (einrasten).
Sind zwei Echoabtast-Datenprozessoren 15,16 vorgesehen, von denen der eine für beide Meßlinien A und B auf die vordere
Gefäßwand und der andere auf die hintere Gefäßwand einstellt, ist es möglich, mehr als zwei Markierungen auf
der gleichen Teilstruktur zu wählen, ohne die Hardware für eine spezielle Anpassung an diese Wahl zu benötigen.
Wenn andererseits die Bewegungen einer großen Zahl beweglicher Teilstrukturen in der geprüften Struktur gleichzeitig
zu untersuchen sind, so z.B. bei zwei untereinander liegenden Blutgefäßen, sind zwei Echoabtast-Datenprozessoren
für jede solche Teilstruktur nötig. 10
Jeder Echoabtast-Datenprozessor 15 und 16 wirkt mit einem zugehörigen Zähler 17 und 18, einem zugehörigen RAM-Adresszähler
21 und 22, sowie einem zugehörigen RAM-Speicher 23 und 24 zusammen.
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Fig. 6 zeigt eine von der in Fig. 5 verschiedene Ausbildung der einzelnen Kopplungsarten zwischen Verzögerungszähler,
RAM-Adresszähler, RAM-Speicher und den Kreisen, die angeben, was in den RAM-Speicher einzugeben ist.
In der Ausführung nach Fig. 5 erfahren die Echoabtast-Datenprozessoren
15 und 16 von der Fernsteuereinheit 13 zu Beginn einer Meßreihe, von welchem Punkt auf dem Schirm 11 aus eine
neue Suche nach Echos erfolgen soll, worauf die Datenprozessoren von ihren zugehörigen RAM-Speichern fortlaufend die
neuesten Werte der Positionen der von den Teilstrukturen kommenden
Echos erhalten, die die Grundlage für Entscheidung und Abtastung bildet. Für jeden Echoabtast-Datenprozessor
mit Peripheriegerät(en) speichert der Echoabtast-Datenprozessor 15,16 die Werte einer neuen Suche für beide Linien A
und B in dem Verzögerungszähler 17,18 , der bei jedem Suchvorgang vom Zeitpunkt des Aussendens eines Ultraschall-Pulses
für eine Meßlinie bis Null zurückzählt. Wenn Null erreicht ist, liefert der betreffende Verzögerungszähler 17,
18 einen Puls, dessen Position auf der bestimmten Linie dem Ultraschall-Scanner durch ein Signal angezeigt wird,
das dem Eingang eines mit dem Anschluß 10 verbundenen Z-Modus-Anzeiger 19 zugeführt wird und den zugehörigen RAM-
Adresszähler 21,22 aktiviert. In der Ausbildung nach Fig. 5 wird das von dem A/D-Wandler 20 umgewandelte Signal in den
RAM-Speicher 23 bzw. 24 eingegeben. Jeder RAM-Adresszähler
21 und 22 ist eingeschränkt auf die Aufwärtszählung ab einer vorbestimmten Adressenanzahl im Anschluß an die Aktivierung
durch seinen zugehörigen Verzögerungszähler 17 bzw. 18, womit nur ein begrenzter Teil des A/D-umgesetzten Signals
in den damit verbundenen RAM-Speicher 23 bzw. 24 eingeschrieben wird, nachdem der Z-Modus-Anzeiger 19 die Indikation
06 -oder β-Markierung an einem seiner Eingänge erhalten
hat.
Wenn das Signal in Echtzeit in den entsprechenden RAM-Speicher 23 bzw. 24 eingegeben ist, können die Echoabtast-Daten-Prozessoren
direkt, d.h. in Quasi-Echtzeit, die Position der Echos analysieren, um zu berechnen, wie weit sie sich von
der Position entfernt haben, in der sie sich in der unmittelbar vorhergehenden Übertragung auf der gleichen Linie befunden
haben. Dieser Wert wird einem Ergebnis-Datenprozessor übermittelt, der dann Berechnungen der Bewegung der Teilstruktur
durchführt, die teilweise in einen D/A-Wandler 26 eingespeichert werden, wonach das Analogsignal von einem
Schreiber aufgezeichnet oder einem Bildschirm sichtbar gemacht' tfird. Der D/A-Wandler 26 kann das vom Ergebnis-Datenprozessor
25 erhaltene Digitalsignal auch über eine externe Einheit zur weiteren Verarbeitung weiterleiten. Es ist außerdem
möglich, ein externes Datenverarbeitungssystem 27 zusätzlich zum Ergebnis-Datenprozessor 25 oder anstatt dessen zuzuschalten,
mit dem die Speicherung in einem Massenspeicher hoher Speicherkapazität zur späteren Analyse der erhaltenen
Meßwerte erfolgen kann.
Wenn nur ein externes Datenverarbeitungssystem und kein Ergebnis-Datenprozessor
vorhanden ist, kann jeder Echoabtast-Datenprozessor 15 und 16 für die Berechnung der Verschiebungen
in der Gefäßwand zur Aktivierung eines entsprechenden zugehörigen Verzögerungszählers 17 und 18 an einer vorgesehenen
Stelle der nächstfolgenden Meßlinie programmiert
werden.
Fig. 6 gibt eine alternative Ausbildung der Schaltungsteile in Fig. 5 wieder, welche die Elemente 15,17,20,21,23 oder 16,
18,20,22,24 umfassen. Die Tatsache, daß der Anwender nur an den Nulldurchgängen des Videosignals, wie aus Fig. 3 evident,
interessiert ist, kann für Zwecke der Signalverarbeitung benutzt werden. Das Videosignal, d.h. das nichtdetektierte Ultraschall-Signal,
wird dem Eingang eines bistabilen D-Flip-Flop 28 zugeführt und Steuer- (Takt-) Impulse einer passenden
Frequenz, z.B. 70 MHz, auf dessen Steuereingang gegeben.
