DE69315351T2

DE69315351T2 - Gerät und verfahren zur anzeige von emboli mittels ultraschall

Info

Publication number: DE69315351T2
Application number: DE69315351T
Authority: DE
Inventors: Mark Curry; John Klepper; Mark Moehring; Merrill Spencer
Original assignee: INST OF APPLIED PHYSIOLOGY AND
Current assignee: INST OF APPLIED PHYSIOLOGY AND
Priority date: 1992-09-17
Filing date: 1993-09-17
Publication date: 1998-05-07
Anticipated expiration: 2013-09-18
Also published as: EP0660686B1; EP0660686A1; US5348015A; ATE160275T1; AU4930193A; WO1994006353A1; DE69315351D1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und ein System, wie in den Oberbegriffen der Ansprüche 1 und 37 angegeben ist.
In einem solchen System nach dem Stand der Technik, wie es in der US-A-5,103,827 offenbart ist, wird eine Embolie durch Prüfen eines Dopplers-Signals mit großer Amplitude durch Vergleich der maximalen Amplitude des Vorwärts- Signals bei einer ersten Frequenzkomponente zu der maximalen Komponente eines rückwärts fließenden Signals bei einer zweiten Frequenzkomponente erfaßt. Diese Frequenzkomponenten werden vermutlich zu derselben Zeit erhalten. In jedem Fall ist die Zeit, unter der die Vorwärts- und Rückwärts-Frequenzkomponenten erhalten werden, nicht ein Faktor bei der Erfassung einer Embolie.

Übersicht

Embolien können entweder aus gebildeten Elementen, wie beispielsweise Blutgerinnseln, plättchenförmigen Aggregaten oder anderen teilchenförmigen Dingen, wie beispielsweise Teilen aufgrund einer Atheriosklerose-Erkrankung, Fett bestehen, oder sie können Gasblasen sein, die in die Blutgefäße über eine Injektion, chirurgrische Techniken, eine Kavitation bei prothetischen Klappen oder einer Dekompression oder Kompression auf niedrigere oder höhere atmosphärische Drücke eingebracht werden. Die Folge arterieller Embolien können pathologische Zustände sein, wie Ischämie eines Organs oder eines Glieds, eine Beeinträchtigung einer Funktion, vorübergehende ischämische Anfälle. Die Folge venöser Embolien kann eine Lungenembohe, eine Lungenhypertonie, eine Beeinträchtigung der Funktion des Herzens oder der Lunge oder des Durchgang in Bezug auf die arterielle Zirkulation, um arterielle Embolie-Folgen hervorzurufen, sein.
Da die Intensität des Ultraschalls, der von Embolien, die eine minimale Größe überschreiten, größer als derjenige ist, die von normalem, sich bewegendem Blut, reflektiert ist, rufen die Embolien eine vorübergehende Erhöhung in der Amplitude der Doppler-Verschiebe-Frequenzkomponente entsprechend der Geschwindigkeitskomponente der Embolien parallel zu dem Ultraschallstrahl hervor.
Derzeit existiert keine andere Einrichtung, weder nicht invasiv noch invasiv, die die routinemäßige, dynamische Beobachtung und Charakterisierung solcher vorübergehender Embolie-Ereignisse ermöglichen.

Frühere Ultraschallverfahren

Die Verwendung eines Doppler-Ultraschalls, um eine Blutströmungsgeschwindigkeit zu messen, ist für viele Jahre üblich gewesen. Das Prinzip der Betriebsweise basiert auf der Doppler-Verschiebung, die dazu führt, daß Ultraschallsignale, die von sich bewegenden Targets reflektiert sind, durch einen stationären Referenzwandler mit einer Verschiebung der Frequenz direkt proportional zu der Strömungsgeschwindigkeits-Komponenten parallel zu der Richtung und Orientierung des Ultraschallstrahls erfaßt werden. Diese Frequenz-Verschiebung aufgrund des Doppler-Effekts ist dieselbe für irgendein Objekt, das sich unter einer gegebenen Geschwindigkeit bewegt. Die Ampitude der Doppler-Verschiebung ist eine Funktion des akustischen Reflexionsvermögens des sich bewegenden Objekts, das den Ultraschall reflektiert.
Die Größe des Reflexionsvermögens ist eine Funktion der Größe, der Form, der Orientierung und der spezifischen, akustischen Impedanz des Reflektors. Am typischsten für Ultraschall-Doppler-Strömungsmeß-Systeme ist die Größe der Reflektoren, wie beispielsweise rote Blutzellen, die in dem gesamten Blut fließen, sehr klein verglichen mit der Wellenlänge des Ultraschalls, der dazu verwendet wird, die Doppler- Verschiebung zu messen. Bei der Einschränkung, daß das reflektierende Objekt klein verglichen mit einer Wellenlänge ist, wird es allgemein als ein "Streuteichen" beschrieben, was bedeutet, daß der Ultraschall, der auf das Objekt auftritt, nahezu gleichförmig in allen Richtungen reflektiert wird. Mit der Einschränkung, daß reflektierende Objekte im wesentlichen größer als eine Wellenlänge des Ultraschalls sind, der dazu verwendet wird, die Strömung zu messen, werden solche Objekte als gerichtete Reflektoren beschrieben, was angibt, daß die Reflexion des Ultraschalls dem Snellius' schen (Brechungs-) Gesetz folgt. In diesem Fall wird der Ultraschall in einer einzelnen, gerichteten Richtung gleich zu dem entgegengesetzten Einfallswinkel des Ultraschallstrahls reflektiert. Für Objekte einer Größe zwischen einem reinen Streuteil und einem gerichteten Reflektor ist ein gradueller Übergang von einem isotropen Streuen (Streuen in allen Richtungen) zu einer unidirektionalen, gerichteten Reflexion für Objekte viel größer als eine Wellenlänge vorhanden. Demzufolge kann eine Ansammlung von Blutzellen, die zusammengeklumpt sind, eine sehr ähnliche, spezifische, akustische Impedanz zu derjenigen einer einzelnen, roten Blutzelle haben, allerdings ist die Größe des Teilchens viel größer. Diese größere Größe führt zu einer Erhöhung der Größe der Reflektivitätsfunktion gegenüber derjenigen, die durch normal fließendes Blut geliefert wird.
Das US-Patent Nr.4,015,464 für Miller et al. beschreibt eine ultraschallmäßige Teilchenüberwachung mit kontinuierlicher Welle, die das Vorhandensein von gebildeten Element-Embolien beim Einfließen des gesamten Bluts in eine körperlich gesonderte Vorrichtung, die einer Herz-Lungen-Bypass-Pumpe zugeordnet ist, beschreibt. Ultraschall mit kontinuierlicher Welle wird durch eine Durchflußkammer übertragen, die mit einer Rohrleitung verbunden ist. Amplitudenmodulationen in dem empfangenen Ultraschallsignal werden als das Vorhandensein von Embolien aufgrund der erhöhten Reflektivität der Embolien erfaßt. Diese Vorrichtung, die eine Übertragung von Ultraschall zwischen zwei Wandlern verwendet, macht eine im wesentlichen nicht invasive Anwendung dieser Technik auf die animale Zirkulation unpraktisch.
Newhouse (Journal of the Acoustical Society of America, 1984) und Li (Journal of the Acoustical Society of America, 1992) beschreiben eine "gepulste Doppelfrequenz-Technik" zum Erfassen und größenmäßigen Bestimmen von Unterwasserblasen in dem Bereich von 0,5 mm bis 1 mm im Durchmesser (ozeanographische Anwendung). Diese Technik verwendet drei Wandler, einen gepulster, einen CW-Sender und einen Empfänger. Die Verwendung von drei Wandlern ist für eine Animal-Zirkulation unpraktisch, bei der ein schmales, räumliches Fenster gegeben ist, das oftmais für die Beobachtung von Gefäßen zur Verfügung steht. Auch erfaßt diese Technik nicht die gebildete Element-Embolie oder charakterisiert sie.

Merkmale von Doppler-Embolie-Signalen

Die Doppler-Ultraschall-Merkmale von Gefäß-Embolien sind in Spencer, Chapter 19, Transcranial Doppler, herausgegeben von DW Newell and R. Aaslid, Raven Press, Ltd., New York 1992, Seiten 215-230, beschrieben. Diese Merkmale sind:
Sie sind kurze Übergänge geringer als 0,1 Sekunde, die in der Amplitude von 3 bis 60 dB oberhalb des Hintergrund-Doppler-Blut-Geschwindigkeits-Spektrums liegen.
Sie sind unidirektional innerhalb entweder des fortschreitenden oder ablaufenden Geschwindigkeits-Spektrums.
Deren Zeitdauer ist umgekehrt proportional zu der Geschwindigkeit. Sie sind zufällig im Auftreten in dem Herzzyklus.
Sie sind gewöhnlich von sich ändernder Frequenz, wenn sie durch das Probenvolumen hindurchführen.
Sie klingen für das Ohr ähnlich eines harmonischen Piepsens, Pfeifens, Stöhnens oder Klickens in Abhängigkeit von deren Geschwindigket.
Im Gegensatz dazu werden artefaktische Übergänge, die als Rauschübergänge definiert sind, dargestellt durch:
Energien, die in dem Niederfrequenz-Bereich gewichtet sind.
Die Energie spreizt sich in höhere Frequenzbereiche, wenn sie lauter oder stärker ist.
Sie sind bidirektional, wenn sie sich von der Null-Frequenz-Referenz wegspreizen.
Sie sind mit Meßfühler-Aufschlägen, einer plötzlichen Bewegung oder elektrischen Umschaltübergängen übereinstimmend.
Der Wahrnehmungseffekt ist derjenige eines Rauschens im Gegensatz zu der tonmäßigen Qualität von Embolie-Signalen.
In dem Fall einer Erfassung einer Gas-Embolie, die im Blut fließt, kann der Grund für die erhöhte Reflektivität des Ultraschalls mit der großen Differenz in einer spezifischen, akustischen Impedanz zwischen derjenigen des Gases und derjenigen des ganzen Bluts in Bewegung gesetzt werden. Eine Erfassung solcher Gasblasen in der menschlichen Zirkulation wurde zuerst durch Spencer et al (Journal Occupational Medicine, 1969) berichtet. Diese Technik wurde weiterhin verfeinert, um eine arterielle Embolie während einer offenen Herzchirurgie zu erfassen, Spencer et al (Annals of Thoracic Surgery, 1969), und ist als eine Einrichtung zum Quantifizieren einer Dekompressionskrankheit durch Zählen der Zahl der Gas-Embolien, die durch die Lungenartene hindurchführen, verwendet worden, Spencer et al (Aerospace Medicine, 1972); Spencer et al (Cardiovascular Applications of Ultrasound, 1974); und Spencer (Journal of Applied Physiology, 1976). Wie in diesen Artikeln beschrieben ist, sind Gas-Embolien, die in dem Doppler-Ultraschallsignal als kurze Übergangsereignisse dargestellt werden, charakterisiert durch kurzes Pfeifen oder Piepsen, was leicht mit dem Ohr in dem Doppler-Audiosignal hörbar ist. Die Doppler-Audio- Charakteristika dieser hindurchführenden Blasen-Embolien werden durch Merkmale beschrieben, die zuvor aufgelistet sind, und bedeuten Gasblasen, die sich zusammen mit der Blutströmung bewegen, so daß das Signal, das geliefert wird, eine Erhöhung in der Amplitude oder Lautstärke eines bestimmten Tons ist, der die Geschwindigkeit eines einzelnen, hoch reflektiven Teilchens, das durch den Ultraschallstrahl hindurchführt, darstellt.
Als eine Maßnahme für eine weitere Analyse dieser Signale sind spektrale Analysen auf die Signale, die von Gas-Embolien in der Lungenartene empfangen sind, von Kisman (Ultrasonics, 1977) angewandt worden.
Weitere Algorithmen wurden entwickelt und getestet, um die Zahl der Blasen, die während einer Dekompression gebildet sind, zu quantifizieren, Beicher (IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 1980). Das Verfahren von Belcher unterteilt das Doppler-Spektrum in eine Reihe von diskreten Frequenz-Bändern. Eine Basislinie einer durchschnittlichen Amplitude wurde in jedem dieser Bänder durch Mitteung von Signalen über eine Periode mehrerer Minuten, wenn keine Blasen vorhanden waren, bestimmt. Ein Schwellwert wurde für jedes dieser Bänder eingestellt, oberhalb dem ein Signal als eine Blase gezählt wurde, falls das Signal den Schwellwert in nur einem Band oder in zwei angrenzenden Bändern überstieg. Falls das Signal den Schwellwert in mehr als einem Band während einer Abtastung zu einem Zeitpunkt überstieg, wurde angenommen, daß es Rauschen ist, da Breitbandsignale einer Wandlerbewegung, einem Klappen-Klicken, einer Herzwandbewegung oder einer elektronischen Interferenz zugeordnet sein können.

