DE3625041A1

DE3625041A1 - Automatisches ultraschall-blutstroemungsmengenmessgeraet

Info

Publication number: DE3625041A1
Application number: DE19863625041
Authority: DE
Inventors: Kazuhiro Iinuma
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 1985-07-24
Filing date: 1986-07-24
Publication date: 1987-02-05
Also published as: DE3625041C2; US4790322A; JPS6226051A; JPH0653117B2

Description

Die Erfindung betrifft ein Ultraschall-Blutströmungsmengenmeßgerät zum Messen der Blutströmung (in ml/s) durch einen interessierenden Bereich eines menschlichen Patienten unter Ausnutzung eines Ultraschall-Dopplereffekts.

Bei einem bisherigen, den Ultraschall-Dopplereffekt ausnutzenden Blutströmungsmengenmeßgerät emittiert ein Ultraschall-Wandler einen Ultraschallstrahl einer Frequenz fo zu einer Blutströmung z. B. einem Blutgefäß, wobei der Ultraschallstrahl tatsächlich von den Blutzellen in dem das Blutgefäß durchströmenden Blut zurückgeworfen wird. Dabei ändert sich die Frequenz des Echosignals entsprechend der Blutströmungsgeschwindigkeit aufgrund eines von einer Relativbewegung zwischen dem Ultraschallstrahl und dem Blutstrom herrührenden Dopplereffekts. Wenn dabei die Dopplerverschiebungsfrequenz des Echosignals mit fd bezeichnet wird, ergibt sich die folgende Beziehung zwischen fd und fo:

Der Winkel R steht dabei für einen Winkel zwischen der Emissionsrichtung der Ultraschallwelle und der Richtung der Blutströmung. Die Geschwindigkeit v der Blutströmung berechnet sich nach der obigen Gleichung durch Messung des Winkels R, und eine Blutströmungsmenge Q (in ml/s) berechnet sich daher durch Multiplizieren der Blutströmungsgeschwindigkeit v mit der Innenquerschnittsfläche S des Blutgefäßes.

Beim bisherigen Blutströmungsmengenmeßgerät muß der Winkel R zwischen der Emissionsrichtung des Ultraschallstrahls und der Richtung der Blutströmung gemessen werden. Dieser Winkel muß dabei unter Beobachtung eines Blutgefäß- Schnittbilds auf einem Monitor-Bildschirm gemessen werden; die Messung des Winkels R erweist sich aber als schwierig, so daß die Blutströmungsmenge durch z. B. das Herz kaum genau meßbar ist.

Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung eines automatischen (Ultraschall-)Blutströmungsmengenmeßgeräts zum Messen einer Blutströmungsmenge ohne Bestimmung der Emissionsrichtung des Ultraschallstrahls und der Richtung der Blutströmung.

Diese Aufgabe wird durch die im Patentanspruch 1 gekennzeichneten Merkmale gelöst.

Beim erfindungsgemäßen Meßgerät steuert ein Ultraschall- Wandler einen interessierenden Bereich eines menschlichen Körpers mit einem Ultraschallstrahl an (steers), und er nimmt ein Echosignal von diesem Bereich ab. Eine Doppler- Recheneinheit erfaßt ein Dopplersignal auf einer orthogonal zum Ultraschallstrahl liegenden Linie aus dem Echosignal. Die Geschwindigkeitskomponente v der Blutströmung längs des Ultraschallstrahls auf dieser Linie wird aus dem Dopplersignal berechnet, so daß eine Blutströmungsmenge aus der Geschwindigkeitskomponente v und dem Blutströmungsquerschnitt berechnet wird.

Im folgenden ist eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Ultraschallansteuerung oder -führung (steering) zur Erläuterung des der Erfindung zugrundeliegenden Prinzips,

Fig. 2 bis 5 schematische Darstellungen zur Verdeutlichung des Grundprinzips der Erfindung,

Fig. 6 eine teilweise in Blockschaltbildform gehaltene Darstellung eines Ultraschall-Blutströmungsmengenmeßgeräts gemäß einer Ausführungsform der Erfindung,

Fig. 7 ein Blockschaltbild eines Blutströmung-Rechenteils gemäß Fig. 6,

Fig. 8 ein Zeitsteuerdiagramm eines Ansteuer- oder Treiberimpulses und

Fig. 9 eine schematische Darstellung eines mit linearer Ansteuerung oder Führung arbeitenden Geräts.

Gemäß Fig. 1 emittiert ein in enger Berührung mit einer Brust(korb)wand 5 stehender Ultraschall-Wandler 10 in einem Sektorführungsmodus (sector steering mode) einen Ultraschallstrahl durch einen Zwischenraum zwischen den Rippen eines menschlichen Patienten zu dessen Herz. Dabei wird der Ultraschallstrahl n-mal (z. B. 8mal) in Synchronismus mit Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpulsen (rate pulses) der Wiederholungsfrequenz fr für jede der Führungslinien L 1, . . ., Ln ausgesandt und empfangen.