Das Videosignal mit ausgefiltertem Gleichstromanteil variiert
um die Null-Linie. Das Flip-Flop 28 erhält am Eingang ein Binärsignal mit dem Wert 1 bei positivem Videosignal und eines
mit dem Wert 0, wenn das Videosignal Null oder negativ ist. Das entsprechend dem Steuersignal aus dem Eingangssignal
gebildete Ausgangssignal wird dem Steuereingang einer Halteschaltung 29 zugeführt, die, wenn sich das Signal des
Flip-Flop 28 vom Wert 1 auf 0 ändert, das Signal im RAM-Zähler an einem Signaleingang der Halteschaltung anlegt und den
Wert dieses Signals hält, bis das Ausgangssignal des Flip-Flop 28 sich erneut von 1 auf 0 ändert. Das Ausgangssignal
der Halteschaltung 29 ist das in diesem Augenblick in ihm gespeicherte Signal, welches später im RAM-Speicher 32 mit
einem passenden Steuersignal, z.B. 70/8 MHz, eingespeichert wird.
Wie in der Schaltung gemäß Fig. 5, erhält der Verzögerungszähler 30 ein Trigger- oder Anstoß- Signal von dem Echoab-
tast-Datenprozessor und zählt von einem von diesem erhaltenen Wert auf Null zurück, wobei dieser Wert für jede Meßreihe
auf den neuesten Stand gebracht wird. Wenn der Verzögerungszähler 30 auf Null zurückgezählt hat, liefert er
einen Impuls zum Triggereingang des RAM-Adress-Zähler 33, der mit der gleichen Taktfrequenz wie die des D-Flip-Flop
28 aufwärts zu zählen beginnt.
Das Ausgangssignal des RAM-Adress-Zählers 33 repräsentiert stets den Zeitpunkt, zu dem der Echoabtast-Datenprozessor
bis Null zurückgezählt hat. Dieser Beginn des neuen Suchvorgangs ist so gewählt, daß er auf einen passenden Zeitpunkt
vor demjenigen fällt, zu dem die Position der Gefäßwand während der vorangehenden Abtastung derselben Meßlinien
fest bestand. Der Ausgang des Zählers 33 ist mit dem Signaleingang der Halteschaltung 29 verbunden, sodaß die nacheinander
darin gespeicherten Informationen die Zeiten der Nulldurchgänge des Videosignals repräsentieren, zu denen ein neuer
Suchvorgang beginnt.
Der Ausgang des RAM-Adress-Zählers 33 ist zusammen mit den Linien mit den drei bits geringster Bedeutung auch mit dem
einen Eingang eines Multiplexers 34 verbunden, an dessen anderem Eingang der Adressbus des Echoabtast-Datenprozessors
angeschlossen ist. Beim Einlesen in den RAM-Speicher verbindet der Multiplexer 34 den Ausgang des Zählers 33 mit
dem Adresseingang des RAM-Speichers 32. Der Echoabtast-Datenprozessor 31 führt den Multiplexer 34 auf seinen DS-Eingang
( DS = Data Select ) um auszuwählen, welcher dieser Eingänge in jedem Einzelfall mit seinem Ausgang verbunden
werden soll. Der RAM-Speicher 32 ist taktgeregelt bei einer Taktfrequenz, die das Steuersignal dem RAM-Adress-Zähler
mit mehreren durch einen geradzahligen Faktor, z.B. 8, geteilten Elementen angepaßt, wobei die Taktfrequenz für
den Speicher 32 z.B. 70/8 MHz beträgt. Das Videosignal ist so mit der höheren Pulsfrequenz von z.B. 70 MHz im D-Flip-Flop
28 synchronisiert, die negativen Nulldurchgänge halten dem RAM-Adress-Wert in der Halteschaltung 29 und jeder
gehaltene Wert wird in den RAM-Speicher mit der niedrigeren Taktfrequenz von 70/8 MHz eingelesen.
Damit wird in diesem Fall nicht das tatsächliche Ultraschall-Signal
in den Speicher eingelesen, sondern die Zeitpositionen der negativen Nulldurchgänge in Relation zu dem neuen
vorher dem Verzögerungszähler übermittelten Suchzeitpunkt.
Der Nulldurchgang, bei dem das System einrastet, kann durch kontinuierliches Wechseln des neuen Suchzeitpunktes in eine
bestimmte Zelle des RAM-Speichers eingeschrieben werden. Wenn der Nulldurchgang, d.h. die Teilstruktur, wandert (sich
bewegt), ändert sich der Wert in diesem RAM-Element. Diese Wertänderung wird zur Messung des Ausmaßes einer solchen Bewegung
verwendet und mit dieser Wertänderung ändert sich auch der Wert im Verzögerungszähler zwischen den einzelnen Abtastungen
der betreffenden Meßlinien. Der Wert im Verzögerungszähler wird in den Ergebnis-Datenprozessor 25 für jede Prozessoperation
eingespeist. Die Signalvorbereitung ist dann zwischen den einzelnen Ultraschall-Meßpulsen ungestört ermöglicht.