Grenzen früherer Ultraschall-Verfahren

Eine Amplituden und Schwellwert-Erkennung vom Embolie-Signalen ist grundsätzlich und zuvor angewandt worden, ist allerdings für eine zuverlässige Erkennung und Erfassung intravaskularer Embolien unzureichend. Unter die Probleme in Verbindung mit nur auf einer Amplitude basierenden Erfassung fallen Grenzen des dynamischen Bereichs des FFT, die Doppler-Audio-Elektroniken und die Band--Aufzeichnungs-Einrichtungen, ebenso wie die falsche Erkennung von Fühler-Aufschlägen oder anderen elektronischen Umschaltübergängen.
Während die Verwendung eines standardmäßigen Doppler-Geräts adäquat sein kann, um die Erfassung von Embolien zu ermöglichen, kann eine zuverlässige Differenzierung von Artefakten und eine Charakterisierung solcher Embolien, die deren Komposition und Größe betreffen, mit einem solchen Gerät allgemein nicht ausgeführt werden, ohne daß einige a priori Informationen von einer anderen Quelle verfügbar sind. Die Amplitude des Doppler-Verschiebe-Signals allein liefert nicht eine eindeutige Charakterisierung, da zum Beispiel die Amplitude eines Doppler-Signals, das durch eine kleine Blase erzeugt ist, gleich zu der Amplitude sein kann, die durch eine größere, feste Embolie erzeugt ist. In einem chirurgischen Eingriff, wo potentiell sowohl feste als auch gasförmige Embolien vorhanden sein können, kann eine solche Charakterisierung wichtig sein.

Klinische Erkennung und Grenzen

Derzeit ist die einzige routinemäßig verwendete Einrichtung zum Bestimmen, daß Embolien durch die arterielle Zirkulation fließen können, diejenige indirekt durch die Beobachtung der pathologischen Folgen solcher Embolien, die sich in das Ende arterieller Gefäße festsetzen, was Ischtmie-Bereiche in dem Gehirn, abdominale Organe oder Extremitäten hervorruft. Eine solche Ischämie kann eventuell Bereiche von Infarkten oder von Gewebetod hervorrufen, was zu permanenten, funktionalen Ausfällen führt. Derzeit ist eine Vorrichtung, um eine Vorwarnung von solchen permanenten Ausfällen bzw. Defiziten zu liefern, nicht verfügbar. Eine ophthalmoskopische Prüfung der Netzhautoberfläche oder eine Fundus-Photographie können Embolien identifizieren, die sich in den Netzhautarterien eingenistet haben, und wenn sie als ein Hollenhorst-Belag identifiziert sind, identifiziert dies den Charakter deren Ursprungs, allerdings werden diese gewöhnlich nach einer Episode einer Blindheit, wie dies durch die Aufmerksamkeit des nach der Ursache suchenden Arztes bemerkt wird, identifiziert.
Das Vorhandensein einer Embolie kann indirekt über eine Röntgenstrahlen-Angiographie erfaßt werden. Gefäße, die okkludiert oder ernsthaft durch das Vorhandensein eines stationären Blutklümpchens verengt worden sind, können in der Röntgenstrahlenabbildung durch entweder eine schlechte Visualiserung oder das Fehlen einer Visualisierung bestimmter Gefäße in dem Gehirn oder anderer Organe nachgewiesen werden. Eine Röntgenstrahlen-Computer-Tomographie und eine magnetische Resonanzabbildung können verwendet werden, um Bereiche eines Infarkts aufzuzeigen, die durch eine zerebrale Ischämie hervorgerufen sind, die durch Embolien verursacht sind, die sich in den zuführenden arteriellen Gefäßen eingenistet haben. Allerdings produzieren diese Verfahren nur Abbildungen des Endergebnisses solcher Embolien und können nicht die Embolie direkt abbilden.
Demzufolge besteht ein Erfordernis nach einer nicht invasiven Technik für die Erfassung und Quantifizierung von Embolien, die durch die Zirkulation fließen können. Eine solche Vorrichtung würde den Durchgang transienter Embolien bestimmen. Besonders benötigt werden ein Verfahren und eine Vorrichtung, um Mikro-Embolien einer ausreichend kleinen Größe zu erfassen, die klinische Anzeichen, die noch nicht erkannt sind, offenbaren, die allerdings von einer Quelle einer potentiell großen Größe und einer klinischen Konsequenz oder einer klinischen Konsequenz durch Ansammlung über die Zeit abgetrennt werden können. Dies kann bei einer Bestimmung des Therapieplans für den Patienten nützlich sein, was entweder eine Operation oder eine Medikamentierung sein kann, und kann auch eine Indikation von Behandlungsergebnissen liefern. Ähnlich kann die Ursache eines Schlaganfalls oder eines transienten Ischämie-Anfalls durch das Vorhandensein [oder das Nichtvorhandensein] solcher Embolien schlußfolgernd bestimmt werden. Zum Beispiel kann bei Patienten mit Symptomen einer zerebralen, vaskularen Insuffizienz däs Auffinden von Mikro-Embolien die Ätiologie-Quelle des Symptoms, das eine große Embolie hervorruft, anzeigen.
Die Quelle arterieller Embolien kann durch sequentielle oder simultane Überwachung entlang der Vaskulatur mit vielfachen Fühlern angezeigt werden. Bequeme Stellen für eine Überprüfung von das Gehirn versorgenden Arterien umfassen die gemeinsamen Karotis-Arterien, die zervikalen, inneren Karotis-Arterien und die mittleren, zerebralen Arterien. Andere Arterien können verwendet werden, beispielsweise die Schlüsselbein-, die vertebralen, die basilaren oder die ophthalmischen Arterien.
Zum Beispiel kann, wenn Embolien häufig von einer prothetischen Klappe als Quelle in dem Herz auftreten, eine sequentielle oder simultane Überwachung des Herzens oder des Herzbogens als Quelle durch das Vorhandensein bilateraler Mikro-Embolien in beiden gemeinsamen, inneren oder mittleren, zerebralen Arterien spezialisiert werden. Bei Patienten, bei denen mehrfache Embolien nur unilateral in der zervikalen, inneren Karotis-Artene erfaßt werden und nicht in der homolateralen, gemeinsamen Karotis-Artene, kann die Quelle an der Verzweigung der gemeinsamen Karotis- Arterie spezifiziert werden. Ähnlich kann die Quelle, wenn sie in der mittleren, zerebralen Arterie und nicht in der zervikalen, inneren Karotis-Artene erfaßt wird, als in der Siphon- bzw. der Magenkomponenten der inneren Karotis-Artene spezifiziert werden.
Ähnlich kann die Quelle von Embolien durch regionale Überwachung des arteriellen oder venösen Baums durch den Körper an vielfachen Stellen angezeigt werden. In dem Fall venöser Mikro-Embolien, die häufig von den Venen der unteren Extremitäten ausgehen, können Mikro-Embolien an vielfachen Stellen entlang der Venen der unteren Extremitäten oder in der untergeordneten Vena Cava erfaßt werden.

Zusammenfassung der Erfindung

Die primäre Aufgabe der Erfindung ist es, ein akkurates Realzeit-Doppler-Ultraschallsystem zur Erfassung des Vorhandenseins von Mikro-Embolien in einer Blutströmung, und um weiterhin solche Embolien durch die vermutliche Anzahl, Zusammensetzung und Größe zu charakterisieren, zu schaffen.
Diese und andere Aufgaben der Erfindung werden durch einen Ultraschallwandler, der angrenzend der Blutströmung positioniert ist, so daß der Wandler ultraschallmäßig mit der Blutströmung in Kommunikation steht, gelöst. Eine Doppler-Ultraschall- Einheit ist elektrisch mit dem Ultraschallwandler verbunden, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, das ein Frequenzspektrum besitzt, das für die Geschwindigkeit der Ultraschall-Streuungen in der Blutströmung indikativ ist. Ein Signaprozessor bestimmt ein Frequenzspektrum entsprechend dem Ausgangssignal und erfaßt dann das Vorhandensein einer Embolie in dem Blut als eine Funktion einer Beziehung zwischen der Amplitude von mindestens zwei Frequenzkomponenten in dem Frequenzspektrum. Der Prozessor liefert auch vorzugsweise eine Indikation einer Embolie, wenn die Amplitude mindestens einer Frequenzkomponente, und vorzugsweise eines Mittelwerts der Amplitude einer Vielzahl von benachbarten Frequenzkomponenten, einen Schwellwert übersteigt. Der Prozessor erfaßt vorzugsweise eine Embolie nur dann, wenn die Amplitude einer Frequenzkomponente größer als ein Schwellwert ist und die Amplitude einer zweiten Frequenzkomponente geringer als ein Schwellwert ist. Der Prozessor erfaßt vorzugsweise eine Embolie nur, falls die Anzahl der Male zu denen die Amplitude einer Frequenzkomponente in jedem Paar eine vorbestimmte Beziehung zu der Amplitude der anderen Frequenzkomponente in dem Paar mehr als eine vorbestimmte Anzahl von Malen besitzt. Auch erfaßt der Prozessor vorzugsweise die Embolie nur dann, wenn die Frequenzkomponenten in einem Spektrum einen Schwellwert übersteigen. Der Prozessor kann auch Einrichtungen zum Bestimmen umfassen, ob ein Artefakt vorhanden ist, und zum Verhindern der Erfassung einer Embolie in solchen Fällen.
Das erfindungsgemäße Verfahren und Gerät können auch eine Charakteristik einer Embolie, wie beispielsweise deren Größe oder Komposition, entweder alleine oder in Verbindung mit dem Erfassungsverfahren und -gerät, bestimmen. Falls dies der Fall ist, wird eine Vielzahl von Doppler-Ultraschall-Einheiten elektrisch mit dem Ultraschallwandler verbunden. Dort, wo Impuls-Doppler-Ultraschall-Einheiten verwendet werden, arbeiten sie bei einer unterschieduchen Trägerfrequenz, allerdings haben sie dieselbe Impulsdauer, Impulswiederholungsrate und dasselbetiefen-Gate. Ein Signalprozessor bestimmt dann eine Charakteristik einer erfaßten Embolie als eine Funktion einer Beziehung zwischen einer Charateristik (z.B. Energie) des Frequenzspektrums in dem Ausgangssignal von einer Impuls-Doppler-Einheit und einer Charakteristik (z.B. Energie) des Frequenzspektrums in dem Ausgangssignal der anderen Doppler-Einheit. Der Prozessor arbeitet vorzugsweise durch Bestimmung eines Satzes von ersten Zwischenwerten, von denen jeder der Energie des Frequenzspektrums von einer jeweiligen Doppler-Einheit entspricht, indikativ für Ultraschall, der von Blut und Embolien reflektiert ist, dann Bestimmen eines Satzes zweiter Zwischenwerte, von denen jeder der Energie des Frequenzspektrums von einer Doppler-Einheit entspricht, indikativ für Ultraschall, der von Blut allein reflektiert ist, und berechnet dann einen Satz von Komposit-Werten, wobei jeder davon eine Funktion des ersten und des zweiten Zwischenwerts ist, bestimmt aus derselben Doppler- Einheit. Die Charakteristik der Embolie kann dann als eine Funktion einer Beziehung zwischen mindestens zwei der Komposit-Werten in dem Satz bestimmt werden. Jeder der Sätze enthält vorzugsweise drei Werte und eine Charakteristik der Embolie wird als eine Funktion sowohl einer Beziehung zwischen zwei der Komposit-Werten als auch der Beziehung zwischen einem der zwei Komposit-Werten und dem verbleibenden Komposit-Wert identifiziert. Der erste Komposit-Wert wird vorzugsweise von einer ersten Doppler-Einheit bestimmt, die die höchste Trägerfrequenz besitzt, der dritte Komposit-Wert wird vorzugsweise von einer dritten Doppler-Einheit bestimmt, die die niedrigste Trägerfrequenz besitzt, und der zweite Komposit-Wert wird vorzugsweise von einer zweiten Doppler-Einheit bestimmt, die eine Trägerfrequenz besitzt, die zwischen den Trägerfrequenzen der ersten und der dritten Doppler-Einheit liegt. Der Prozessor skaliert vorzugsweise die Frequenz der Komponenten in den Spektren für zwei der Doppler-Einheiten als eine Funktion der relativen Trägerfrequenzen der Doppler-Einheiten, so daß die Doppler-Frequenzen der Doppler-Einheiten auf denselben Wert skaliert werden, der auf Streuungen in dem Blut, sich bei derselben Geschwindigkeit bewegend, anspricht.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Figur 1 zeigt ein Blockdiagramm einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems.
Figur 2 zeigt eine elektrische Schematik einer Impuls-Doppler-Einheit, die in der Ausführungsform der Figur 1 verwendet ist.
Figur 3 zeigt eine Schematik und ein Zeitabstimmungsdiagramm einer elektrischen Schematik des Schaltkreises, der dazu verwendet wird, die Zeitabstimmungsimpulse für die Impuls-Doppler-Einheit, die in den Figuren 1 und 2 dargestellt ist, zu erzeugen.
Figur 4 zeigt ein Flußdiagramm der Software, die einen ersten Digital-Signal-Prozessor, der in der Ausführungsform der Figur 1 verwendet ist, steuert.
Figur 5 zeigt ein Flußdiagramm eines Unterprogramms zum Einstellen von Unterbrechungen in dem ersten Digital-Signal-Prozessor, der in der Ausführungsform der Figur 1 verwendet ist.
Figur 6 zeigt ein Flußdiagramm eines Unterprogramms zum Berechnen der maximalen Strömungsgeschwindigkeit, die in dem Unterbrechungs-Einstell-Unterprogramm der Figur 5 verwendet ist.
Figur 7 zeigt ein Flußdiagramm der Software, die einen zweiten Digital-Signal-Prozessor steuert, der in der Ausführungsform der Figur 1 verwendet ist.
Figur 8 zeigt ein Flußdiagramm eines Embolie-Erfassung-Unterprogramms, das in der das digitale Signal verarbeitenden Software der Figur 7 verwendet ist.
Figur 9 zeigt ein Flußdiagramm eines "Piepsen" Erfassungs-Unterprogramms, das in dem Embolie-Erfassungs-Unterprogramm der Figur 8 verwendet ist.
Figur 10 zeigt ein Flußdiagramm einer Software, die einen Host-Computer steuert, der in der Ausführungsform der Figur 1 verwendet ist, zur Steuerung einer Koordination der Aktivität aller anderen Komponenten der Ausführungsform der Figur 1.
Figur 11 zeigt ein Flußdiagramm eines Unterprogramms, das in der Host-Computer- Software der Figur 10 zum Berechnen der ultraschallmäßig zurückgestreuten Energie von der Blutströmung unter einem Studium, wenn eine Embolie und Blut in dem Probenvolumen vorhanden sind, verwendet ist.
Figur 12 zeigt ein Flußdiagramm eines Unterprogramms, das in der Host-Computer- Software der Figur 10 zum Berechnen der ultraschallmäßig zurückgestreuten Energie von der Blutströmung unter Studium, wenn nur Blut in dem Probenvolumen vorhanden ist, verwendet ist.
Figur 13 zeigt ein Flußdiagramm eines Unterprogramms, das in der Host-Computer- Software der Figur 10 zum Unterscheiden zwischen einer Gas-Blasen-Embolie und einer Embolie eines geformten Elements, und, falls die Embolie ein gebildetes Element ist, zur Bestimmung der Embolie-Größe verwendet ist.
Figur 14 zeigt ein Flußdiagramm eines Tastenfeld-Eingabe-Unterprogramms, das in der Host-Computer-Software der Figur 10 zum Einstellen von Eingaben von einem Host-Computer-Tastenfeld in der Ausführungsform der Figur 1 verwendet ist.
Figuren 15A und 15B zeigen Diagramme, die eine Technik zur Verwendung des erfindungsgemäßen Systems darstellen, um eine Embolie in einem Patienten während eines diagnostischen Verfahrens zu erfassen.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung

Übersicht

Die System-Architektur für eine Ausführungsform der Erfindung ist in Figur 1 dargestellt. Das System enthält einen Impuls-Doppler-Abschnitt 100, einen Digital-Signal- Prozessor-Abschnitt (DSP) 200, einen zweiten DSP-Abschnitt 300 und einen Host- Computer 400.
Der Impuls-Doppler-Abschnitt 100 sendet einen Ultraschall-Impuls zu dem Gefäß, das betrachtet wird, empfängt den echomäßig zurückgeschickten Impuls und verarbeitet Doppler-Verschiebungs-Signale aufgrund des Bluts oder des Bluts plus einer Embolie, die sich innerhalb des Gefäßes bewegen. Wie dargestellt ist, werden in dem Abschnitt 100 drei konventionelle Doppler-Einheiten (110, 120, 130) verwendet. Jede Doppler-Einheit sendet einen Impuls, der um eine einzigartige Trägerfrequenz zentriert ist, und die gesendeten Impulse besitzen dieselbe Zeitdauer. Dasselbe Probenvolumen wird durch jede Doppler-Einheit geprüft. Derselbe Wandler 140 wird dazu verwendet, den Ultraschall-Impuls für jede Doppler-Einheit zu erzeugen. Die Impuls-Wiederholung für jede Doppler-Einheit wird durch denselben taktenden Schaltkreis 150 bewirkt, was bewirkt, daß die Impuls-Wiederholungs-Frequenzen (PRFs) der drei Doppler-Einheiten identisch sind.
Der erste DSP-Abschnitt 200 digitalisiert die analogen Doppler-Verschiebe-Signale von den drei Doppler-Einheiten (110, 120, 130), gewichtet die Leistungs-Spektral- Dichte (PSD) jedes Doppler-Signals, berechnet einen Parameter, die maximale Strömungsgeschwindigkeit oder die "Einhüllende", und führt alle diese Daten zu dem Host-Computer zu.
Der zweite DSP-Abschnitt 300 empfängt die PSD der ersten Doppler-Einheit 110 und die Einhüllende von dem Host-Computer. Der zweite DSP bestimmt dann das Vorhandensein oder das Nichtvorhandensein einer Embolie basierend auf einer Historie der PSD 1 und der Umhüllungs-Funktion.
Der Host-Computer 400 managt Änderungen, die durch den Benutzer an dem Tastenfeld 450 initiiert sind, in verschiedenen Ablaufzeit-Parametern. Der Host-Computer schreibt PSD-Daten zu der Video-Anzeige 440, unmittelbar nachdem sie von dem ersten DSP 200 empfangen sind. Diese Daten werden optional als ein Energie- Spektrum oder ein Amplituden-Spektrum angezeigt. Der Host-Computer 400 schreibt auch verschiedene Realzeit-Parameter, wie beispielsweise Energie-Pegel, für jede Doppler-Einheit, eine Gate-Tiefe, usw., zu der Video-Anzeige zum Überwachen durch den Benutzer. Der Host-Computer 400 speichert digitalisierte Doppler-Verschiebe-Daten zu einem RAM-Puffer 420. Wenn eine Embolie durch den DSP2 300 erfaßt wird, wird dies dem Host-Computer 400 signalisiert und der RAM-Puffer 420 wird zu der Festplatte 430 geschrieben. Abschließend berechnet der Host-Computer 400 Parameter, die Embolien charakterisieren, daß sie entweder durch ein Element oder eine Blase gebildet sind, und bestimmt eine ungefähre Größe für jedes Embolie-Element, das gebildet ist.

Doppler-Einheiten der Figur 1

Jede Impuls-Doppler-Einheit (110, 120, 130) arbeitet bei einer einzigartigen Mittenfrequenz. In einer bvorzugten Ausführungsform arbeiten die drei Doppler-Einheiten 110, 120, 130 jeweils bei 2,0 MHz, 1,714 MHz und 1,2 MHz, obwohl andere oder identische Frequenzen ausgewählt werden können. Die Sende-Bursts von jeder Doppler-Einheit müssen kohärent sein, wobei demzufolge diese Frequenzen durch ganzzahliges Teilen von einem Master-Takt erreicht werden können. Zum Beispiel können die drei Frequenzen, die hier verwendet werden, von einem Master-Takt mit 48 MHz durch Dividieren des Takts durch 6, 7 und 10 erhalten werden, um jeweils vier-phasige Takte für Doppler-Einheiten 1, 2 und 3 zu erhalten. Die drei Frequenzen werden so ausgewählt, um eine größenmäßige Bemessung und Charakterisierung von Embolien zu ermöglichen, und als solche sollten sie gut von anderen separiert werden, um eine Embolie über variierende Frequenzen zu ergründen.
Die Schematik für jede Doppler-Einheit (110, 120, 130) ist in Figur 2 dargestellt. Der Schaltkreis, der schematisch in Figur 2 dargestellt ist, wird für jede Trägerfrequenz wiederholt. Ein kontinuierlicher Oszillator, der bei der Trägerfrequenz 176 arbeitet, wird tormäßig bzw. gatemäßig kohärent gesteuert, um ein Ton-Burst zu erzeugen, das aus Vielfach-Zyklen der Trägerfrequenz aufgebaut ist. Die Rate eines tormäßigen Steuerns des Senders ist als die Impuls-Wiederholungs-Frequenz (PRF) bekannt, die effektiv die Abtastrate ist, unter der der Ultraschall in den Körper übertragen wird. Die Impuls-Wiederholungs-Frequenz wird von demselben Master-Takt erhalten, der die Trägerfrequenzen für jede Doppler-Einheit erzeugt (dies ist für kohärente Sende-Bursts für jede Doppler-Einheit erforderlich). Jede Doppler-Einheit läuft unter derselben Impuls-Wiederholungs-Frequenz und die Sende-Bursts von allen drei Doppler-Einheiten können in der Zeit so gestaffelt werden, daß sie sich nicht überlappen. Dies wird unter Verwendung eines gewöhnlichen bzw. gemeinsamen Triggers 150 ausgeführt, der unter der erforderlichen Impuls-Wiederholungs-Frequenz aktiviert wird, allerdings mit einer geeigneten Verzögerung für jede Doppler- Einheit. Das Takten 150 für diesen gemeinsamen Trigger, ebenso wie für eine Trägerfrequenzerzeugung, wird weiterhin anhand Figur 3 beschrieben. Die Empfänger- Tiefen-Gates werden auch geeignet so verzögert, daß jede Doppler-Einheit dasselbe Proben- bzw. Abtast-Volumen beobachtet. Es ist anzumerken, daß in Figur 3 durch tormäßiges Steuern von zwei Zeitgebern mit P1 zwei Bereichs-Gatter bzw. -Gates erhalten werden, jedes an unterschiedlichen Seiten in demselben Gefäß. Dies wird zugelassen, da das Tiefen-Gate (ebenso wie die Trägerfrequenz) für jede Doppler-Einheit unabhängig einstellbar und kohärent mit den anderen Doppler-Einheiten ist.
Ein Wandler 140 wird dazu verwendet, um sowohl die Ton-Bursts in den Körper zu senden als auch Echos aus dem Körper zu empfangen. Alle Doppler-Einheiten verbinden sich vorzugsweise, allerdings nicht notwendigerweise, mit diesem selben Wandler 140. Dieser Wandler wandelt elektrische Signale in Ultraschall-Signale, die von Blut, das von der Blutströmung, die beurteilt wird, reflektiert ist. Diese Echos werden verstärkt und im Bandpaß 152 gefiltert, um die Signale von anderen Doppler-Einheiten zu eliminieren, und weiter zu einem Paar Mischer (154, 156) hindurchgeführt, d.h. der Empfänger-Verstärker 152 für jede Doppler-Einheit wird so abgestimmt, um die Signale nur in dem schmalen Band um die Frequenz, die von Interesse ist, für diese Doppler-Einheit zu akzeptieren. Es ist auch ein Erfordernis, daß der Wandler 140 eine ausreichend breite Bandbreite besitzt, um eine ausreichende Empfindlichkeit bei allen Trägerfrequenzen zu schaffen.
Die Mischer erzeugen, nach einer Tiefpaßfilterung (158, 160), die zwei Signale entsprechend zu den sich in Phase und in Quadratur befindlichen Signalen. Die Tiefe einer axialen Abtastung innerhalb des Körpers wird durch tormäßiges Steuern (162, 164) der I- und Q-Signale simultan mit einem Impuls ausgewählt, der in der Zeit von jedem Sende-Impuls 178 verzögert ist, wobei die Verzögerung in der Zeit (T) einer Tiefe in dem Körper x entspricht, wobei x=CT/2 gilt, mit C gleich der Geschwindigkeit des Schalls in dem Körper. Der Ausgang von diesen Tiefen-Gates entspricht dem komplexen Doppler-Audio-Signal, wobei die Frequenz davon proportional zu der Geschwindigkeit sich bewegender Targets bei der Tiefe ist, und der Amplitude, die proportional zu der gestreuten Energie von den sich bewegenden Targets in dem Abtast-Volumen ist. Diese Signale werden verstärkt (166, 168) vor einer Digitalisierung (vorderes Ende von Abschnitt 200).
Für eine Erfassung von Embolien ist das wichtigste Merkmal der Doppler-Elektroniken dasjenige, daß die Mischer (154, 156) einen ausreichenden dynamischen Bereich haben müssen, so daß die Signale mit relativ großer Amplitude, die durch eine vorbeiführende Embolie produziert sind, nicht gestört werden. Dies ist notwendig, da die Charakterisierungs-Algorithmen auf einer linearen Signal-Theorie aufgebaut sind.