Empfangssignale entsprechend 8 Frequenzimpulsen in Richtung der Führungslinie L 1 werden nach Phasendetektion in Digitalsignale umgewandelt, aus denen die Dopplersignalkomponenten ausgezogen werden. Aus der Empfangsinformation entsprechend den 8 Nennwerten oder Geschwindigkeiten (rates) wird eine Dopplerfrequenz fd ermittelt und im vorliegenden Fall in einem Zeitintervall (d. h. 800 ns) entsprechend einer Taktfrequenz einer A/D- Wandlers, z. B. 1,25 MHz, längs des vom Ultraschall-Wandler emittierten Strahls gemessen. Das Zeitintervall von 800 ns entspricht einer Strecke von 0,6 mm. Dies bedeutet, daß die Dopplerfrequenz fd für jede Strecke (etwa 0,6 mm) gemessen wird. Eine Beziehung zwischen der Dopplerfrequenz fd an der Meßstelle und der Blutströmungsgeschwindigkeitskomponente v _B an der Meßstelle in Ultraschallstrahlrichtung ergibt sich wie folgt:

Darin bedeuten fo und C = Übertragungsfrequenz bzw. Schallgeschwindigkeit (etwa 1500 m/s) des Ultraschallstrahls Im allgemeinen ist die Richtung des Ultraschallstrahls von derjenigen der Blutströmung verschieden; wenn dabei der Winkel R einen Winkel zwischen diesen Größen angibt und die Absolutgröße der Blutströmungsgeschwindigkeit mit v _O bezeichnet wird, gilt die folgende Gleichung:

In Beziehung zu den Richtungen der Führungslinien L 1, . . ., Ln wird die entsprechende Dopplerfrequenz fd an den betreffenden Positionen ermittelt.

Es sei angenommen, daß die Dopplerfrequenzen an den Schnittpunkten zwischen den jeweiligen Ultraschallstrahlen und einer Linie a-a (entsprechend einem Kreisbogen mit dem Ultraschall-Wandler als Zentrum im Sektorführungsmodus), die orthogonal oder senkrecht zu den betreffenden Ultraschallstrahlen verläuft, durch fd ₁, fd ₂, . . . fd _N angegeben sind. Hierbei vergrößert sich die Geschwindigkeit des Blutstroms oder der Blutströmung zu seinem bzw. ihrem Zentrum hin, so daß die Größe der Dopplerfrequenz fd zum Zentrum der Blutströmung durch eine M-te Position bezeichnet ist, läßt sich die Dopplerfrequenz fd _M in dieser Position wie folgt ausdrücken: In obiger Gleichung bedeuten:
l = Abstand vom Ultraschall-Wandler zur Linie a-a
δ = Winkel zwischen benachbarten Führungslinien
A = Korrekturkoeffizient.

Die Auflösung von Gleichung (3) ergibt eine von der linken Herzkammer 1 in eine Aorta 4 strömende Blutmenge. Die Ableitung von Gleichung (3) ist nachstehend näher erläutert.

Die pro Zeiteinheit durch einen interessierenden, von einer Linie g umrahmten Bereich S strömende Blutmenge ist im allgemeinen eine Größe, die durch Integrieren der Größe eines inneren Produkts eines sehr kleinen (minute) Flächenabschnitts im Bereich S und der Geschwindigkeit des durch den sehr kleinen Flächenabschnitt strömenden Bluts in bezug auf den gesamten Bereich S ausgewertet oder ermittelt wird.

Wenn mit ds, v _O oder R der sehr kleine oder kleinste Flächenabschnitt, die Absolutgröße der Blutströmung bzw. der zwischen einer Lotrechten auf dem kleinsten Flächenabschnitt und einem Blutströmungsvektor festgelegte Winkel bezeichnet werden, läßt sich die Blutströmungsmenge durch folgende Gleichung ausdrücken:

Wenn gemäß den Fig. 3 und 4 das Blut durch ein Blutgefäß mit dem Radius ro in z-Achsen-Richtung strömt, läßt sich die Absolutgröße v _O(r) der Blutströmungsgeschwindigkeit als Funktion eines Abstands r vom Zentrum des Blutgefäßes ausdrücken.

Unter Berücksichtigung eines Bereichs oder Abschnitts S orthogonal zur Blutströmungsrichtung in Fig. 3 bestimmt sich die durch diesen Abschnitt (section) fließende Blutmenge zu:

Unter Berücksichtigung eines Abschnitts S′, dessen y-Achse gemäß Fig. 4 unter einem Winkel R zur Blutströmungsrichtung geneigt ist, wird eine durch den Abschnitt S (S′) in Fig. 4 strömende Blutmenge natürlicherweise gleich der durch den Abschnitt S in Fig. 3 fließenden Blutmenge, wenn die Absolutgröße v _O der Blutströmungsgeschwindigkeit dieselbe ist wie in Fig. 3. Da der Abschnitt oder die Ebene S in Fig. 4 eine Ellipse darstellt, wird die Blutströmungsmenge Q, genauer gesagt, entgegen Gleichung (5) nach einem Doppel- oder Flächenintegral ausgewertet. Hierbei werden in Gleichung (5) für die angenäherte Auswertung (oder Ermittlung) der Blutströmung die Größen x und y′ nach Fig. 4 anstelle von r eingesetzt. In diesem Fall sind Q _x und Q _y′ durch folgende Gleichung definiert:

Da y′ = r · secR, kann Q _y′ wie folgt umgeschrieben werden:

Anhand von Gleichung (6) und (8) läßt sich Qr nach folgender Gleichung bestimmen:

Wenn R ausreichend kleiner ist als 1, kann Qr nach der folgenden Gleichung bestimmt (evaluated) werden:

Selbst wenn der Abschnitt (oder Schnitt) S′ nicht senkrecht zur Blutströmungsrichtung liegt, kann anhand von Gleichung (10) die Blutströmungsmenge durch einfaches bzw. eindimensionales Integrieren der Haupt- und Nebenachsen dieses Abschnitts angenähert ausgewertet bzw. bestimmt werden. Wenn bei einer achssymmetrischen Blutströmung der Abschnitt (oder Schnitt) senkrecht zur Blutströmungsrichtung liegt, kann die Blutströmungsmenge anhand von Gleichung (5) bestimmt werden. Mithin kann eine durch diesen, achssymmetrisch zur Blutströmung geneigten Abschnitt strömende Blutmenge aus der Größe der Haupt- und Nebenachsen oder eines Mittelwerts beider Achsen bestimmt werden.

Bei der in Fig. 1 gezeigten Blutströmung durch das Herz strömt das Blut in der Systole als Herzminutenvolumen (cardiac output) von der linken Herzkammer 1 in die Aorta 4. Wenn die Linie a-a z. B., von der linken Herzkammer 1 aus gesehen, unmittelbar vor der Aortaklappe 7 eine ausreichend größere Linie ist, passiert das Blut den die Linie a-a einschließenden Bereich.

In Fig. 5 steht v _O(r) für die Absolutgröße einer Blutströmungsgeschwindigkeit an den Schnittpunkten zwischen den Führungslinien L 1-Ln und der Linie a-a, wobei mit r ein Abstand bezeichnet ist, der von einer Mittenposition M entsprechend der größten Blutströmungsgeschwindigkeit von allen Schnittpunkten gemessen ist. Der kleinste (minute) Abschnitt, in der Richtung r senkrecht zur Ansteuer- oder Führungsrichtung definiert, ist mit dr bezeichnet, während der Winkel zwischen dem Blutströmungsgeschwindigkeitsvektor 8 und der Führungslinie mit R angegeben ist. Unter diesen Bedingungen wird die Blutströmungsmenge nach den im folgenden angegebenen Gleichungen ausgewertet oder bestimmt. Gleichung (11) ist in bezug auf einen Schnitt durch eine Hauptachse des Herzens abgeleitet:

Dabei steht R für einen Winkel zwischen dem Ultraschallstrahl und dem Blutströmungsvektor 8. Q _∥ wird nach der folgenden Gleichung (12) durch Einsetzen von Gleichungen (1) und (2) in Gleichung (11) ermittelt (evaluated):

dr wird durch einen Abstand zwischen den Führungslinien auf der Linie a-a ersetzt und nach Gleichung (13) berechnet. In diesem Fall stehen l für einen Abstand vom Ultraschall-Wandler zur Linie a-a und δ für einen Winkel zwischen benachbarten Führungslinien:

Durch Einsetzen von Gleichung (13) in Gleichung (14) ergibt sich folgende Gleichung:

Wenn die Linie a-a um die mittlere Führungslinie M als Achse gedreht wird, wird eine Menge Q ₁ auf einem Kreisbogen a-a, wie durch die folgende Gleichung (15) ausgedrückt, bestimmt. Wenn α einen Winkel zwischen der Linie a-a und einer praktisch parallel zur Aortaklappe 7 und senkrecht zu einer Achse der Aorta 4 verlaufende Linie b-b, als Größe in einer Mittenposition, angibt, so gilt:

Die Menge Q der Blutströmung läßt sich mithin nach folgender Gleichung ableiten:

Wenn α kleiner ist, läßt sich Q wie folgt ableiten:

Es kann berücksichtigt werden, daß die Blutströmung aus der linken Herzkammer 1 in die Aorta 4 an der Seite der linken Herzkammer (linker Herzkammerauslaß) praktisch achssymmetrisch wird. In diesem Fall ist jedoch eine solche Symmetrie nicht notwendigerweise adäquat, so daß es nötig ist, die Blutströmungsmenge etwas zu korrigieren. Mit diesem mit A bezeichneten Korrekturfaktor kann die Blutströmungsmenge nach derselben Gleichung wie Gleichung (3) bestimmt werden. Dabei ist A eine der Einheitsgröße oder 1 (unity) angenäherte Größe, die auf der Grundlage klinischer Daten bestimmt wird, wobei darauf hinzuweisen ist, daß diese Größe als in einem Bereich von 0,5 ≦ωτA 2 liegend angesehen werden kann.