Jeder RAM-Speicher 32 hat ein solches Speicherelement und für jede Teilstruktur wie das vorgenannte Blutgefäß sind zwei
RAM-Speicher vorgesehen. Es können bis zu vier Meßlinien ausgewählt werden, ehe das Flackern des auf dem Schirm 11 dargestellten
Bildes zu störend wird, sofern nicht eine Abtast-Konvertertechnik benutzt wird; nichtsdestoweniger ergibt
sich das beste Resultat, wenn die Anzahl der Meßlinien auf zwei beschränkt ist. Aus den vom Echoabtast'-Datenprozessor
erhaltenen Werten errechnet der Ergebnis-Datenprozessor 25 (siehe Fig. 5) fortlaufen, d.h. für jede Meßfolge, die Abstände
zwischen den gleichzeitig bei zwei gegenüberliegenden Wänden der untersuchten Teilstruktur vorgenommenen Messungen;
das Ergebnis dieser Berechnungen wird in die Anzeigeeinheit 261 eingespeist. Auch Herztöne eines zu untersuchenden
Patienten können aufgenommen, dem Ergebnis-Datenprozessor zugeführt und gleichzeitig auf dem Schirm 261 aufgezeichnet
werden um einen Zeitbezugspunkt zu erhaten. Vor der Signalaufzeichnung auf dem Schirm 261 wird die Gleichstromkomponente
automatisch vom Signal abgezogen, sodaß das Signal derart verstärkt werden kann, daß sein Variationsbereich so
klar wie möglich darstellbar ist.
Wie in Fig. 4 illustriert, sind die beiden Kurven A, und B,, welche die zwei Markierungen A und B repräsentieren, zueinander
in der Zeit versetzt. Dieser Versatz ist durch Bewegung des Blutdruck-Pulses entlang dem Blutgefäß bei einer bestimmten
Geschwindigkeit £ verursacht, die sich aus dem Verhältnis des Abstandes Δχ zwischen den Meßlinien zum Zeitversatz
/^t zwischen den Kurven A und B, d,h. c =Δ x/^t ergibt.
Infolge der Tatsache, daß das Gefäß, an dem Messungen vorgenoxnmen
werden, im allgemeinen nicht auf seiner ganzen Länge vollkommen homogen ist, insbesondere bei älteren Menschen,
können die Kurven A, und B, wesentlich unterschiedliche Formen aufweisen, die auf der anderen Seite wichtige medizinische
Informationen betreffend unterschiedliche Arten von Gefaßwandveranderungen
liefern. Als Ergebnis hiervon stößt man leicht auf Schwierigkeiten bei der Definition des Zeitversatzes
zwischen den Kurven A-, und B, , der zur Berechnung der Pulswellengeschwindigkeit £ benutzt wird. Fig. 4 gibt
zwei verschiedene Möglichkeiten an, diesen Zeitunterschied zu bestimmen. Die einfachste Methode, die genannte Zeitdifferenz
unter technischem Aspekt zu ermitteln, besteht darin, den Zeitunterschied zwischen den Fronten zweier Pulsschlagkurven
A, und B, zu bestimmen. Der Genauigkeitsgrad, mit dem eine solche Messung ausgeführt werden kann, ist jedoch
durch jede vorkommende Rauschüberlagerung reduziert, wenn die Messung nur an einem einzelnen Kurvenpunkt erfolgt.
Eine befriedigendere Methode besteht darin, eine Nachbildung der ersten Pulswellenform entlang einer Zeitachse zu verschieben
und die Position zu bestimmen, bei der die integrierten, quadrierten Differenzen zwischen der versetzten
Wellenform oder Kurve und der zweiten Pulsschl'agkurve einschließlich
des Rauschens ein Minimum ist. Dies ist gleichbedeutend mit dem gleichzeitigen Vergleich aller Punkte der
beiden Wellfenformen um eine Lösung zu finden, die die beste
Übereinstimmung ergibt.
Beide vorstehend beschriebenen Methoden liefern die Zeitdifferenz tRx; - t ,. in Fig. 4.
Zusätzliche Probleme sind jedoch, wie bereits erwähnt, durch die Tatsache geschaffen, daß die Pulswelle während der Ausbreitung
entlang dem untersuchten Gefäß häufig beträchtlich die Form ändert. Dafür gibt es verschiedene Gründe, deren
wichtigste die folgenden sind:
a) eine Geschwindigkeitsstreuung, d.h. unterschiedliche Frequenzanteile der Pulswelle breiten sich mit unterschiedlichen
Geschwindigkeiten aus;
b) frequenzabhängige Dämpfung der sich ausbreitenden Pulswellen;
c) nicht lineares Elastizitätsverhalten der Gefäße mit zunehmender
Ausdehnung;
d) die Wirkungen zunehmender Steifheit der Arterien mit
wachsender Entfernung vom Herzen zusammen mit der Verengung der Gefäße in den Verzweigungen; und
e) die Grundspannung von Gefäßen kann sich während der Schreibzeit verändern.
Dies erschwert eine genaue Abschätzung des Zeitunterschiedes zwischen zwei Pulswellen. Das Problem ist demjenigen
ähnlich, das beim Gebrauch von Indikatoren oder Markierungsgeräten, wie z.Bp. Farbstoffen, Radioisotopen, Wärme und
Salzlösungen, auf dem Gebiet medizinischer physiologischer Untersuchungen. Wenn eine Indikationssubstanz das System
durchsetzt, wird die Vielzahl von darin enthaltenen Teilchen entsprechend der Entfernung von den Einführungsstellen
entlang dem Gefäßsystem gestreut und ist daher auch zum Zeitpunkt des Eintreffens am Meßort gestreut. In derartigen
Fällen ist das erhaltene Signal abhängig von einer Art "Schwerpunkts"-Berechnung. Das gleiche Berechnungsprinzip
kann für die zwei Kurvenformen A, und B-, benutzt werden zur Berechnung der mittleren Durchlaufzeit ( MTT = mean
traverse time ) von Pulswellen entsprechend der Formel
rpt'C(t)-dt
tc Tc(t).dt
■ - ■» -
wobei c(t) die radiale Dehnung eines Gefäßes als Funktion der Zeit ist. Dies ergibt eine Berechnung, die alle Teile
der Pulswellenform mit einbezieht und daher automatisch und mit begrenzter Rauschempfindlichkeit gerechnet werden
kann. tA und tß in Fig. 4 wurden mit dieser Methode erhalten.