Erster Diaital-Sianal-Prozessor (DSP) 200 der Figur 1

Der erste Digital-Signal-Prozessor 200, der in Figur 1 dargestellt ist, befindet sich unmittelbar auslaufseitig des Doppler-Abschnitts 100. Das vordere Ende des DSP 200 besteht aus einem Multiplexer 210 und einem 12 Bit A/D 220. Der Multiplexer 210 ermöglicht, daß die komplexen Quadratur-Signale von mehr als einer Doppler- Einheit (110, 120, 130) in einen Eingangs-Strom organisiert werden, der dann, 220, digitalisiert wird. Die A/D konvertierten Daten werden in einen FIFO 230 eingeschrieben und ein Zähler 240 wird mit jedem Einschreiben erniedrigt. Wenn der Zähler gleich zu 0 ist, wird ein Unterbrechung s-Generator 250, wie beispielsweise eine Einkreis-Einrichtung, getriggert, um dadurch zu bewirken, daß die Daten in dem FIFO 230 zu einem RAM 270 übertragen und durch eine herkömmliche CPU 260 verarbeitet werden. Der Zähler 240 wird dann erneut mit einem variablen NPTS geladen, das die Zahl von A/D-Wandlungs-Takt-Zyklen zwischen Hardware-Unterbrechungen bezeichnet, und eine Digitalisierung fährt fort, so daß dort kein Spalt vorhanden ist, der in dem Daten-Strom erzeugt wird, der in den FIFO 230 eintritt. Ergebnisse der Verarbeitung dieses neuen Batchs von Daten werden zu dem Ausgangs-BIFO (bidirektionales FIFO) 280 geschrieben, und zwar für eine weitere Verarbeitung durch den Host-Computer 400 und den DSP2 300. Der Host-Computer 400 kann Befehle zu oder von jedem DSP (200, 300) über 16-Bit-Bidirektional-Anschlüsse über jeweilige Puffer 290 und 340 kommunizieren.
Die Software, die den ersten DSP 200 steuert, wird in den Figuren 4, 5 und 6 beschrieben. Figur 4 ist eine Hoch-Niveau-Software, die eine Modifikation verschiedener Betriebsparameter ermöglicht, und Unterbrechungen so ermöglicht, daß das Unterbrechungs-Service-Unterprogramm der Figur 5 aktiv wird. Das Unterbrechungs- Service-Unterprogramm, das in Figur 6 dargestellt ist, verarbeitet Energie-Spektren von den ankommenden Daten. Figur 6 stellt im Detail das Unterprogramm zur Berechnung der maximalen Strömungsgeschwindigkeit zu einem bestimmten Zeitpunkt dar.

Hoch-Niveau-Software der Figur 4 zum Steuern des zweiten DSP

Die Hoch-Niveau-Software der Figur 4 läuft ohne Beendigung ab, wenn sie einmal aktiviert wird. Der Zweck dieser Software ist derjenige, als eine Exekutive zu wirken und irgendeinen von zwei Befehlen von dem Host-Computer 400 auszuführen. Die Software beginnt mit Warten bei 289 auf einen Befehl von vom Host-Computer 400 über einen Puffer 290. Ein Befehl von "1", der bei 292 erfaßt ist, zeigt an, daß das Unterbrechungs-Service-Unterprogramm bei 293 gesperrt werden soll. Falls dies der Fall ist, werden optionale Parameter an Schritten 294, 295, 296 und 297 geladen. Ein Befehl von "2", der an dem Schritt 289 erfaßt ist, zeigt an, daß das Unterbrechungs-Service-Unterprogramm der Figur 5 durch Freigeben von Unterbrechungen bei 299 aktiviert werden soll.
In Figur 4 sind die Parameter, die unter einem "1" Befehl geladen sind, ADRATE (die A/D-Konversions-Rate), geladen bei 294, NPTS (die Zahl der A/D-Konversions-Takt- Zyklen zwischen Hardware-Unterbrechungen), geladen bei 295, SENS (der Empfindlichkeits-Schwellwert zum Berechnen der maximalen Strömungsgeschwindig keit), geladen bei 296, und SOURCE (zeigt an, ob Daten von Files kommen, die auf einer Festplatte 430 in dem Host-Computer 400 gespeichert sind, oder den Doppler- Einheiten 100 über den A/D 220), geladen bei 297. ADRATE wird durch Schreiben dieses Werts in einen Zähler, der den A/D-Schaltkreis 224 steuert, an dem Schritt 294 geladen. NPTS 295 wird durch Schreiben dieses Werts zu einem Abwärts-Zähler 240, der den Hardware-Unterbrechungs-Generator 250 steuert, am Schritt 295, geladen. SENS 296 und SOURCE 297 werden durch Speichern dieser Werte in dem RAM 270 an Schritten 296, 297 jeweils für einen Zugriff durch Software, die nachfolgend beschrieben ist, die auch in dem RAM 270 gespeichert ist, geladen.

DSP1 Unterbrechungs-Service-Unterprogramm der Figur 5

Das DSP1 Unterbrechungs-Service-Unterprogramm (ISS) 500, das bei 299 aufgerufen ist, falls ein "2" Befehl bei 299 (Figur 4) erfaßt ist, ist in Figur 5 dargestellt. Die Aufgaben dieses Unterprogramms sind: (1) Hereinbringen von digitalisierten Doppler-Verschiebungs-Daten von dem A/D 220 oder von dem Host-Computer 400, (2) Berechnen der Energie-Spektral-Dichten entsprechend jeder der drei Doppler-Einheiten (110, 120, 130), (3) Bestimmen der maximalen Strömungs-Geschwindigkeit von der Doppler-Einheit 1 110, und (4) Kommunizieren der Doppler-Verschiebung- Daten, der PSDs und der maximalen Strömungs-Geschwindigkeit mit dem Host- Computer 400.
Das ISS beginnt mit Sperren von Unterbrechungen bei 510, so daß verschachtelte Unterbrechungen verboten werden (d.h. das ISS muß nicht reaktiviert werden, während es sich in der Verarbeitung einer Handhabung einer Unterbrechung befindet). Das ISS prüft den Wert von SOURCE an einem Schritt 512, um zu bestimmen, ob die ankommenden Daten von dem A/D (in einer Realzeit-Akquisition) oder von dem Host-Computer 400 (Playback-Modus) stammen. Falls die Daten von dem Host- Computer 400 stammen, dann bestimmt das ISS an einem Schritt 514, ob ein Zeichen in den Puffer 290 von dem Host-Computer 400 geschrieben worden ist, das anzeigt, daß die NPTS an Daten bereits in dem BIFO 1 280 (Figur 1) sind. Falls die Daten von dem Host-Computer 400 stammen und keine Daten bei 514 dahingehend gefunden werden, daß sie in dem BIFO 1 280 sind, dann gibt das ISS Unterbrechungen bei 556 frei und kehrt die Steuerung zu dem Haupt-Programm (Figur 4) zurück.
Falls Daten zur Verarbeitung ("JA" bei 514 oder "NEIN" bei 512) bereit sind, liest das ISS sie von dem geeigneten FIFO bei entweder 516 oder 518. Das ISS verarbeitet dann im Demultiplex-Verfahren den Datenstrom und schreibt ihn in drei RAM 270 Puffer: D1, D2 und D3. Jeder Puffer enthält Doppler-Verschiebe-Signale von einer Doppler-Einheit 110, 120, 130. Jeder Puffer ist 256 Worte (128 komplexe Paare) in der Länge und die Puffer werden so reorganisiert, daß jedes Wort neuer Daten das älteste Wort in dem Puffer verschiebt. Die digitalisierten Doppler-Daten werden dann zu dem Host-Computer 400 über das bidirektionale FIFO 1 520 geschrieben.
Das Energie-Spektrum für jede Doppler-Einheit wird durch Verarbeiten jedes Puffers, D1, D2 und D3 mit demselben Algorithmus erhalten. Ein Puffer wird zuerst mit einem Fenster-Filter bei 522, 534 oder 544, in diesem Fall ein Blackman-Fenster, vervielfacht. Ein FFT wird dann bei 524, 536 oder 546 durchgeführt und ein Energie- Spektrum wird bei 526, 538 oder 548 berechnet. Abschließend wird das Energie- Spektrum bei 528, 540 oder 550 so reorganisiert, daß der voranführende Koeffizient einer maximalen Vorwärts-Strömungs-Geschwindigkeit entspricht und der abschließende Koeffizient einer maximalen Rückwärts-Strömungs-Geschwindigkeit entspricht. Dies ist eine wahlweise Reihenfolge, allerdings notwendig, so daß keine Mehrdeutigkeit irgendwo in den verschiedenen Algorithmen dieser Erfindung eingeführt wird. Die Energie-Spektrum-Berechnung wird "an Ort und Stelle" vorgenommen, so daß die Puffer D1, D2 und D3 nun Energie-Spektren im Gegensatz zu Doppler-Verschiebe-Signalen enthalten.
Die ISS-Verarbeitung, die einer Energie-Spektrum-Berechnung folgt, unterscheidet sich an diesem Punkt 530, 541 oder 551 für jeden Puffer. Die maximale Blut-Strömungs-Geschwindigkeit für Spektrum 1 wird durch Aufrufen eines Unterprogramms bei 530 berechnet, das in Figur 6 dargestellt ist. An einem Schritt 532 wird der Wert, der bei 530 berechnet ist, in dem RAM 270 plaziert, wobei eine Variable J und ein Spektrum 1 (Puffer D1) zu dem Host-BIFOI geschrieben wird.
Spektrum 2 (Puffer D2) wird durch Interpolation bei 541 wieder abgetastet, so daß die Geschwindigkeits-Skalierung von Spektrum 2 dieselbe ist wie diejenige für Spektrum 1. Diese Differenz im Skai ieren entsteht, da eine einzelne Blut-Strömungs-Geschwindigkeit in unterschiedlichen Doppler-Verschiebungen resultieren wird, wenn unterschiedliche Trägerfrequenzen verwendet werden. Spektrum 2 wird zu dem Host-BIFO 1 am Schritt 542 geschrieben.
Schließlich wird Spektrum 3 (Puffer D3) wieder durch Interpolation am Schritt 551 abgetastet, so daß die Geschwindigkeits-Skalierung dieselbe wie diejenige für Spektrum 1 ist. Das Spektrum 3 wird dann zu dem Host-BIFO 1 bei 522 geschrieben. Dem Host-Computer 400 wird am Schritt 554 über den Puffer 290 (Figur 1) signalisiert, daß Daten in dem Host-BIFO 1 bereit sind. Unterbrechungen werden dann bei 556 freigegeben und die Steuerung kehrt zu dem Haupt-Programm (Figur 4) zurück.

Abschätzungs-Unterprogramm für die maximale Strömungs-Geschwindiakeit der Figur 6

Das Unterprogramm, das bei 530 der Figur 5 zum Abschätzen der maximalen Blut- Strömungs-(MAXFLOW)-Geschwindigkeit aufgerufen ist, ist in Figur 6 dargestellt. Dieses Unterogramm wird ausgeführt, um die Geschwindigkeitsbereiche zu bestimmen, die eine Embolie annehmen kann. Falls eine Embolie erfaßt wird, deren Geschwindigkeit außerhalb dieses Bereichs liegt, muß sie ein Artefakt sein, da sich eine Embolie schneller bewegen wird als das umgebende Blut. Eine Begrenzung des Bereichs der Geschwindigkeiten, über die die Suche für eine Embolie durchgeführt wird, reduziert den Verbrauch an Zeit, der für ein Embolie-Erfassungs-Unterprogramm erforderlich ist. Das MAXFLOW Unterprogramm beginnt durch Initialisierung von zwei Arbeits-Arrays, V und W, bei 570, bei dem ersten Durchgang durch das Unterprogramm. Dieser Schritt 570 wird nur einmal durchgeführt. Das MAXFLOW Unterprogramm bestimmt die maximale Geschwindigkeit durch Starten bei dem höchsten Vorwärts-Strömungs-Geschwindigkeits-Koeffizienten und Filtern der spektralen Koeffizienten aufeinanderfolgend zu den DC-Geschwindigkeits-Koeffizienten hin. Die maximale Geschwindigkeit wird zugeordnet, wenn die Änderung in dem Ausgang des Filters einen Schwellwert übersteigt. Der Schwellwert, x, ist eine Funktion der Werte y, z, und SENS. Bei 572 wird z durch Auffinden des maximalen Vorwärts-Strömungs-Spektral-Koeffizienten berechnet. Y ist ein Wert, der z durch eine "Delta-Modulation spurt", d.h. falls das Unterprogramm am Schritt 574 bestimmt, daß y < z ist, dann wird y bei 575 erhöht. Wenn das Unterprogramm am Schritt 574 bestimmt, daß y > z ist, dann wird y bei 576 erniedrigt. SENS ist der durch den Benutzer spezifizierte Empfindlichkeits-Schwellwert zum Erfassen der maximalen Strömungsgeschwindigkeit. Der Schwellwert x wird bei 580 als die Summe von y und z, dividiert durch zweimal SENS, berechnet.
Der Index zum Suchen durch das Spektrum für die maximale Strömungsgeschwindigkeit "j" wird auf "2" bei 582 eingestellt. Der Filter-Ausgang, W(j), wird bei 584 als der gewichtete Durchschnitt von drei benachbarten, spektralen Koeffizienten, C(j), C(j+1) und C(j+2), berechnet, ebenso wie ein spektraler Koeffizient von dem vorherigen Spektrum 1, wobei V(j) bei 584 berechnet wird. In diesem Unterprogramm ist C(j) synonym zu dem Spektrum für die Doppler-Einheit 1. Wenn W(j)-W(j-1) dahingehend befunden wird, daß es x übersteigt, und zwar im Schritt 588, wird der Index "j" um eins am Schritt 592 erhöht. Es ist anzumerken, daß dies der Index innerhalb des Spektrums 1 entsprechend der maximalen Strömungs-Geschwindigkeit ist. Falls W(j)-W(j-1) dahingehend befunden wird, daß es nicht x übersteigt, und zwar bei 588, dann wird der Such-Index, j, um eins bei 586 erhöht, und das Unterprogramm bestimmt bei 590, ob der Index "j" die ganze Zeit zu dem DC-Geschwindigkeitskoeffizienten 590 fortgeschritten ist. Falls dies nicht der Fall ist, verzweigt sich das Unterprogramm zurück zu Schritt 584, wo die Suche fortfährt. Falls das Unterprogramm am Schritt 590 bestimmt, daß die Suche die ganze Zeit zu DC hin gegangen ist, dann wird eine Null-Geschwindigkeit durch Einstellen des Index "j" auf den DC-Index am Schritt 594 spezifiziert. Das MAXFLOW Unterprogramm endet durch Zurückführen des Index "j" zu dem Aufruf-Programm bei 598.