In einem Blutdurchgang eines großen Querschnitts, z. B. in der Herzhöhle, kann die Blutströmungsmenge nach Gleichung (3) zweckmäßig bestimmt (evaluated) werden. In einem Durchgang, z. B. einem Blutgefäß, dessen Querschnitt kleiner ist und innerhalb der Breite des Ultraschallstrahls liegt, läßt sich andererseits die Blutströmungsmenge durch das Blutgefäß nach der folgenden Gleichung berechnen: Darin bedeuten:
D = Durchmesser des Blutgefäßes
L = Korrekturfaktor.

Im folgenden ist eine Ausführungsform der Erfindung auf der Grundlage des vorstehend erläuterten Prinzips beschrieben.

Bei der in Fig. 6 dargestellten Anordnung liefert ein Taktgenerator 11 einen Grundtakt von z. B. 40 MHz zu einem Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpulsgenerator (rate pulse generator) 12, der seinerseits einen Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpuls von 5 kHz auf der Grundlage des Grundtakts vom Taktgenerator 11 zu einem Übertragungs- oder Sendeverzögerungskreis 13 liefert, der seinerseits die Impulsrate nach Maßgabe der Führungsrichtung verzögert und der mit einem Treiberimpulsgenerator 15 verbunden ist. Der Treiberimpulsgenerator 15 besteht aus einer Anzahl von Impulsgebern, die über ein Kabel 16 mit dem Ultraschall-Wandler 10 verbunden sind.

Der Ultraschall-Wandler 10 wird durch den Ansteuer- oder Treiberimpuls des Impulsgebers angesteuert und sendet einen Ultraschallstrahl zum interessierenden Bereich oder Untersuchungsbereich aus und empfängt Echos vom Untersuchungsobjekt. Das Echosignal vom Ultraschall- Wandler 10 wird über ein Verstärker 17 einem Empfangsverzögerungskreis 14 aufgeschaltet, der auf eine Verzögerungs- oder Laufzeit entsprechend der Verzögerungs- oder Laufzeit des Verzögerungskreises 13 eingestellt ist und ein Empfangssignal entsprechend der betreffenden Führungslinie auszieht. Das Ausgangssignal des Verzögerungskreises 14 wird an einen Mischer 19 angelegt, der seinerseits ein Empfangssignal durch Multiplikation eines Bezugssignals (von z. B. 2,5 MHz) von einem Bezugssignalgenerator 18 mit dem Empfangssignal vom Verzögerungskreis 14 erfaßt (detects). Der Mischer besteht aus einem Zweikanal-Mischkreis zur Bestimmung der Normal- und Gegenrichtung eines Dopplersignals aus dem Empfangssignal. Gleiche Empfangssignale werden beiden Kanälen des Zweikanal-Mischkreises zugeführt, wobei zu beachten ist, daß Bezugssignale, deren Phasen um genau 90° zueinander verschoben sind, an die Bezugsklemmen des Zweikanal-Mischkreises angelegt werden.

Die Ausgangsklemme des Mischers 19 ist an ein MTI-Filter 22 (Moving Target Indication filter) über ein Tiefpaßfilter 20 und einen A/D-Wandler 21 angeschlossen. Das Tiefpaßfilter 20 ist vorgesehen, um eine unerwünschte Hochpaßkomponente aus dem Signal vom Mischer 19 zu beseitigen. Das MTI-Filter 22 dient zur Beseitigung einer Echowellenkomponente, die von einem sich langsam bewegenden Bereich, etwa vom Herzmuskel, stammt. Die Ausgangsklemme des MTI-Filters 22 ist mit einem Dopplerrechenteil 23 zum Berechnen einer Dopplerverschiebungsfrequenz fd verbunden. Die Ausgangsklemme des Dopplerrechenteils 23 ist an einen Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 angeschlossen, der auf der Grundlage des Dopplerfrequenzsignals vom Dopplerrechenteil 23 anhand der Gleichungen (3) und (17) oder (19) die Größe der Frequenz fd eines Dopplersignals auswertet oder bestimmt, das für jeden gegebenen Abstand von der Oberfläche eines menschlichen Körpers oder für jedes gegebene Zeitintervall ab der Erzeugung eines Geschwindigkeitsimpulses erhalten wird. Der Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 ist an seinem Ausgang mit einem Streifenschreiber 25 und einer Anzeigeeinheit 26 verbunden. Eine Zentraleinheit (CPU) 27 steuert den Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 sowie die Sende- und Empfangsverzögerungskreise 13 bzw. 14.

Gemäß Fig. 7 umfaßt der Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 einen ersten Speicher 32 zur Ermöglichung der Speicherung eines noch zu beschreibenden, von der Zentraleinheit 27 eingegebenen Faktors nach Maßgabe des Takts von einem ersten Taktgenerator 31. Der erste Speicher 32 ist an seiner Ausgangsklemme mit einem ersten Multiplizier- oder Vervielfacherkreis 33 verbunden, und der Dopplerrechenteil 23 ist mit seiner Ausgangsklemme an die andere Eingangsklemme des Vervielfacherkreises 33 angeschlossen, der seinerseits mit einer Eingangsklemme eines zweiten Multiplizier- oder Vervielfacherkreises 34 verbunden ist.