Die starke Wechselwirkung zwischen Pulswellenform und Elastizitatseigenschaften des Gefäßes und des umgebenden
Gewebes sollte nicht nur als Nachteil gesehen werden.
Vielmehr können aus der exakten Analyse von Differenzen zwischen den angezeigten Pulsformen A, und B, viele nützliche
Informationen über normale und pathologische Zustände abgeleitet werden. Als Beispiele können erwähnt
werden:
a) die Geschwindigkeitsdispersion wurde in hydraulischen Modellen theoretisch und experimentell untersucht, wobei
herausgefunden wurde, daß sie eine Folge der Viskosität der Flüssigkeit innerhalb des Rohrs und der
viskosen Komponenten in den zäh-elastischen Wänden ist.
b) die sichtbare Verbreiterung der Pulswellenform bei der Ausbreitung entlang dem Gefäß ist häufig nicht von der
Geschwindigkeitsstreuung abhängig, sondern vielmehr von der Folge differentieller Dämpfung der Frequenzanteile
der Pulswelle. Aus der Standardgleichung für die Pulswelle A = A0»exp(-k· x) ergibt sich, daß der
Dämpfungskoeffizient k frequenzabhängig ist. Er wächst häufig linear mit der Frequenz, d.h. k =OC«f, worin
06 konstant und :£ die Frequenz ist. Die Abschätzung
von Od kann ein wichtiger Parameter für die quantitative
Unterscheidung von normalem und pathologischem Gefäßgewebe sein.
c) die Pulswellengeschwindigkeit ist abhängig vom Blutdruck. Es ist bewiesen, daß die Wellengeschwindigkeit
entfernter arterieller Segmente proportional mit dem diastolischen Druck ansteigt. Nichtinvasive Druck-
■ft H . * i(
überwachung kann gemäß der Erfingung mit Hilfe des Zeitunterschiedes
zwischen den Kurven A, und B, und durch Vergleich ihrer Kurvenformen kontinuierlich erfolgen. Auf diese
Weise kann der Blutdruck ohne Eingriff gemessen werden durch Benutzung der gegenüber derjenigen von Bramwell &
Hill modifizierten Ableitung der Pulswellengeschwindigkeit c = k«VAP/ v , oder umgeformt
wo Δ P der Absolutwert des Blutdrucks, d.h. die Differenz
von systolischem und diastolischem Blutdruck, k eine Konstante, V das Volumen und AV die Volumensanderung ist.
Der Ergebnis-Datenprozessor 25 führt diese Berechnung aus für die erhaltenen Kurvenformen A, und B, und speist mit
dem Ergebnis dieser Rechnung eine externe Einheit über
den externen Bus von der Einheit 26.
Die errechnete Pulswellengeschwindigkeit £ kann auch zur Berechnung
der Gefäßelastizität benutzt werden durch die Verwendung der Formal von Moens
c = ic
c kl D-d
worin E die detektierte Gefäßelastizität, a. die Dicke der Gefäßwand,
D die Blutdichte, d der innere Druckmesser des Gefäßes im diastolischen Zustand und k, und £ Konstanten sind.
Der Ergebnis-Datenprozessor 25 berechnet d aus der Differenz zwischen den Werten der Positionen von äußerer und innerer
Gefäßwand jeweils zu einem Zeitpunkt mit einem Minimalwert im Pulsdiagramm, wie z.Bp. t und t„ in Fig. 4, für eine
der Meßlinien A oder B, wobei diese Werte in den RAM-Speichern 23 und 24 (Fig. 5) gespeichert sind. Die Elastizität
E des Gefäßes wird dann nach folgender von der obigen abgeleiteten Formel berechnet
35
35
E =
k,·g«a
Wie in der Einleitung erwähnt werden Doppler-Ultraschall-Messungen
häufig für Zwecke der Strömungsmessung benutzt. Dabei verwendet die Methode als Ausgangspunkt einen mittleren
Durchmesser des betreffenden Gefäßes, was Anlaß zu gewissen Fehlern gibt. Wie in Fig. 7 dargestellt, kann ein
Doppler-Ultraschall-Messer 35 neben dem Ultraschall-Abtastkopf 1 unter einem Winkel SL angeordnet sein, so daß sein
ausgesandtes Signal sich entlang der Linie C zum gleichen Teil des Blutgefäßes 4 hin ausbreitet wie die eine Meßlinie
A. Das vom Doppler-Ultraschall-Messer 35 abgeleitete Signal kann dem Ergebnis-Datenprozessor 25 in Fig.6 (nicht
dargestellt) eingespeist werden. Eine Fehlerreduzierung ist erreichbar durch Verwendung des Doppler-Verfahrens gleichzeitig
mit einem Gefäßdurchmesser-Meßverfahren. In diesem Falle wird das Doppler-Ultraschall-Meter 35 zur Aktivierung
mit einem Synchronisiersignal zur gleichen Zeit getriggert wie eine Meßlinie abgetastet wird, so daß das Doppler-Ultraschall-Meter
35 zur Messung aktiviert wird anstatt die Linie B direkt im Anschluß an die Abtastung der Meßlinie A
zu messen. Das im Doppler-Ultraschall-Meter 35 erhaltene Signal wird dem Ergebnis-Datenprozessor 25 zugeführt, der
zudem Informationen über den Durchmesser des Gefäßes zu diesem Zeitpunkt bekommt. Mit Hilfe dieser beiden Angaben
berechnet der Ergebnis-Datenprozessor 25 die Durchflußgeschwindigkeit zu diesem Zeitpunkt und den Mittelwert der
Strömung über eine Pulsperiode; außerdem kann mit Hilfe eines gespeicherten WertesΔρ des Pulsdrucks die Gefäßspannung
in diesem Moment mittels der Formel berechnet werden
R„ n =AP/FR
Vessel '
wobei R , die Gefäßspannung,Δρ der absolute Wert des
Pulsdrucks und FR (Flow Rate) die Durchflußgeschwindigkeit ist.