Zweit-Digital-Signal-Prozessor-Software der Figur 7

Wie Figur 1 zeigt, besitzt der Zweite-Digital-Signal-Prozessor DSP 300 die alleinige Ansprechfähigkeit, Embolien zu erfassen und deren Vorhandensein zu dem Host- Computer 400 hin anzuzeigen. Die Erfassung wird in Bezug auf Spektrum 1 und den Wert J, die jeweils der Amplituden-Spektral-Dichte von der Doppler-Einheit 1 entsprechen, vorgenommen, und die maximale Strömungsgeschwindigkeit, die in dem MAXFLOW Unterprogramm berechnet ist, wie dies vorstehend unter Bezugnahme auf Figur 6 erläutert ist. Der zweite DSP ist ähnlich in der Architektur zu dem ersten DSP 200 dahingehend, daß er dieselbe CPU 320, den RAM 330, den Host-BIFO 310 und den Puffer 340 besitzt. Diese Komponenten des zweiten DSP 300 sind in derselben Konfiguration wie diejenige in dem ersten DSP 200 aufgebaut und werden für die Zwecke hier mit einer 2 anstelle von 1 indiziert (z.B. DSP2, RAM 2, Host-BIFO 2, usw.).
Die Software, die den zweiten DSP 300 steuert, wird in den Figuren 7, 8 und 9 beschrieben. Figur 7 zeigt ein Flußdiagramm der Hoch-Niveau-Software. Dieses Unterprogramm erhält Daten von dem Host-Computer 400 und ruft ein Embolie-Erfassungs-Unterprogramm, das in Figur 8 dargestellt ist, auf. Figur 9 zeigt ein Flußdiagramm einer Komponente des Embolie-Erfassungs-Unterprogramms, das auch als der "Piepston" -Detektor bekannt ist. Einige globale Variablen, die bei allen Pegeln der Figuren 7, 8 und 9 verwendet werden, sind Amplituden-Spektren "A", "B" und "C", und gefilterte Amplituden-Spektren "S" und "T". "C" ist das jüngste Amplituden- Spektrum, das von der Doppler-Einheit 1 ausgeht. "B" ist der vorherige Wert von "C" und "A" ist der vorherige Wert von "B". "T" ist der gewichtete Durchschnitt von "A", "B" und "C", und "S" ist der vorherige Wert von "T", wenn ein einzelner Doppler-Kanal verwendet werden soll, um Embolien zu erfassen. Alternativ kann "S" ein gewichteter Durchschnitt von Spektren von einem zweiten Kanal derselben Doppler-Einheit sein, wie dies in der Beschreibung der Figur 3 diskutiert ist.
Die Hoch-Niveau-Software, die in Figur 7 dargestellt ist, beginnt durch Erhalten des Erfassungs-Empfindlichkeits-Schwellwerts, K, von dem Host-Computer am Schritt 610. Je niedriger der Wert dieses Schwellwerts ist, desto größer ist die Zahl von falschen Alarmen. Der Benutzer wird eine Kontrolle über diesen Wert haben müssen und kann es wünschen, ihn so einzustellen, um Situationen von vanierendem SNR, oder anderen klinischen Überwachungs-Szenarien, anzupassen.
Die Hoch-Niveau-Software der Figur 7 wartet am Schritt 612 auf ein Amplituden- Spektrum, daß es von dem Host-Computer 400 über den Host-BIFO 280 (Figur 1) ankommt. Diese Ankunft wird durch den Host-Computer 400 gekennzeichnet, der einen Wert zu dem Puffer 340 hin schreibt. Wenn neue Daten verfügbar sind, überträgt der zweite DSP 300 die momentanen Werte der Arrays "B", "C" und "T" jeweils zu "A", "B" und "S" am Schritt 614. Er liest dann die momentanen Werte des Arrays "C" und "J" von dem Host-BIFO 280 an Schritten 616 und 618 jeweils. Der zweite DSP 300 ruft dann das Embolie-Erfassungsprogramm bei 620 auf und stellt ein Embolie-"Zeichen" auf entweder WAHR(TRUE) oder FALSCH(FALSE). Der TRUE oder FALSE Wert dieses Zeichens wird zu dem Host-Computer 400 bei 622 kommuniziert. Das Unterprogramm prüft dann Puffer 340 bei 624, um zu sehen, ob der Host-Computer 400 wünscht, den Wert "K" zu ändern, und verarbeitet dann irgendwelche erwünschten Ähderungen durch Zurückführen zu dem Schritt 610. In jedem Fall kehrt das DSP 2 Unterprogramm zurück, um auf Daten von dem Host-Computer 400 bei 612 zu warten, wodurch demzufolge das DSP 2 Unterprogramm der Figur 7 wiederholt wird.

Embolie-Erfassungs-Unterprogramm der Figur 8

Das Embolie-Erfassungs-Unterprogramm, das durch die Hoch-Niveau-Software der Figur 7 bei 620 aufgerufen wird, ist in den Figuren 8 und 9 dargestellt. Figur 8 zeigt die Grundarbeit zur Erfassung eines Piepstons auf und Figur 9 zeigt das tatsächliche Piepston-Erfassungs-Unterprogramm 670. Die vier Hauptaufgaben, die durch das Unterprogramm der Figur 8 durchgeführt werden, sind:
Produziere ein modifiziertes Spektrum "T" am Schritt 640 aus den Spektren "A", "B" und "C". Das modifizierte Spektrum "T" ist ein solches, in dem Piepston-Signale gegenüber der Hintergrund-Blutströmung verstärkt werden. T(i) wird am Schritt 640 unter Verwendung der Formel A(i+1)+A(i-1)+2*B(i)+C(i+1)+C(i-1), wobei i von 2 bis 127 läuft, berechnet.
Aktualisiere ein Array aus Schwellwerten, D(1..64) an den Schritten 642-- 652 zum Separieren der Embolie-Signale von Signalen aufgrund einer Hintergrund- Blutströmung. Die Doppler-Verschiebungs-Signal-Energie aufgrund einer Blutströmung variiert oftmals mit der Geschwindigkeit und demzufolge dient jeder Schwellwert für eine bestimmte Vorwärts-Strömungsgeschwindigkeit. Die Schwelwerte, D(1..64), folgen deren jeweiligen Spektrum-Koeffizienten, T(1..64), über eine Delta-Modulation, d.h. der Index i wird auf "1" am Schritt 642 gesetzt. Bei jedem Wert von i wird, falls D(i) dahingehend befunden wird, daß es geringer als T(i) ist, am Schritt 644, dann D(i) um eins bei 648 erhöht. Falls D(i) dahingehend befunden wird, daß es größer als T(i) ist, am Schritt 644, dann wird D(i) um eins bei 646 erniedrigt. "1" wird dann um eins bei 650 erhöht. Schließlich wird eine Bestimmung bei 652 vorgenommen, um zu bestimmen, ob der abschließende Wert von "i" erreicht worden ist. Falls dies der Fall ist, schreitet das Unterprogramm zu Schritt 654 fort. Ansonsten kehrt das Unterprogramm zu Schritt 644 zurück, um D(i) entsprechend dem nächsten Wert von "i" zu modifizieren. Auf diese Art und Weise wird D(i) wiederholt an den Schritten 644-648 modifiziert, bis "i" dahingehend befunden ist, daß es gleich 65 am Schritt 652 ist.
Bestimmung, ob ein Rückwärts-Strömungs-Artefakt vorhanden ist (gewöhnlich aufgrund einer Sättigung der Doppler-Einheit 1 110 oder der zugeordneten, digitalisierten Doppler-Verschiebungs-Signale). Der erste Schritt, um zu bestimmen, ob ein solcher Artefakt vorhanden ist, ist derjenige, die maximale Amplitude eines Satzes von Rückwärts-Strömungs-Koeffizienten, R, am Schritt 654, zu berechnen. Der Wert von "R" wird durch "F" über eine Delta-Modulation gespurt, d.h. falls das Unterprogramm am Schritt 656 bestimmt, daß "F" < "R" ist, dann wird "F" um eins bei 658 erhöht. Falls das Unterprogramm am Schritt 656 bestimmt, daß "F" > "R" ist, dann wird "F" um eins bei 660 erniedrigt. Die durch den Benutzer spezifizierte Erfassungs-Empfindlichkeit, "K", wird zu "F" am Schritt 662 addiert, um einen Schwellwert "G" für eine Artefakt-Erfassung einzustellen. Zur Präparation für die Suche nach einem Rückwärts-Strömungs-Artefakt wird der Wert von "M" als "N" am Schritt 664 gesichert. "N" zeigt an, wenn ein Piepston in dem vorherigen Durchgang durch das Unterprogramm erfaßt wurde. Die Suche nach einem Artefakt wird über einen Geschwindigkeitsbereich von dem negativen der maximalen Strömungsgeschwindigkeit (Figur 6) zu der maximalen Rückwärts-Strömungs-Geschwindigkeit, die erfassbar ist, durchgeführt. Die spektralen Indizes für diese Suche sind [127-J...127]. Das Embolie-Erfassungs-Unterprogramm prüft, bei 666, um zu bestimmen, ob S(i) > "G" ist und T(i) > "G" ist, und zwar für irgendeinen Index i in diesem Bereich spektraler Indizes. Falls dies der Fall ist, dann wird ein Artefakt angenommen, und der Wert "M" wird auf 0 am Schritt 668 eingestellt, um anzuzeigen, daß eine Embolie nicht erfaßt worden ist. Das Zeichen EMBOLUS wird auch auf FALSE am Schritt 672 eingestellt, und das Unterprogramm stoppt dann am Schritt 673. Falls das Embolie-Erfassungs-Unterprogramm am Schritt 666 bestimmt, daß entweder S(i) < "G" ist oder T(i) < "G" für irgendeinen Index i ist, dann wird das Piepston-Erfassungs-Unterprogramm bei 670 aufgerufen. Das Piepston-Erfassungs-Unterprogramm wird nachfolgend unter Bezugnahme auf Figur 9 erläutert.
Verarbeitung der Ergebnisse des Piepston-Erfassungs-Unterprogramms. Wenn das Piepston-Erfassungs-Unterprogramm bestimmt, daß eine Embolie vorhanden ist, wird es den Wert "M" gleich zu 1 an dem Schritt 674 einstellen. Ansonsten verzweigt sich das Unterprogramm zu 668, wo der Wert "M" auf 0 eingestellt wird, wie dies vorstehend beschrieben ist. Falls das Unterprogramm zu 674 verzweigt ist, um "M" gleich zu 1 einzustellen, dann prüft es am Schritt 676, um zu bestimmen, ob beide Werte "M" und "N" gleich zu 1 sind, d.h. der vorhandene Wert von "M" und der frühere Wert von "M" sind beide dieselben. Falls beide Werte nicht dieselben sind, dann wird eine Embolie dahingehend angenommen, daß sie nicht vorhanden ist, und das Unterprogramm verzweigt sich von 676 zu dem Schritt 672, um das EMOBLUS Zeichen FALSE einzustellen, wie dies vorstehend beschrieben ist. Falls das Unterprogramm bei 676 bestimmt, daß der Wert "M" nicht gleich zu dem Wert "N" ist, dann wird das EMBOLUS Zeichen auf TRUE am Schritt 678 eingestellt, und das Unterprogramm stoppt am Schritt 673, wie dies vorstehend beschrieben ist.