Ein Komparator 35 vergleicht das Ausgangssignal des zweiten Speichers 36 mit der Dopplerverschiebungsfrequenz fd, die durch den Dopplerrechenteil 23 berechnet worden ist. Der zweite Speicher 36 ist an die Ausgangsklemme des Komparators 35 angeschlossen und speichert somit ein Vergleichsergebnis vom Komparator 35. Die Ausgangsklemme des zweiten Speichers 36 ist mit der Eingangsklemme eines dritten Speichers 37 verbunden, welcher die Zahlendaten der Führungslinie entsprechend den Dopplerfrequenzdaten im zweiten Speicher 36 speichert. Die Ausgangsklemme des dritten Speichers 37 ist mit der Eingangsklemme eines vierten Speichers 38 verbunden, der eine Größe -i-M- speichert. Die gespeicherte Größe wird nach Maßgabe eines Takts von einem zweiten Taktgenerator 39 in den zweiten Vervielfacherkreis 34 ausgelesen, der das Ausgangssignal vom ersten Vervielfacherkreis 33 und das Ausgangssignal vom ersten Vervielfacherkreis 33 und das Ausgangssignal vom vierten Speicher 38 multipliziert und als Ergebnis der Multiplikation ein Signal zu einem fünften Speicher 40 liefert, der seinerseits an seiner Ausgangsklemme mit dem Streifenschreiber 25 und der Anzeigeeinheit 26 verbunden ist.

Das beschriebene automatische Blutströmungsmengenmeßgerät arbeitet wie folgt:

Der Taktgenerator 11 liefert einen Takt zum Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpulsgenerator 12, der seinerseits einen Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpuls (rate pulse) von 5 kHz auf der Grundlage dieses Takts erzeugt und diesen Geschwindigkeitsimpuls zum Sendeverzögerungskreis 13 überträgt, wo er mit einer in Sektorführungsrichtung (L 1-Ln) bestimmten Verzögerungszeit verzögert wird. Der verzögerte Geschwindigkeitsimpuls wird dem Treiberimpulsgenerator 15 zugeführt, der einen Treiberimpuls entsprechend dieser Verzögerungszeit liefert. Der Treiberimpuls wird dem Ultraschall-Wandler 10 zugeführt, der seinerseits einen entsprechenden Ultraschallstrahl in Richtung der Führungslinie L 1 aussendet. Der Ultraschallstrahl tritt in das Herz ein, wobei Echos vom lebenden Gewebe entsprechend der Tiefe(nlage) des lebenden Gewebes sequentiell in den Ultraschall-Wandler 10 eintreten, der diese Echos in Echosignale umsetzt.

Die Echosignale werden nach Verstärkung durch den Verstärker 17 dem Empfangsverzögerungskreis 14 zugeführt und in diesem sequentiell um eine Verzögerungszeit, welche derjenigen des Sendeverzögerungskreises 13 gleich ist, verzögert. Zu diesem Zeitpunkt werden die Echosignale addiert. Das Ausgangssignal vom Empfangsverzögerungskreis 14 wird dem Mischer 19 eingegeben und in diesem einer Phasendetektion unterworfen. Das Ausgangssignal vom Empfangsverzögerungskreis 14 wird durch eine nicht dargestellte Aplitudendetektorschaltung einer Amplitudendetektion unterworfen und sodann der Anzeigeeinheit eingespeist, in welcher es in einem B-Modus wiedergegeben wird.

Nach der Phasendetektion oder -erfassung durch den Mischer 19 wird das Echosignal über das Tiefpaßfilter 20 dem A/D-Wandler 21 zugeführt, der das Echosignal nach Maßgabe eines Takts einer Frequenz von 1,25 MHz in ein Gleichspannungssignal umwandelt. Die Abtastung (sampling) des Echosignals mit 1,25 MHz ist analog der Abtastung des Echosignals für jeweils 0,6 mm, in Tiefenrichtung von der Oberfläche des Untersuchungsbereichs aus gesehen, mit der zu 1500 m/s berechneten Schallgeschwindigkeit bezüglich seines Abstands oder seiner Strecke.

Wenn ein Zyklus des Aussendens und Empfangens des Ultraschallstrahls abgeschlossen ist, wird der nächste Zyklus auf ähnliche Weise durchgeführt. Auf diese Weise werden acht Zyklen solcher Sende- und Empfangsoperationen in Führungsrichtung (L 1) durchgeführt, so daß acht Echodaten in einem gegenseitigen Abstand von 0,6 mm in den betreffenden Positionen des Untersuchungsbereichs abgegriffen werden.

Die an der Ansteuer- oder Führungslinie L 1 erhaltenen Echodaten werden nach Filterung mittels des MTI-Filters dem Dopplerrechenteil 23 eingegeben, welcher auf der Grundlage von Gleichungen (1) und (2) die Dopplerverschiebungsfrequenz fd aus den so abgegriffenen Echodaten auswertet oder ermittelt. Die Verschiebungsfrequenzdaten (fd) als Ergebnis der Berechnung werden dem Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 zugeliefert, in welchem die Blutströmungsmenge (amount of blood flowed) anhand der Verschiebungsfrequenzdaten (fd) nach Gleichung (3) oder (19) berechnet wird, um eine Auswertung oder Bestimmung von fd, d. h. fd ₁ am Schnittpunkt der Führungslinie L 1 mit der senkrecht zu ihr definierten Linie a-a zu ermöglichen.