Nach dem Vorhergehenden liefert der Ultraschall-Scamv ständig
ein neues "Echtzeit"-Bild der Meßumgebung, die ιυ·.
eine zur klinischen Arbeit benutzte Ultraschall-Meßeinrichtung erforderlich ist. Die Markierungslinie A ist im einzelnen
auf dem Schirm 11 dargestellt, so daß der Anwender sofort sehen kann, wo die Messung des Gefaßdurchmessers stattfindet.
An einer getrennten Anzeigeeinheit (nicht dargestellt) wird der für die Doppler-Ultraschall-Messung der
Blutströmung mit dem Doppler-Ultraschall-Meter 35 benutzte
sample-Umfang gezeigt.
Unglücklicherweise bestehen gewisse naturgesetzlich bedingte Grenzen:
1) Die benötigte Zeit zum Senden eines Ultraschall-Pulses bis zur Tiefe R im Körper und bis zum Erhalt eines Echos beträgt t = * /c, wo c die Ultraschall-Geschwindigkeit in dem betreffenden Gewebe ist (normalerweise 1540 m/s). Wenn der nächste Puls unmittelbar nach der Rückkehr des vorhergegangenen Pulses aus der Tiefe R gesendet wird, beträgt die maximale Pulswiederholungsfrequenz ρ = /t oder C/2R. Um einen praktischen Wert zu bekommen, wird angenommen, daß R = 10 cm beträgt; dann wird ρ = /2·0,1 = 7700 Pulse/s (dies ist vereinfacht, da der Dopplerpuls einen längeren Weg zurücklegen muß). Diese Ultraschall-Pulse sollen sowohl für die Bilderzeugung, als auch für die Messung des Gefäßdurchmessers und der Blutströmung genügen. Als Folge davon wird praktisch die vorstehend beschriebene periodische Abfolge der Übertragungs-Pulse angewandt, d.h. a) für das Bild b) für Gefäßmessungen c) für Doppler-Ultraschall-Messung etc.
1) Die benötigte Zeit zum Senden eines Ultraschall-Pulses bis zur Tiefe R im Körper und bis zum Erhalt eines Echos beträgt t = * /c, wo c die Ultraschall-Geschwindigkeit in dem betreffenden Gewebe ist (normalerweise 1540 m/s). Wenn der nächste Puls unmittelbar nach der Rückkehr des vorhergegangenen Pulses aus der Tiefe R gesendet wird, beträgt die maximale Pulswiederholungsfrequenz ρ = /t oder C/2R. Um einen praktischen Wert zu bekommen, wird angenommen, daß R = 10 cm beträgt; dann wird ρ = /2·0,1 = 7700 Pulse/s (dies ist vereinfacht, da der Dopplerpuls einen längeren Weg zurücklegen muß). Diese Ultraschall-Pulse sollen sowohl für die Bilderzeugung, als auch für die Messung des Gefäßdurchmessers und der Blutströmung genügen. Als Folge davon wird praktisch die vorstehend beschriebene periodische Abfolge der Übertragungs-Pulse angewandt, d.h. a) für das Bild b) für Gefäßmessungen c) für Doppler-Ultraschall-Messung etc.
Für jede Nutzfläche erhält man dann 7700/3 ft*2570 Pulse/s.
Bezüglich der Bilder sind 10 Bilder/s mit je 257 Horizontalzeilen denkbar. Dies ist vermutlich voll akzeptabel,
insbesondere im Hinblick auf die Tatsache, daß in der Praxis das Bild durch Verwendung eines schnellen
Wiederholungs-Bildspeichers still, d.h. flimmerfrei ge-
■ -Vl-
halten werden kann.
2) Es können 2570 Gefäßmessungen je Sekunde durchgeführt werden. Hier ergibt sich ein Konflikt: Normalerweise
ist es wünschenswert, die höchstmögliche Ultraschall-Frequenz zu benutzen, um eine gute räumliche Auflösung,
d.h. ein scharfes Bild, zu erhalten. Dies begrenzt jedoch die maximale Abtastgeschwindigkeit des phasenstarren
Systems. In der Praxis ist es allerdings möglich, eine ausreichend hohe Abtastgeschwindigkeit für Gefäßpulsationen
(Pulsschlag) durch Wahl einer Ultraschall-Frequenz von 3-7 MHz zu erhalten.
3) Doppler: Es ist bekannt, daß Ultraschall-Doppler-Pulse
eine begrenzte sogenannte Bereichsgeschwindigkeit v»R = c /8»f aufweist, wobei ν die maximale Radialgeschwindigkeit,
R die Entfernung und f die benutzte Ultraschall-Frequenz ist. Für f = 5 MHz und R= 0,1m
ergibt sich daraus ν = 1540'/0,1·8·5»106a*0,6 m/s.
Dies reicht für den klinischen Gebrauch nicht aus. In diesem Fall ist es möglich, den Trick zu benutzen, die
Ultraschall-Frequenz z.B. auf 1 MHz zu erniedrigen, wodurch die Bereichsgeschwindigkeit auf 3 /s ansteigt
(gewünschter Wert: wenigstens 1,5-2 ra/s).