Piepston-Erfassungs-Unterprogramm der Figur 9

Das Piepston-Erfassungs-Unterprogramm, das durch das Embolie-Erfassungs-Unterprogramm bei 670 aufgerufen ist, ist in Figur 9 dargestellt. Dieses Unterprogramm prüft zwei benachbarte Spektren und sucht nach einem Schmalband "Piepston", der für eine Embolie indikativ ist, die durch das Probenvolumen hindurchführt. Dieser Piepston wird durch ein Schmalband-Signal mit hoher Amplitude nachgewiesen, das typischerweise seinen Teilungsabstand zwischen benachbarten Spektren in Arterien ändert, wie beispielsweise die mittlere, cerebrale Arterie, allerdings bei einem konstanten Ton in Gefäßen verbleibt, wie beispielsweise der Lungenartene. Die benachbarten Spektren sind der Wert von "T", der am Schritt 640 (Figur 8) berechnet ist, und "S", der am Schritt 614 der Figur 7 berechnet ist.
Das Piepston-Erfassungs-Unterprogramm beginnt bei 710 durch Initialisieren der Piepston-Zähler h1 und h2 und Einstellen des Index i auf gerade unterhalb der maximalen Vorwärts-Geschwind igkeit, J-1. Wenn das Unterprogramm zum ersten Mal aufgerufen werden soll, werden die Erfassungs-Schwellwerte D(1..64) auch auf Null bei 710 eingestellt.
Vier Schwellwerte werden dann vor einem Suchen nach einem Piepston berechnet: a1, a2, a3 und a4. a1 wird auf den maximalen Vorwärts-Strömungs-Koeffizienten von "T" bei 712 eingestellt. Der Schwellwert a2 wird dann am Schritt 714 unter Verwendung einer Delta-Modulation eingestellt. Demzufolge wird, falls a2 > a1 ist, dann a2 um 2 erniedrigt. Falls a2 < a1 ist, dann wird a2 um 2 erhöht. Der Schwellwert a3 wird bei 716 als die Summe von a2, a4 und 10 berechnet. Der Schwellwert a4 wird dann am Schritt 718 modifiziert. Falls a1 > a3 ist, dann wird a4 um 2 erhöht. Ansonsten wird a4 um 1 erniedrigt. Falls a4 geringer als Null wird, dann wird a4 auf Null eingestellt.
Wie vorstehend erwähnt ist, wird der Index i bei 710 so eingestellt, um gerade oberhalb der maximalen Vorwärts-Strömungs-Geschwindigkeit zu liegen, d.h. J-1. An diesem anfänglichen und jedem darauffolgenden Wert von i wird ein Schwellwert THR am Schritt 720 als der Durchschnitt von D(i) und a3 berechnet.
In dieser Ausführungsform werden zur Erfassung von Embolien in der Karotis- oder Zerebral-Zirkulation drei Typen von Piepstönen getestet für: (1) einen "vertikalen Piepston", der eine sehr schnelle Änderung in der Frequenz ist, was für eine Embolie indikativ ist, die durch das Probenvolumen so schnell hindurchführt, daß sie nur in einem einzelnen Spektrum vorhanden ist, das zu einem Zeitpunkt herangezogen ist, (2) einen "ansteigenden Piepston", der eine Erhöhung der Frequenz ist, die eine Embolie darstellt, die sich beschleunigt, allerdings durch das Probenvolumen ausreichend langsam hindurchführt, daß sie in verschiedenen Spektren zu unterschiedlichen Zeitpunkten herangezogen wird, und (3) einen "abfallenden Piepston", der eine abfallende Frequenz ist, die eine Embolie darstellt, die sich verlangsamt, allerdings durch das Probenvolumen ausreichend langsam hindurchführt, daß sie in verschiedenen Spektren vorhanden ist, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten herangezogen sind. Ansteigende und abfallende Piepstöne können weiter als "steil" oder "flach" in Abhängigkeit davon klassifiziert werden, wie schnell sich die Frequenz entsprechend dazu erhöht oder erniedrigt, wie schnell die Geschwindigkeit der Embolie in Bezug auf die Zeit ansteigt oder abfällt (falls dies die Lungenartene war, würde ein Konstantton-Piepston-Test auch verwendet werden).
Der Test des Typs von Piepstönen startet bei 722, wo ein gewichteter Durchschnitt jedes von drei benachbarten Koeffizienten in dem momentanen Spektrum "T" mit dem Schwellwert THR, der bei 720 berechnet ist, verglichen wird. Diese drei benachbarten Koeffizienten entsprechen drei benachbarten Frequenzen, die drei benachbarte Geschwindigkeitswerte darstellen. Ein gewichteter Durchschnitt größer als der Schwellwert THR ist für einen vertikalen Piepston indikativ. Demzufolge schreitet das Unterprogramm von 722 zu 724 fort, wo h1 um 1 vor einem Fortschreiten zu Schritt 726 erhöht wird. Ansonsten verzweigt sich das Unterprogramm vom Schritt 722 direkt zu 726.
Der Test für ansteigende und abfallende Piepstöne beginnt am Schritt 726 durch Vergleichen von T(i) mit THR. Falls T(i) < THR ist, dann werden keine weiteren Piepston-Tests für diesen Wert von i vorgenommen, und i wird um eins bei 744 erhöht, um die nächste Frequenzkomponente in dem Spektrum zu prüfen. Es wird nochmals dargelegt, daß jeder Wert von i für eine entsprechende Frequenzkomponente in dem Spektrum indikativ ist. Demzufolge ist, falls T(i) < THR für ein gegebenes i ist, die Frequenzkomponente entsprechend zu diesem i nicht sehr groß, was demzufolge anzeigt, daß sich die Embolie nicht bei der entsprechenden Geschwindigkeit bewegt. Das Unterprogramm bestimmt dann bei 746, ob i gleich zu 60 ist (d.h. eine Frequenzkomponente entsprechend einer nahezu Null-Geschwindigkeit). Falls dies nicht der Fall ist, dann fährt das Testen durch Zurückkehren zu Schritt 720 fort.
Das Programm führt Schritte 728-742 aus, um zu identifizieren, welcher der Piepston-Typen, der vorstehend beschrieben ist, vorhanden ist. Das Unterprogramm prüft zuerst bei 728, um zu bestimmen, ob das S(i+3), d.h. die Amplitude von i+3 (dritt-höhere) Frequenzkomponente für das zuvor erhaltene Frequenzspektrum, größer als der Schwellwert THR ist. Falls S(i+3) > THR ist, prüft das Unterprogramm bei 730, um zu bestimmen, ob S(i-3) > THR ist. S(i-3) ist die Amplitude von i-3 (drittniedrigere) Frequenzkomponente för das zuvor erhaltene Frequenzspektrum. Falls S(i-3) nicht größer als der Schwellwert THR ist, wird der Piepston dahingehend betrachtet, daß er ein "steil abfallender Piepston" ist. Demzufolge wird ein steil abfallender Piepston durch T(i) > THR, S(i+3) > THR und S(i-3) < THR angezeigt.
Falls das Unterprogramm bei 728 bestimmt, daß S(i+3) < THR ist, prüft das Unterprogramm auch bei 732, um zu bestimmen, ob S(i-3) > THR ist. Falls S(i-3) größer als der Schwellwert THR ist, wird der Piepston dahingehend betrachtet, daß er ein "steil ansteigender Piepston" ist. Demzufolge wird ein steil ansteigender Piepston T(i) > THR, S(i+3) < THR und S(i-3) > THR angezeigt.
Falls das Unterprogramm bei 730 bestimmt, daß der Piepston ein steil abfallender Piepston ist, oder bei 732, daß der Piepston ein steil ansteigender Piepston ist, wird ein Zähler h2 um eins bei 734 erhöht. Demzufolge wird der Zähler h2 zu jedem Zeitpunkt erhöht, zu dem ein steiler Piepston für eine gegebene Frequenzkomponente erfaßt wird.
Das Unterprogramm schreitet nun zu 736 fort, wo der Test für flache Piepstöne beginnt. Das Unterprogramm prüft zuerst bei 736, um zu bestimmen, ob das S(i+2), d.h. die Amplitude der i+2 (zweit-höheren) Frequenzkomponente für das zuvor erhaltene Frequenzspektrum, größer als der Schwellwert THR ist. Falls S(i+2) > THR ist, prüft das Unterprogramm bei 740, um zu bestimmen, ob S(i-2) > THR ist. S(i-2) ist die Amplitude der i-2 (zweit-niedrigeren) Frequenzkomponente für das zuvor erhaltene Frequenzspektrum. Falls S(i-2) nicht größer als der Schwelwert THR ist, wird der Piepston dahingehend betrachtet, daß er ein "flach abfallender" Piepston ist. Demzufolge wird ein flach abfallender Piepston durch T(i) > THR, S(i+2) > THR und S(i-2) < THR angezeigt.
Falls das Unterprogramm bei 736 bestimmt, daß S(i+2) < THR ist, prüft das Unterprogramm auch bei 738, um zu bestimmen, ob S(i-2) > THR ist. Falls S(i-2) größer als der Schwellwert THR ist, wird der Piepston dahingehend betrachtet, daß er ein "flach ansteigender" Piepston ist. Demzufolge wird ein flach ansteigender Piepston durch T(i) > THR, S(i+2) < THR und S(i-2) > THR angezeigt.
Falls das Unterprogramm bei 740 bestimmt, daß der Piepston ein flach abfallender Piepston ist, oder bei 738, daß der Piepston ein flach ansteigender Piepston ist, dann wird der Zähler h2 auch um eins bei 734 erhöht. Demzufolge wird der Zähler h2 zu jeder Zeit erhöht, zu der entweder ein steiler Piepston oder ein flacher Piepston für eine gegebene Frequenzkomponente i erfaßt wird. Wie nachfolgend erläutert ist, wird, falls der abschließende Wert von h2 grißer als ein vorbestimmter Wert entsprechend der Erfassung von einem steilen Piepston bei einer vorbestimmten Zahl von Frequenzkomponente ist, eine Embolie dahingehend angesehen, daß sie durch das Probenvolumen hindurchführt.
Diesen Tests folgend wird der Frequenzkomponenten-Index i bei 744 erhöht, und falls er dahingehend bei 746 befunden wird, daß er nicht 60 (Geschwindigkeit nahezu Null) übersteigt, dann fährt das Testen durch Zurückführen zu Schritt 720 fort.
Wenn das Unterprogramm bei 746 bestimmt, daß i=60 ist, dann wird ein Report für das aufrufende Programm erstellt. Falls das Unterprogramm bei 748 bestimmt, daß entweder einer oder mehr vertikale Piepstöne erfaßt ist bzw. sind (d.h. h1 ≥ 1), oder zwei oder mehr abfallende oder ansteigende Piepstöne erfaßt worden sind (d.h. h2 ≥ 2), wird das CHIRP Zeichen auf TRUE bei Schritt 752 eingestellt, um anzuzeigen, daß ein Piepston aufgetreten ist. Ansonsten wird das CHIRP Zeichen auf FALSE am Schritt 750 eingestellt, um anzuzeigen, daß kein Piepston aufgetreten ist.

Host-Computer 400 der Figur 1

Der Host-Computer 400, der in Figur 1 dargestellt ist, besitzt die alleinige Verantwortlichkeit zum Koordinieren der Aktivitäten aller anderen Untersysteme 100, 200 und 300. Er hat auch die Aufgabe eines Präsentierens von Informationen dem Benutzer, eines Aufnehmens von Eingaben von dem Benutzer, eines Speicherns digitalisierter Daten, wenn Embolien erfaßt sind, Aufsuchen digitalisierter Daten für ein Playback, Diskriminieren zwischen Gas und gebildeten Element-Embolien und größenmäßige Bestimmung gebildeter Element-Embolien. Der Host-Computer 400 besteht aus herkömmlichen Komponenten, nämlich einem 25 MHz 386 PC 410, mit mindestens 640 kBytes eines RAMs 420 und einer Festplatte 430, einer 640x480 VGA Mzeige 440 und einem Tastenfeld 450.
Die Software, die den Host-Computer 400 steuert, ist in den Figuren 10, 11, 12, 13 und 14 beschrieben. Figur 10 zeigt ein Flußdiagramm einer Hoch-Niveau-Software. Die Figuren 11 bis 14 erläutern Unterprogramme, die durch die Hoch-Niveau-Software, die in Figur 10 dargestellt ist, aufgerufen sind. Figur 11 stellt ein Unterprogramm zum Berechnen des Doppler-Verschiebe-Signal-Energie-Pegeis dar, wenn sowohl eine Embolie als auch Blut in den Proben vorhanden sind. Figur 12 stellt ein Unterprogramm zum Berechnen der Doppler-Verschiebe-Signal-Energie dar, wenn nur Blut in dem Probenvolumen vorhanden ist. Figur 13 stellt ein Unterprogramm zum Diskriminieren einer Embolie-Komposition (Gas oder Festkörper) dar und berechnet eine Embolie-Größe und Figur 14 stellt das Tastenfeld-Service-Unterprogramm für eine Interaktion mit dem Benutzer dar.