Wenn fd ₁ am genannten Schnittpunkt (junktion) auf diese Weise ausgewertet oder ermittelt (worden) ist, wird auf ähnliche Weise fd ₂ am Schnittpunkt zwischen der Führungslinie L 2 und der Linie a-a ermittelt (evaluated). Auf diese Weise werden die Blutströmungsmengen an den Schnittpunkten zwischen den Führungslinie L 1-L 2 und der genannten Linie a-a sequentiell ausgewertet oder ermittelt. Die Blutströmungsmengen (amounts of blood flowing) an diesen Schnittpunkten werden zusammenaddiert, so daß eine Blutströmungsmenge vom Herzen in die Aorta anhand dieser Additionsgröße bestimmt werden kann.

Bei der Bestimmung der Blutmenge in bezug auf die Linie a-a werden die Dopplerdaten aus z. B. 256 Positionen über die Tiefe des Untersuchungsbereichs in gegenseitigen Abständen von 0,6 mm abgegriffen. Wenn die Dopplerdaten in bezug auf z. B. acht Linien a-a bis a′-a′ abgegriffen werden, kann eine Blutströmungsmenge genauer aus einem Mittelwert der Blutströmungsmengen in bezug auf die acht Linien berechnet werden. Es sei beispielsweise angenommen, daß der Ultraschallstrahl wiederholt mit einer Puls- oder Impulsratenfrequenz von 5 kHz ausgesandt und empfangen wird, wobei die Zahl N der Ansteuer- oder Führungslinien mit 16 und eine Führungslinie zu acht Raten (rates) vorausgesetzt sind. Da in diesem Fall eine Dateneinheit pro 25,6 ms in bezug auf eine Linie a-a, d. h. 39 Daten pro Sekunde, vom Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 erhalten wird, können dann, wenn die Daten in bezug auf die acht Linien a-a bis a′-a′ abgegriffen werden, die achtfachen Daten(mengen) über dasselbe Intervall wie im Fall einer Linie gewonnen werden.

Gleichungen (3) und (19), bestehend aus einer Kombination aus einer Summe und Produkt, können schnell berechnet oder aufgelöst werden; auf die im folgenden beschriebene Weise kann aber die Verarbeitungsgeschwindigkeit erhöht werden. Die Größen A, π, C, fo und δ in Gleichung (3) werden als bekannte Größen bestimmt, unabhängig von der Blutströmungsmenge am oder im Untersuchungsbereich. Während der Messung der Blutsrömungsmenge wird l durch Bezeichnung der Linie a-a als konstant betrachtet. Aus diesem Grund ist es nicht unbedingt erforderlich, daß die erwähnten Faktoren schnell auf Echtzeitbasis berechnet werden. Es ist nur nötig, die Blutströmungsmenge mittels der Zentraleinheit 27 zunächst durch Berechnung oder Auflösung der nachstehenden Gleichung (20) und Einsetzen eines Rechenergebnisses B in die nachstehende Gleichung (21) zu bestimmen:

Hierbei ist darauf hinzuweisen, daß die Berechnung nach Gleichung (21) mittels der Schaltung gemäß Fig. 7 erfolgt.

Die Arbeitsweise der Schaltung nach Fig. 7 ist nachstehend erläutert:

Die Schaltung gemäß Fig. 7 spricht auf einen Takt an, dessen Dopplerfrequenz fd gleich 1,25 MHz ist, um Dopplerdaten an Positionen über die Tiefe des Untersuchungsbereichs in einem Intervall (oder Abstand) von 0,6 mm, d. h. 0,8 µs, in Richtung der Führungslinie L 1 gemäß Fig. 1 abzugreifen. Bei fd = 256 werden Dopplerfrequenzdaten (fd, fd, . . ., fd) über einen Abstand von 15,4 cm für eine Zeitspanne von 0,8 µs × 256 ≒ 205 µs gewonnen. Die Dopplerfrequenzdaten werden dem ersten Rechen- oder Vervielfachungskreis 33 eingegeben und darin mit dem aus dem ersten Speicher 32 ausgelesenen Faktor B multipliziert. Der Faktor B enthält einen Abstand l vom Ultraschall-Wandler 10, wobei der Abstand l mit einer Rate von 0,6 mm für jeden Taktimpuls von 1,25 MHz vom ersten Taktgenerator 31 vergrößert wird. Das Ausgangssignal vom Dopplerrechenteil 23 wird durch den Komparator 35 mit dem Ausgangssignal vom zweiten Speicher 36 verglichen. Wenn das Ausgangssignal des Dopplerrechenteils 23 größer ist als dasjenige des zweiten Speichers 36, wird letzterer auf die Doppelfrequenzdaten des Dopplerrechenteils 23 aktualisiert. Da der zweite Speicher 36 anfänglich in einen "0"-Zustand gesetzt ist, werden Daten fd, fd, . . ., fd entsprechend einer anfänglich eingegebenen Führungslinie (i=1) im zweiten Speicher 36 gespeichert.