Schließlich kann die Meßgrenze für die Blutströmungsgeschwindigkeit
erweitert werden durch Erhöhung des Winkelst,zwischen Ultraschall-Wandler und Blutgefäß von
normalerweise 45° auf etwa 60° (.für größere Winkel wird das Signal-Rausch-Verhältnis drastisch schlechter, bei
90° ist eine Messung unmöglich).
Das Problem mit dieser Ultraschall-Frequenz liegt jedoch darin, daß der resultierende Ultraschall-Strahl viel zu
breit und unspezifisch wird. Praktische Versuche haben indessen gezeigt, daß mittels eines fokussierten Wandlers
oder Senders im Betriebsbereich eine Strahlweite erreichbar ist, die zumindest gleich gut ist wie ein herkömmli-
eher nichtfokussierter Sender bei höherer Frequenz (5 MHz).
Vorstehend sind Möglichkeiten beschrieben worden, gleichzeitig eine begrenzte Anzahl, wie z.B. zwei oder drei Pulsschlag-Diagramme
zu erzeugen und außerdem, wie das erfindungsgemäße Gerät mit Hilfe dieser Diagramme in der Lageist,
die mittlere Durchflußgeschwindigkeit in einem untersuchten Gefäß zwischen den ausgewählten Meßlinien zu berechnen und
wie darüber hinaus das Gerät mit Hilfe der Kurvenformen andere Gefäßeigenschaften zu berechnen. Zusätzlich ist es möglich,
auf bestimmte Gefäßeigenschaften zu schließen, ob beispielsweise innerhalb des Untersuchungsbereiches die Gefäßwand
eine Verdickung o.a. aufweist. Zur Erzielung größtmög-1icher
Genauigkeit bei der Verwendung zweier Meßlinien A und
B sollten diese relativ weit auseinander liegen, sodaß ΔΧ
groß ist.
Bei diesen derzeit für Gefäßwanduntersuchungen z.B. der HaIs-Schlagader
benutzten Methoden ist u.a. die Tatsache nutzbar, daß örtliche Veränderungen in der Gefäßwand örtlich unterschiedliche
Pulswellengeschwindigkeiten bewirken, derart, daß diese bei einem dickeren Abschnitt größer, ist. Dadurch
kann in vorteilhafter Weise ein veränderter Teil einer untersuchten Arterie direkt lokalisiert werden, eine Möglichkeit,
die bei einer Weiterentwicklung der Erfindung in vollem Umfang ermöglicht ist. Wenn sich bei der Untersuchung eines
Patienten ergibt, daß die zwei Kurvenformen A-, und B, in
Fig. 4 gleich sind, besteht Grund zur Annahme, daß das untersuchte Gefäß keine besonderen Veränderungen zwischen den Meßstellen
erlitten hat. In diesem Fall sind keine weiteren Prüfungen nötig.
Wenn andererseits ein hohes Maß an Unterschiedlichkeit zwisehen den Kurvenformen A, und B, besteht, wie z.B. in Fig. 4
dargestellt, rechtfertigt dies sehr wohl, die Gründe hierfür näher zu untersuchen.
Demgemäß kann der Anwender in Übereinstimmung mit einer Weiterentwicklung
der Erfindung das Gerät mittels der Einheit wieder einstellen und erhält damit ein Reliefdiagramm entsprechend
dem in Fig. 8. In Fig. 8a ist eine Vielzahl von Puls· diagrammen gleichzeitig auf einem Bildschirm dargestellt, die
miteinander durch eine gemeinsame Zeitachse 36 verknüpft sind, die vorzugsweise schräg verläuft und in dem in Fig. 8 illustrierten
Fall nach den Vorderflanken der Impulse angeordnet ist, jedoch selbstverständlich auch plaziert sein kann. Die
Herztöne des Patienten können z.B. aufgezeichnet und als Zeitreferenz benutzt werden.
Wie bereits erwähnt, ist eine vorteilhafte Wirkung hinsichtlich des Bildes auf dem Schirm des Ultraschall-Scanners 8 und
der tatsächlichen Auflösung der Pulsschlag-Kurven durch die Verwendung von mehr als zwei oder drei Meßlinien erzielt.
Wenn der Anwender demgemäß einen Knopf, bezeichnet mit "ReIiefdiagramm", auf der Einheit 14 drückt, instruiert die
Fernsteuereinheit 13 den Ergebnis-Datenprozessor 25, den Linienprozessor 9 aufzufordern, zwei oder drei Meßlinien relativ
nahe beieinander in dem Bildteil auf dem Schirm 11 zu plazieren, indem die ersten Betrachtungslinien in einem Bild
gezeichnet sind. In einer ersten Meßreihe wird ein Pulsschlagdiagramm für mindestens eine Pulsschlagperiode in der vorbeschriebenen
Weise geschrieben. Die so erhaltenen Diagramme, die eine Periode des Pulstaktes wiedergeben und berechnete
gegenseitige Zeitabstände aufweisen, werden in einen Speicher des Ergebnis-Datenprozessors eingegeben. Die Diagramme können
gleichzeitig auch auf dem Bildschirm 226 aufgezeichnet werden. Anschließend verschiebt der Ergebnis-Datenprozessor 25
die Meßlinien auf dem Schirm 11 zu den nächsten zwei oder drei Betrachtungslinien mit den gleichen gegenseitigen Abständen
wie die ersten Meßlinien und mit demselben Abstand zwischen der letzten Meßlinie in der ersten Pulsschlag-Meßreihe
und der ersten Meßlinie in der zweiten Pulsschlag-
Meßreihe, schreibt die Pulsschlag-Diagramme mit der gleichen Zeitreferenz wie beim ersten Diagramm der ersten Pulsschlag-Meßreihe
im Anschluß an die Einstellung der Markierungen und das Einspeichern dieser Pulsschlag-Diagramme zusammen mit den
Diagrammen der ersten Pulsschlag-Meßreihe in einen entsprechenden Speicher und die Aufzeichnung dieser Diagramme auf dem
Schirm 261. Der Ergebnis-Datenprozessor 25 verschiebt dann erneut Meßlinien auf dem Schirm 11 etc., und zeichnet weiter
Pulsschlag-Diagramme verschiedener Pulsschlag-Meßreihen auf, bis die Meßlinien den gesamten benutzten Schirm 11 bedecken.