Hoch-Niveau-Host-Computer-Software der Figur 10

Das Hoch-Niveau-Unterprogramm der Figur 10 beginnt mit Initialisieren der DSPs und der Doppler-Einheiten am Schritt 770. Akquisitions- und Verarbeitungs-Parameter werden zu dem DSP1 200 (Figur 1) bei 772 und zu dem DSP2 300 bei 774 eingeschrieben. In eine Schleife wird dann bei 776 eingetreten, die nur durch Tasteneingabe von dem Benutzer gesteuert wird. Die Software bestimmt bei 776, ob der Benutzer den "Playback" Modus ausgewählt hat, um zuvor digitalisierte Signale wiederzugeben. Falls dies der Fall ist, lädt der Host-Computer 400 digitalisierte Dopp-1er-Verschiebe-Daten von einem RAM-Puffer zu dem DSP1 200 bei 778 und alarmiert den DSP1 in Bezug auf das Vorhandensein dieser Daten durch den Puffer 290 (Figur 1). Msonsten erhält DSP1 200 Daten von dem A/D 220. Der Host-Computer 400 wartet dann bei 780 auf den DSP1 200, um eine Verarbeitung der drei Spektren und der maximalen Vorwärts-Strömungs-Geschwindigkeit, J, zu vervollständigen. Wenn der DSP1 200 über den Puffer 290 anzeigt, daß Daten für den Host-Computer 400 bereit sind, liest der Host-Computer 400 von dem Host-BIFO 1 Doppler-Verschiebe-Daten bei 782, und er liest Energie-Spektren für Doppler-Einheiten 110, 120, 130 und J bei 784. J wird zu dem Array v[INDEX], wobei INDEX die Video-Anzeige und die RAM Puffer-Speicher-Position für die momentanen Spektren anzeigt, gespeichert.
Der Host-Computer 400 folgt darauffolgend einer Sequenz von Schritten, die die Daten anzeigen, die am kürzesten vorher durch den DSP1 200 verarbeitet sind, und verarbeitet diese selben Daten, um Embolien zu erfassen und zu charakterisieren. Unter dem maximalen Strömungs-Spitzenwert für jedes Vorwärts-Strömungs-Spektrum wird ein Voll-Breiten-, Halb-Maximum-Durchschnitts-Koeffizient bei 786 berechnet. Diese Durchschnitte werden in den Feldern P1[Index], P2[Index] und P3[Index] gespeichert. Amplituden-Spektren für Doppler-Einheiten 110, 120, 130 werden durch eine Durchsichtstabelle von den Energie-Spektren 1, 2 und 3 am Schritt 788 aufgefunden. Das Amplituden-Spektrum 1, mit J, wird zu dem DSP2 300 zum Zwecke einer Embolie-Erfassung bei 790 geschrieben. Dann werden alle drei Amplituden- Spektren zu der Video-Anzeige bei 792 geschrieben und die maximale Strömungs- Geschwindigkeit J wird zu der Video-Anzeige bei 794 geschrieben. Der Host-Computer 400 wartet dann bei 796 auf eine Antwort von dem DSP2 300, ob oder ob nicht eine Embolie in dem Probenvolumen vorhanden ist. Wenn der DSP2 ein EMBOLUS Zeichen, wie dies vorstehend beschrieben ist, ausgibt, wird das Zeichen bei 798 gelesen.
Die Software erfaßt, daß das EMBOLUS Zeichen TRUE ist, bei 800, und bestimmt dann bei 802, ob die Größe und Zusammensetzung der Embolie berechnet werden soll. Falls dies der Fall ist, wird das Unterprogramm zum Berechnen der Embolie plus einem Blut-Energie-Pegel bei 804 aufgerufen, und der EBR, der jedem Doppler (EBR1, EBR2, EBR3) zugeordnet ist, wird bei 806 berechnet. Aus diesen EBR-Werten werden die Zusammensetzung und die Embolie-Größe durch Aufrufen geeigneter Unterprogramme bei 808 und 810 berechnet. Die Zusammensetzungs- und Embolie-Größen-Daten werden dann auf der Anzeige am Schritt 812 dargestellt.
Es kann nicht erwünscht sein, die Embolien zu charakterisieren, während Daten angefordert werden, da eine solche Berechnung den Host-Computer 400 davon abhalten kann, mit dem Ausgang des DSP1 200 Kontakt zu halten, wodurch Doppler-Verschiebe-Signale verloren gehen. Es ist demzufolge möglich, diese Charakterisierung bis zu einem Playback der angeforderten Doppler-Signale 802 zu sperren. In diesem Fall bestimmt die Software bei 802, daß die Größe und die Zusammensetzung und die Komposition der Embolie nicht berechnet werden sollen, und verzweigt zu Schritt 814. Die Software wird auch zu 814 vom Schritt 812 fortschreiten, nachdem Größe und Komposition der Embolie berechnet worden sind.
Bei 814 wird ein Markierer, der für eine Embolie indikativ ist, auf der Anzeige erzeugt, und entsprechende Signale werden bei 816 gespeichert. Das Tastenfeld wird dann bei 820 getestet, um zu bestimmen, ob eine Tastenfeld-Eingabe vorgenommen wird. Falls dies der Fall ist, wird ein Tastenfeld-Unterbrechungs-Unterprogramm bei 822 vor einem Fortschreiten zu Schritt 824 aufgerufen. Ansonsten springt die Software direkt von 820 zu 824, wo der Wert von INDEX bestimmt wird, und zwar vor einem Wiederholen der Schleife durch Zurückkehren zu 776. Bei 824 wird INDEX um 1 erhöht, bis er einen Wert von 500 erreicht, wobei er an diesem Punkt gleich zu Null eingestellt wird.
Falls die Software bei 800 bestimmt, daß das EMBOLUS Zeichen nicht auf TRUE eingestellt worden ist, dann ruft die Software ein Unterprogramm bei 818 zum Aktualisieren seiner Berechnungen der Doppler-Verschiebe-Signal-Energie aufgrund von Blut ohne Embolien, das durch das Probenvolumen fließt, auf, und das Tastenfeld wird bei 820 getestet und irgendeine Eingabe wird bei 822 vor einem Wiederholen der Schleife über 776 verarbeitet.

Blut + Embolie-Reflexions-Enerpie berechnendes Unterprogramm der Figur 11

Figur 11 zeigt ein Flußdiagramm des Unterprogramms, das bei 804 (Figur 10) zum Berechnen der Doppler-Verschiebe-Signal-Energie von jedem Doppler aufgerufen ist, wenn eine Embolie plus Blut in dem Probenvolumen vorhanden ist. Für diese Berechnung ist es notwendig, ein Zeitfenster zu bestimmen, innerhalb dem die beste Abschätzung der durchschnittlichen Energie von Signalen für eine Embolie plus Blut gefunden werden soll. Diese Bestimmung bedeutet nicht nur ein Auffinden, wo das Zeitfenster positioniert werden sollte, sondern ebenso die Länge des Zeitfensters. Falls das Zeitfenster zu lang ist, dann wird es Zeiten umfassen, während denen die Embolie nicht in dem Probenvolumen vorhanden ist, und der Embolie- plus Blut-Energie-Pegel wird unterschätzt werden. Falls das Zeiffenster geeignet positioniert ist, kann die Energie-Abschätzung aus demselben Grund einem Kompromiß unterworfen werden. Um diese Probleme zu vermeiden, wird die Endposition des Zeitfensters aufeinanderfolgend über den Bereich, der das Embolie-Signal enthält, hochgestuft. Die Länge des Zeitfensters wird durch den minimalen Zeitbetrag bestimmt, für den eine Embolie in dem Probenvolumen vorhanden sein würde, gegeben durch das momentane Geschwindigkeitsprofil. D.h. die Länge der Zeitdauer ist das Integral in Bezug auf die Zeit der maximalen Strömungsgeschwindigkeit, V(INDEX), berechnet bei 784 (Figur 10). Wenn das Integral von V(INDEX) in Bezug auf die Zeit gleich der Probenvolumen-Länge, L, ist, dann grenzen die Integrations-Start- und End-Punkte eine Zeitperiode ab, während der die sich am schnellsten bewegenden Partikel in dem Probenvolumen die gesamte Probenvolumenänge durchqueren. Falls die Embolie langsamer als die maximale Strömungsgeschwindigkeit wandert, wird die Zeitperiode zwischen den Integrations-End-Punkten kürzer sein als diejenige, während der Embolie-Signale vorhanden sind. Allerdings wird die Gefahr eines Einschließens aller der Embolie-Signale in die Zeitperiode, plus Signalen, die keine Embolie umfassen, vermieden. Die erwünschte Energie-Abschätzung wird als die maximale von allen Zeitfenstern, die evaluiert sind, herangezogen.
Das Unterprogramm, das in Figur 11 dargestellt ist, schreitet zurück in der Zeit unter Verwendung der Variablen MCOUNT, die anfänglich auf 1 im Schritt 840 gesetzt wird. Die Variable DC wird auf Null am Schritt 840 gesetzt, was anzeigt, daß die DC- Signal-Komponente noch von jedem Doppler subtrahiert werden muß. Falls i der Zeit-Index kurz nach einem Erfassen eines Embolie-Signals ist, dann wird jeder Wert MCOUNT bei 842 verwendet, um einen neuen Fenster-Endpunkt entsprechend der Formel k=i-MCOUNT zu bestimmen. Der Fenster-Startpunkt, j, wird anfänglich auf k-1 bei 842 eingestellt. Die maximale Strömungsgeschwindigkeit wird dann rückwärts (in der Zeit) bei 844 integriert, bis der Integrations-Wert "R" gleich der Probenvolumenlänge "L" ist. Das Unterprogramm bestimmt, ob R < L ist, am Schritt 846, und falls dies nicht der Fall ist, wird j bei 848 erniedrigt und die Integration wird erneut bei 844 evaluiert. Die Variable "T" wird gleich zu der Zeit zwischen Geschwindigkeits-Abtastungen bei 844 eingestellt.
Die Indizes j und k sind jeweils der Start- und End-Punkt für das Fenster, über das die Durchschnitts-Energie zu finden ist. Das Unterprogramm prüft den Wert "TD" bei 850, um zu bestimmen, ob die durchschnittliche Energie in der Zeit-Domäne (TD=1) oder der Frequenz-Domäne (TD=0) bestimmt werden soll. Wenn die Berechnung in der Zeit-Domäne vorgenommen werden soll, wird das digitalisierte Doppler-Verschiebe-Signal einmal, beginnend bei 852, berechnet. Wenn das Unterprogramm zuerst Schritt 852 erreicht, wird es zu Schritt 854 verzweigen, da die Variable "DC" auf 0 bei 840, wie vorstehend erläutert ist, eingestellt wurde. Der durchschnittliche komplexe Signal-Wert wird für die Doppler-Einheit 1 bei 854, für die Doppler-Einheit 2 bei 856 und für die Doppler-Einheit 3 bei 858 bestimmt. Die DC-Komponenten für die Doppler-Einheiten 1, 2 und 3 werden dann von den Doppler-Verschiebe-Signalen jeder Doppler-Einheit bei 860, 862 und 864 abgezogen, um die neuen Arrays X, Y und Z jeweils zu bilden. Der Wert "DC" wird dann auf 1 bei 866 eingestellt, um zu verhindern, daß diese Subtraktion mehr als einmal auftritt.
Die Signal-Energie für jeden Doppler wird bei 868 durch zuerst Einstellen der Zeit- Serien-Fenster-Grenzen k1 und k2 berechnet. Diese sind für j und k unterschiedlich, da die Geschwindigkeits-Zeit-Serie, die beim Bestimmen der Punkte j und k verwendet ist, einen 1 Wert für jeden NPTS Wert des Doppler-Verschiebe-Zeit-Serien- Signals enthält. Die Division mit 6 im Schritt 868 tritt auf, da die drei komplexen Doppler-Zeit-Verschiebe-Signale in einen Puffer im Multiplexverfahren eingegeben werden.
Die durchschnittliche Energie (der Durchschnitt des komplexen Signals mal seiner komplexen Konjugierten) wird für die Doppler-Einheit 1 bei 870, für die Doppler-Einheit 2 bei 872 und für die Doppler-Einheit 3 bei 874 berechnet. Diese durchschnittlichen Energie-Werte werden dann in den Arrays E1(mcount), E2(mcount) und E3(mcount) jeweils plaziert.
Falls die Berechnung in der Frequenz-Domäne (d.h. "TD" wurde dahingehend befunden, daß es 0 bei 850 ist) vorgenommen werden soll, dann wird die Energie, die schon in den Variablen P1(j..k), P2(j..k) und P3(j..k) bei 786 (Figur 10) berechnet sind, für die Doppler-Einheit 1 bei 856, für die Doppler-Einheit 2 bei 878 und für die Doppler-Einheit 3 bei 880 gemittelt und jeweils in E1(mcount), E2(mcount) und E3(mcount) gespeichert.
Das nächste Zeiffenster wird dann durch Einstellen eines neuen Werts für MCOUNT bei 882 initiiert und es wird bei 884 sichergestellt, daß MCOUNT nicht einen maximalen Wert, MMAX, überschritten hat. MMAX ist ein ganzzahliger Wert, der groß genug sein muß, so daß das Integrationsfenster bei MCOUNT=MMAX Doppler-Verschiebe-Signale von Blut, ohne daß eine Embolie vorhanden ist, umfaßt. Dies stellt sicher, daß die Energie-Abschätzungen in E1(), E2() und E3() weit genug zurück in der Zeit sehen, wo die Embolie zuerst erschienen ist. Falls das Unterprogramm bei 884 bestimmt, daß MMAX nicht überschritten worden ist, dann wird das neue Fenster bei 842 evaluiert. Falls das Unterprogramm bei 884 bestimmt, daß MMAX überschritten worden ist, dann wird der Index m des Fensters mit einer maximalen Energie für die Doppler-Einheit 1 bei 886 berechnet, und die Energie, entsprechend diesem Index für jede Doppler-Einheit, wird in den Variablen EMB1, EMB2 und EMB3 bei 888 plaziert. EMB1, EMB2 und EMB3 werden zu dem aufrufenden Programm zurückgeführt.