Sodann werden Daten entsprechend der Führungslinie L 2 in den Komparator 35 eingegeben, wobei nur die Daten fd, die größer sind als die Daten auf der vorher gespeicherten Führungslinie L 1, im zweiten Speicher 36 (ab)gespeichert werden. Die Führungslinienzahl i entsprechend den in den zweiten Speicher 36 eingeschriebenen Daten wird im dritten Speicher 37 gespeichert. Eine Größe i-M wird in den vierten Speicher 38 eingeschrieben, wo sie in Abhängigkeit von Takt des zweiten Taktgenerators 39 von 1 bis N variiert wird. Die Größe M wird anfänglich in einen Zustand N/2 oder (N+1)/2 gesetzt, doch wird nach Abschluß einer Führung (steering) (i=1-N) die Größe M im dritten Speicher 37 gespeichert, so daß sie in den vierten Speicher 38 eingeschrieben wird. Der Inhalt des vierten Speichers 38 wird jedesmal aktualisiert, wenn ein Abschnitt eines Untersuchungsbereichs angesteuert (steered) wird.

Bei der ersten Rate werden 256 Daten Bfd, Bdf, . . . Bdf sequentiell mit einem Abstand von 0,8 µs zum zweiten Vervielfacherkreis 34 geliefert, damit eine Multiplikation des Ausgangssignals vom ersten Vervielfacherkreis 33 mit den im vierten Speicher 38 gespeicherten Daten 1-M stattfinden kann. Das Multiplikationsergebnis wird im fünften Speicher 40 gespeichert. Bei der zweiten Rate liefert der erste Vervielfacherkreis 33 die Daten Bdf, Bdf, . . . Bdf zum zweiten Vervielfacherkreis 34, in welchem - wie im Fall der ersten Rate - eine Multiplikation dieser Daten mit den Daten 2-M vom vierten Speicher 38 erfolgt. Das Multiplikationsergebnis wird dem fünften Speicher 40 zugeliefert und in diesem zu den ersten Raten- oder Geschwindigkeitsdaten (rate data) addiert. Auf diese Weise erfolgen Berechnungen bis zur N-ten Rate, um ein Rechenergebnis nach Gleichung (21) zu erhalten. Dies bedeutet, daß schließlich Gleichung (3) aufgelöst worden ist.

Das im fünften Speicher 40 gespeicherte Rechenergebnis wird dem Streifenschreiber 25 und der Anzeigeeinheit 26 für Wiedergabe zugeliefert.

Da für die Durchführung der Berechnung bis zur N-ten Rate 25,6 ms nötig sind, kann eine entsprechende Blutströmungsmenge alle 25,6 ms bestimmt und auf der Anzeigeeinheit angezeigt werden. Das Herzminutenvolumen (cardiac output) kann entweder durch Berechnen einer mittleren Blutströmungsmenge oder Integrieren einer Blutströmungsmenge pro Herzschlag und Multiplizieren dieser integrierten Größe mit der Herzfrequenz berechnet werden.

Wie erwähnt, werden die Dopplersignale aus Wellen erfaßt, die im Untersuchungsbereich als Ergebnis der Aussendung des Ultraschallstrahls zurückgeworfen werden, und somit werden die Dopplersignale auf der in einer Richtung orthogonal zur Führungslinie des Ultraschallstrahls definierten Linie berechnet, mit dem Ergebnis, daß nicht nur eine Blutströmungsmenge durch z. B. das Blutgefäß, sondern auch eine Blutströmungsrichtung nicht bestimmt ist, wie beim Herzen, auf Echtzeitbasis automatisch gemessen und als Meßwert auf der Anzeigeeinheit wiedergegeben werden kann. Es ist dabei auch möglich, gleichzeitig die Herzbewegung und den Raumzustand des Blutstroms in das Herz zu beobachten. Da ein gewöhnliches Ultraschall-Schnittbild, d. h. das B-Modusbild, erfindungsgemäß wiedergegeben werden kann, kann unter Einhaltung des B-Modus die Blutströmungsmenge im Untersuchungsbereich gemessen werden, wodurch dem Mediziner sehr wertvolle diagnostische Informationen geboten werden.

Obgleich bei der beschriebenen Ausführungsform die Blutströmungsmenge im Sektorführungsmodus gemessen werden kann, kann auch eine Blutströmungsmenge in der Karotis oder in einem Unterleibsblutgefäß oder eines Fötus gemessen werden, wenn mittels eines Lineararrayumwandlers eine Diagonalführung (diagonal steering) vorgenommen wird. Genauer gesagt: gemäß Fig. 9 wird ein Lineararraywandler 41 in enge Berührung mit der Oberfläche 42 eines menschlichen Untersuchungsobjekts gebracht, wobei ein Ultraschallstrahl in einem Linearführungsmodus in die hepatische Venen 44 enthaltene Leber 43 emittiert wird. Unter Beobachtung des auf Echtzeitbasis mittels der Echosignale wiedergegebenen B-Modusbilds kann die Blutströmungsmenge durch die hepatischen Venen gemessen werden, indem die Linien a-a bis a′-a′ in bestimmter Weise diagonal zu den Linien L 1 bis Ln im B-Modus eingestellt oder festgelegt werden. In diesem Fall wird die Blutströmungsmenge auf der Grundlage der folgenden Gleichung bestimmt: Darin bedeutet:
d = Abstand zwischen den Führungslinien in einem Linearführungsmodus.