Die auf dem Schirm 261 geschriebenen Diagramme werden entsprechend dem Fortschreiten des Meßvorgangs fortlaufend benutzt.
Wie bereits angeführt, beträgt eine herkömmliche Anzahl von Betrachtungslinien für ein Ultraschall-Bild 64. Es ist jedoch
nicht nötig, eine derart große Zahl von Meßlinien zu haben, es kann jede dritte oder vierte Betrachtungslinie
als Meßlinie gewählt werden, wobei die Pulsschlag-Diagramme relativ schnell geschrieben werden können. Da die getrennten,
ein Reliefdiagramm bildenden Pulsschlagdiagramme paarweise
oder zu dreien bei einer Geschwindigkeit, die höchstens der halben Periode des Pulses der untersuchten Person entspricht,
geschrieben werden, ist die Wahl der Anzahl von ausgewählten Meßlinien eine Frage des Ausgleichs zwischen einer
gewünschten Linienteilung des Relief-Diagramms und der
Zeit für die Aufzeichnung des Diagramms als ganzes. Fig. 8 veranschaulicht in etwas übertriebener Form das Erscheinungsbild
eines Relief-Diagramms mit einer Einschnürung,
die annähernd im Zentrum der untersuchten Gefäßfläche angeordnet ist. Dadurch sind die getrennten aufgezeichneten
Pulsschlag-Diagramme im Zentrum der Einschnürung weniger dicht als an deren Seiten. Die Pulsschlag-Diagramme A-,und
B, in Fig. 4 sind im einzelnen in Fig. 8 dargestellt. Zusätzlich wurde die Zeitdifferenz tR.p - tA.e gezeigt, um das
Verhältnis zwischen den Pulsschlag-Kurven in Fig.8 und denen in Fig.4 zu verdeutlichen.
Im Bereich der Erfindung sind darüberhinaus noch viele Abwandlungen
möglich.
Claims (15)
1. Gerät zur Messung beweglicher Teilstrukturen innerhalb eines
lebenden Körpers, bestimmt zum Zusammenwirken mit einem Ultraschall-Scanner
(8), der einen Ultraschall-Kopf (1) mit einer Vielzahl von Ultraschall-Sendereinheiten aufweist, sowie zur
Erzeugung von Pulsschlagdiagrammen, welche die Bewegungen eines pulsierenden Gefäßes in einem lebenden Körper wiedergeben,
gekennzeichnet durch
- eine Steuereinrichtung (9), welche die Ultraschall-Sendereinheiten
in einer für den Ultraschall-Scanner (8) normalen richtigen Reihenfolge nacheinander aktiviert und zwischen
jeder Aktivierung einer der Ultraschall-Sendereinheiten für den Ultraschall-Scanner (8) nacheinander wenigstens zwei
ausgewählte Meßlinien (A,B) aktiviert, deren jede eine entsprechende
Ultraschall-Sendereinheit repräsentiert;
- eine Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung (15,25) zum Empfang des *
als Reaktion auf die Aktivierung der genannten ausgewählten I Ultraschall-Sendereinheiten erhaltenen Signals, die für *■
jede Meßlinie (A,B) mit jeder Abtastung dazu vorgesehen ist, zwei Gefäßgrenzflächen zu suchen und die Änderung in diesen
Gefäßgrenzflächen in Bezug auf eine vorhergehende Anzeige der Meßlinie zu berechnen und
- eine Recheneinrichtung (25), die für jede Meßlinie (A,B),
ausgewählt für das pulsierende Gefäß aufgrund der von der Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung (15,25) erhaltenen Information,
ein Pulsschlagdiagramm berechnet und dieses auf einer Anzeigeeinheit (261) darstellt.
2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung
(15,25) zwei Einheiten (15,17,21,23 und 16,18,22,24) enthält, deren eine dazu bestimmt ist, für
alle Meßlinienabtastungen die dem Meßkopf (1) für das geprüfte
Gefäß nächstliegende Grenzfläche zu untersuchen, und deren
andere dafür vorgesehen ist, für alle Meßlinienabtastungen die vom Meßkopf (1) am weitesten entfernte Grenzfläche zu
untersuchen.
5
5
3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Gefäßwand-Anzeigeeinrichtung
(15-25) dazu bestimmt ist unter zwei Bedingungen zu arbeiten, nämlich einer Einstellungsbzw. Abgleichbedingung, bei der die Suche nach Signalteilen
in im Ultraschall-Kopf (1) von jeder Meßlinie registrierten Echosignalen, welche die Gefäßwände repräsentieren, stattfindet
und die Daten des Pulsschlagdiagramms nicht aufbereitet sind,sowie einer Betriebsbedingung, bei der für jede
Meßlinie (A,B)die Anzeigeverschiebung von Signalteilen im Echosignal, die Gefäßwände anzeigend, berechnet wird und
als Grundlage für die Berechnung des Pulsschlagdiagramms durch die Recheneinrichtung (25) dient.