Obgleich bei der beschriebenen Ausführungsforms angegeben ist, daß die Blutströmungsmenge in einer Richtung, d. h. orthogonal zur Führungslinie, bestimmt wird, kann auch eine Blutströmungsmenge in einer zweiten Richtung orthogonal zur genannten Richtung berechnet werden, so daß eine Gesamtblutmenge auf der Grundlage beider Linien bestimmt (evaluated) werden kann. Wenn die Führung mit dem Ultraschallstrahl über die Tiefe des Untersuchungsbereichs, d. h. über das Zentrum und nahe des Zentrums des Bereichs, durch den das gesamte Blut strömt, erfolgt, oder auch wenn die Führung über einen Abschnitt des Untersuchungsbereichs vorgenommen wird, kann dennoch die Gesamtblutströmungsmenge in diesem Bereich bestimmt werden.

Claims

1. Ultraschall-Blutströmungsmengenmeßgerät, gekennzeichnet durch
einen Ultraschall-Wandler (10) zum Ansteuern (steering) eines interessierenden Bereichs eines Untersuchungsobjekts mit einem Ultraschallstrahl zur Ermöglichung einer Messung des in diesem Bereich strömenden Bluts und zur Lieferung von Echos von diesem Bereich als Echosignale,
eine Dopplerrecheneinheit (23) zum Berechnen eines Dopplersignals aus den vom Ultraschall-Wandler gelieferten Echosignalen und
eine Blutströmungsmengen-Recheneinheit (24) zum Bestimmen (evaluating) einer Blutströmungsmenge durch den interessierenden Bereich auf der Grunglage von in dem von der Dopplerrecheneinheit erhaltenen Dopplersignal enthaltenen Signalkomponenten auf mindestens einer orthogonal zur Ansteuer- oder Führungsrichtung liegenden Linie,

2. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Blutströmungsmengen-Recheneinheit die Bluströmungsmenge mittels einer gewichteten Summierung der Signalkomponenten auf mindestens einer orthogonal zu den Ansteuer- oder Führungslinien liegenden Linie auswertet oder ermittelt.

3. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Ultraschall-Wandler Mittel (10) zum Sektor ansteuern- oder -führen des interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjekts umfaßt und die Blutströmungsmengen- Recheneinheit (24) die Blutmenge durch Berechnung nach folgenden Gleichungen: in welchen bedeuten:
A = ein Korrekturkoeffizient
fo = Frequenz des Ultraschalls
l = ein Abstand vom Ultraschall-Wandler zu der mindestens eine Linie
δ = ein Winkel zwischen benachbarten Ansteuer- oder Führungslinien
i = Zahl oder Nummer der Ansteuer- oder Führungslinie
M = Zahl oder Nummer einer zentralen Ansteuer- oder Führungslinie
fdi = eine einer i-ten Ansteuer- oder Führungslinie zugeordnete Dopplerverschiebungsfrequenz,
auswertet oder ermittelt.

4. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Ultraschall-Wandler Mittel (10) zum Ansteuern des interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjekts in einer Richtung umfaßt.

5. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Ultraschall-Wandler Mittel (10) zum mittels des Ultraschallstrahls erfolgenden Ansteuern des interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjekts in einer Richtung und in einer anderen, die genannte eine Richtung schneidenden Richtung umfaßt.

6. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Blutströmungsmengen-Recheneinheit (24) Einrichtungen zum Berechnen der Blutströmungsmenge durch den interessierenden Bereich des Untersuchungsobjekts auf der Grundlage von Signalkomponenten auf einer Anzahl von orthogonal zu den Ansteuer- oder Führungslinien liegenden umfaßt.

7. Meßgerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Blutströmungsmengen-Recheneinheit (24) auf einen Mittelwert von Blutströmungsmengen, die auf der Grundlage von Signalkomponenten auf einer Anzahl von orthogonal zu den Ultraschall-Ansteuer- oder -Führungslinien liegenden Linien berechnet werden, bezogen ist.

8. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Ultraschall-Wandler (10) Mittel zum linearen Ansteuern des interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjekts umfaßt und daß die Blutströmungsmengen- Recheneinheit (24) eine Blutströmungsmenge durch Auswertung oder Auflösung der folgenden Gleichung: mit
C = Schallgeschwindigkeit des Ultraschalls
fo = Frequenz des Ultraschalls
i = Zahl (oder Nummer) der Ansteuer- oder Führungslinie
M = Zahl (oder Nummer) einer zentralen Ansteuer- oder Führungslinie
N = Zahl der Ansteuer- oder Führungslinien
fdi = eine einer i-ten Ansteuer- oder Führungslinie zugeordnete Dopplerverschiebungsfrequenz,
berechnet.