4. Gerät nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß jede Einheit eine Echoabtastungseinheit (15,16) und einen
nichtpermanenten (leistungsabhängigen) Speicher (23,24) aufweist, wobei die Echoabtastungseinheit (15,16) für jede
Meßreihe den als neuer Suchpunkt bezeichneten Zeitpunkt für jede Meßlinienabtascung markiert, zu dem eine
Binärdarstellung des Echosignals für die Meßlinie in den nichtpermanenten Speicher (23,24) eingelesen zu werden beginnt,
und daß der genannte Zeitpunkt von der Information abhängt, die in einer vorhergehenden Meßreihe in den nichtpermanenten Speicher (23,24) eingelesen wird.
5. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß nur Zeitpunkte für Flanken, Vorder- oder Rückflanken- Nulldurchgänge
des Echosignals für jede Meßlinie (A,B) zur Speicherung in dem nichtpermanenten Speicher (23,24)
mit einer Speicherperiode vorgesehen sind, die wesentlich
größer ist als die Nulldurchgangsdauer, und daß der neue Suchpunkt
sich mit Änderungen des in einer vorgegebenen Zelle des nichtpermanenten Speichers (23,24) enthaltenen Wertes ändert.
6. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß die Zeitdifferenz At zwischen den Pulsschlagdiagrammen
für ein zwei Meßlinien in dem untersuchten Körper kreuzendes Gefäß mittels einer Recheneinheit (25) berechnet wird,
in die die Entfernung zwischen den Ultraschallsendern für die ausgewählten Meßlinien im Meßkopf (1) eingegeben ist und die die
Λ ν-
Pulswellengeschwindigkeit c = / , im untersuchten Körper errechnet.
7. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Zeitdifferenz
t als die Zeitdifferenz zwischen den Vorderflanken der Pulsschlagdiagramme innerhalb einer Pulsschlagperiode berechnet
wird.
8. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Zeitdifferenz
t als die Zeitdifferenz zwischen "Schwerpunktsberechnungen"
("centroid calculations") für jede der Kurvenformen in den resultierenden Pulsschlagdiagrammen berechnet wird.
9. Gerät nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet,
daß die Recheneinrichtung (25) den Pulsdruck ρ gemäß der Formel
berechnet, wobei
V das Volumen des Gefässes,AV dessen Änderung und K eine Kon
stante ist.
10. Gerät nach Anspruch 9 zur Messung des Gefäßtonus (der Gefäßspannung),
dadurch gekennzeichnet, daß der Wert ρ des Puls-
drucks in einem Speicher der Recheneinheit (25) eingespeichert wird und daß ein Doppler-Ultraschall-Strömungsmesser
(35) neben dem Ultraschall-Kopf (1) und auf das untersuchte Blutgefäß ausgerichtet angeordnet sein kann,
daß die Steuereinheit (9) einstellbar ist, um zwischen den einzelnen Aktivierungen der Ultraschall-Sendereinheiten in
für den Ultraschall-Scanner (8) normalen Reihenfolge, eine ausgewählte Meßlinie (A) zu aktivieren, die die Ultraschall-Sendereinheiten
und den Doppler-Ultraschall-Strömungsmesser
(35) repräsentiert,
daß die Recheneinrichtung (25) den momentanen Gefäßdurchmesser auf der Basis der Meßlinienabtastung und der Strömung
entsprechend dem vom Doppler-Ultraschall-Strömungsmesser (35) erhaltenen Signal und der genannten Messung des Gefäßdurchmessers
errechnet,
daß die Durchschnittsströmung (FLOW) für eine Pulsperiode berechnet
ist, und
daß der Gefäßtonus R„ ;..„ nach der Formel
Gefäß
RGefäß = /FLOW
berechnet ist.
11. Gerät nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Frequenz
des Doppler-Ultraschall-Strömungsmessers (35) im Bereich zwischen 0,5 und IMHz gewählt ist.
12. Gerät nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Doppler- Ultraschall-Strömungsmesser (35) derart angeordnet
ist, daß der Winkel (US) zwischen seiner Ausrichtung und
dem Blutgefäß größer ist als 45° aber nicht größer als 60°.
13. Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß die Frequenz des Ultraschall-Scanners (8) im Bereich zwischen 3 und 7 MHz gewählt ist.
" "*'* " *~ 35 Ί 2053
14. Gerät nach einem der Ansprüche 6 bis 9, dadurch gekennzeichnet,
daß die Recheneinrichtung (25) die Gefäßelastizität E gemäß der Formel
Kj-g'a
berechnet, wobei a. die Stärke der Gefäßwand, D die Blutdichte, d der Innendurchmesser des Gefässes in einer diastolischen
Periode und K, sowie c[ Konstanten sind.
15. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß die Recheneinrichtung (25) derart gesteuert sein kann, daß die Steuereinrichtung (9) die Ultraschall-
Sendereinheiten automatisch veranlaßt, in aufeinanderfolgender Reihenfolge wirksam zu werden, wobei in jeder
Periode der Reihenfolge die wenigstens eine Pulsschlagperiode des untersuchten Gefässes umfaßt, Messungen auf einer
begrenzten Anzahl von durch die Recheneinrichtung (25) ausgewählten Meßlinien mit Positionen auf dem Schirm (11)
erfolgen und in jeder Periode der Reihenfolge die Meßlinien wechseln, derart, daß am Ende der genannten aufeinanderfolgenden
Reihenfolge Messungen entlang einer Vielzahl von in gleichen Abständen nebeneinander verlaufenden Meßlinien erfolgt
sind, und daß die Recheneinrichtung (25) Pulsschlag-Diagramme für das Gefäß berechnet, wobei jede Meßlinie mit
einem vorausbestimmten Zeitbezug abgetastet wird und alle Pulsschlag- Diagramme gleichzeitig auf der Anzeigeneinheit
(261) als Reliefdiagramm dargestellt sind.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
SE8401789A SE8401789D0 (sv) | 1984-04-02 | 1984-04-02 | Anordning for metning av rorliga strukturer med hjelp av ultraljud |
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