Blut-Reflexion-Energie berechnendes Unterprogramm für Figur 12

Ein Flußdiagramm des Unterprogramms, das bei 804 (Figur 10) zum Berechnen der Doppler-Verschiebe-Signal-Energie von jeder Doppler-Einheit aufgerufen ist, wenn Blut ohne eine Embolie in dem Probenvolumen vorhanden ist, ist in Figur 12 dargestellt. Diese Berechnung startet am Schritt 910 durch Sicherstellen, daß der RAM- Puffer 420 vollständig mit neuen Daten, seit die letzte Embolie erfaßt wurde, überschrieben worden ist. Falls dies nicht der Fall ist, dann wird die Abschätzung so zugeordnet, daß sie nicht zugelassen ist, durch Plazieren von 1 in jede Energie-Abschätzung bei 938. Diese Abschätzungen werden dann zu dem aufrufenden Programm 940 vor Verlassen des aufrufenden Programms zurückgeführt.
Falls das Unterprogramm bei 912 bestimmt, daß der RAM-Puffer 420 nicht vollständig mit neuen Daten überschrieben worden ist, verzweigt sich das Unterprogramm zu 912, um zu bestimmen, ob die Berechnung der Doppler-Verschiebe-Signal-Energie von Blut in irgendeiner der Zeit-Domäne oder Frequenz-Domäne vorgenommen werden soll. Die Berechnung wird in der Zeit-Domäne vorgenommen, falls "TD" bei 912 dahingehend befunden wird, gleich zu 1 zu sein, und wird in der Frequenz-Domäne vorgenommen, falls "TD" bei 912 dahingehend befunden wird, daß es gleich zu 0 ist. Falls die Berechnung in der Zeit-Domäne vorgenommen werden soll, wird das digitalisierte DC-Doppler-Verschiebe-Signal für die Doppler-Einheit 1 bei 914, für die Doppler-Einheit 2 bei 960 und für die Doppler-Einheit 3 bei 918 berechnet.
Diese DC-Doppler-Verschiebung wird von den Doppler-Verschiebe-Signalen subtrahiert, wenn die gesamte Energie für die Doppler-Einheit 1 bei 920, für die Doppler- Einheit 2 bei 922 und für die Doppler-Einheit 3 bei 924 akkumuliert ist. Die durchschnittliche Signal-Energien für die Doppler-Einheiten 1, 2 und 3 werden jeweils in die Variablen BPI bei 920, BP2 bei 922 und BP3 bei 924 plaziert.
Falls die Berechnung in der Frequenz-Domäne vorgenommen werden soll (d.h. "TD" wurde bei 912 dahingehend befunden, gleich zu 0 zu sein), x1, x2 und x3, wird die durchschnittliche Energie zwischen einer Null-Geschwindigkeit und der maximalen Strömungsgeschwindigkeit für jede Doppler-Einheit aus diesen drei Energie-Spektren, die am kürzesten vorher von der DSP1 erhalten sind, bei 926, 928 und 930 jeweils berechnet. Diese durchschnittlichen Energien x1, x2 und x3 werden dann in einer kumulativen, durchschnittlichen Energie für die Doppler-Einheit 1 bei 932, für die Doppler-Einheit 2 bei 934 und für die Doppler-Einheit 3 bei 936 eingeschlossen. Die Länge des kumulativen Durchschnitts wird wahlweise hier auf 256 Spektren eingestellt.
Abschließend werden BP1, BP2 und BP3, die kumulativen Durchschnitts-Energien, zu dem aufrufenden Programm bei 940 zurückgeführt.

Embolie-Größen- und Kompositions-Bestimmungs-Unterprogramm der Figur 13

Ein Flußdiagramm des Unterprogramms, das bei 808 und 810 (Figur 10) zum Bestimmen einer Embolie-Größe und -Zusammensetzung aufgerufen ist, oder wird, ist in Figur 13 dargestellt. Dieses Unterprogramm basiert allein auf den EBR Abschätzungen von jeder Doppler-Einheit, berechnet bei 806. Das EBR, oder das "Embolie zu Blut Energie-Verhältnis", ist eine Messung einer Streuungsstärke einer Embolie relativ zu derjenigen von dem Volumen des strömenden Bluts, das in dem Probenvolumen enthalten ist. Das EBR variiert mit der Frequenz, und drei Messungen des EBR bei unterschiedlichen Trägerfrequenzen sind ausreichend, um zwischen gebildeten Elementen und Gas-Embolien zu unterscheiden, und, falls eine Embolie ein gebildetes Element ist, seine Größe in eine Kategorie einzustufen. Das System hier besitzt einen 72 dB dynamischen Bereich an dem A/D-Wandler, und dies wird als höchst wünschenswert zum Durchführen einer Charakterisierung, beschrieben in diesem Unterprogramm, betrachtet. Es wird hier angenommen, daß die Blasen oder gebildeten Elemente, die in Rede stehen, geringer als 0,6 mm im Durchmesser sind. Wie früher angemerkt ist, ist eine geeignete Auswahl von Trägerfrequenzen zum Separieren gebildeter Element-Embolien von Gas-Blasen wichtig. Unterschiedliche Auswahlen für Trägerfrequenzen werden basierend auf den Design-Kriterien, wie beispielsweise welche Gefäße abgefragt werden, und der maximalen, zu erwartetenden Embolie-Größe vorgenommen. Solche Auswahlen werden auch bewirken, daß die Charakterisierungs-Regeln zu variieren sind. Dargestellt sind die Charakterisierungs-Regeln für drei Frequenzen [2,0, 1,714 und 1,2] MHz für Doppler-Einheiten 1, 2 und 3.
Zwei Parameter Del1 und Del2, die sowohl zum Charakterisieren als auch zum Dimensionieren von Embolien verwendet werden, werden bei 950 als Del1 = EBR2-EBR1 und Del2 = EBR3-EBR2 berechnet. Diese Parameter Del1 und Del2 sind demzufolge eine Messung der Differenz in der Streuung des Ultraschalls zwischen unterschiedlichen Doppler-Einheiten 110, 120 und 130. Die Größe dieser Parameter wird dann mit spezifischen Energie-Schwellwerten bei 952 verglichen. Falls Del1 geringer als 4 dB ist und Del2 größer als 6 dB ist, verzweigt sich das Unterprogramm zu 954, um das Vorhandensein einer Gas-Embolie, die einen Durchmesser D geringer als 600 Mikron besitzt, anzuzeigen. Keine andere Größen-Abschätzung ist aus diesen Messungen möglich, anders als die ursprüngliche Annahme, daß die Embolie geringer als 600 Mikron im Durchmesser ist, 954. Falls das Unterprogramm bei 952 bestimmt, daß dann, falls entweder Del1 nicht geringer als 4 dB ist oder daß Del2 nicht größer als 6 dB ist, wird dann das Unterprogramm zu 956 verzweigt, um eine Indikation bei 956 zu liefern, daß eine gebildete Element-Embolie (Fett oder ein roter Zellen-Thrombus) vorhanden ist.
Falls eine gebildete Element-Embolie angezeigt wird, dann bestimmt das Unterprogramm 958, ob Del1 < 5 dB und Del2 < 5 dB ist. Falls dies der Fall ist, verzweigt sich das Unterprogramm zu 960, um eine Indikation zu liefern, daß die Embolie einen Durchmesser von geringer als 400 Mikron besitzt. Ansonsten verzweigt sich das Unterprogramm zu 962, wo ein zweiter Vergleich vorgenommen wird. Das Unterprogramm bestimmt bei 962, ob entweder Del1 < 5 dB und Del2 > 5 dB oder Del1 > 5 dB und Del2 < 5 dB ist. In jedem Fall verzweigt sich das Unterprogramm zu 964, um eine Indikation zu liefern, daß die Embolie einen Durchmesser in dem Bereich von 300 bis 500 Mikron besitzt. Falls keine dieser Bedingungen dahingehend befunden wird, daß sie bei 962 vorhanden ist, verzweigt sich das Unterprogramm zu 966, um eine Indikation zu liefern, daß die Embolie einen Durchmesser besitzt, der 450 Mikron übersteigt.

Tastenfeld-Eingabe-Unterprogramm der Figur 14

Ein Flußdiagramm des Unterprogramms, das bei 822 (Figur 10) zum Managen von einer Benutzer-Eingabe von dem Tastenfeld aufgerufen wird, ist in Figur 14 dargestellt. Es wird verständlich werden, daß eine Vielfalt solcher Unterprogramme, zusätzlich zu dem Programm, das hier beschrieben ist, verwendet werden kann. Die Benutzer-Anforderungen werden vorzugsweise in einer zweckmäßigen Weise bedient, um die Menge an Zeit, die von der Hauptaufgabe der Maschine weg verbraucht wird, zu minimieren, die das Erfassen und Charakterisieren von Embolien in dem fließenden Blut ist. Einige der Parameter, die durch das Tastenfeld ausgewählt werden können, umfassen:
Impuls-Doppler-Gate-Tiefe, erfaßt bei 970 und ausgeführt bei 971.
Impuls-Doppler-Übertragungs-Burst-Länge, erfaßt bei 972 und ausgeführt bei 973.
Helligkeits-Niveau für Spektrogramm 1, erfaßt bei 994 und ausgeführt bei 975, für Spektrogramm 2, erfaßt bei 976 und ausgeführt bei 977, und für Spektrogramm 33 erfaßt bei 978 und ausgeführt bei 979.
Audio-Volumen für Doppler-Einheit 1, erfaßt bei 980 und ausgeführt bei 981, für Doppler-Einheit 2, erfaßt bei 982 und ausgeführt bei 983, und für Doppler- Einheit 3, erfaßt bei 984 und ausgeführt bei 985.
Doppler-Impuls-Wiederholungs-Frequenz, erfaßt bei 986 und ausgeführt bei 987.
Empfindlichkeits-Schwellwert für maximale Strömungs-Geschwindigkeits- Abschätzung, erfaßt bei 988 und ausgeführt bei 989.
Empfindlichkeits-Schwellwert für Embolie-Erfassung, erfaßt bei 990 und ausgeführt bei 991.
Realzeit-Modus- oder Playback-Modus-Umschaltung, erfaßt bei 992 und ausgeführt bei 993.
I/O-File-Name, erfaßt bei 994 und ausgeführt bei 995.
NPTS, die Zahl der Punkte zwischen Hardware-Unterbrechungen, erfaßt bei 996 und ausgeführt bei 997. Dieser Parameter ist besonders im Playback-Modus, zum Verlängern von Embolie-Signalen in Bezug auf die Zeit für einen detailliertere Prüfung des Signals, nützlich. Dies wird durch Erniedrigen des Werts von NPTS ausgeführt, was wiederum die Zahl der Spektrogramm-Linien pro Sekunde und die Zahl gemeinsamer Daten-Werte zwischen benachbarten FFT-Eingangs-Puffern erhöht.

Einrichtungen, um die Embolie-Quelle zu lokalisieren

Primäre Stellen zur Erfassung von Embolien in Bezug auf die zerebrale Zirkulation sind die Karotis- und vertebralen Arterien in dem Nacken (die gemeinsame Karotis- Arterie [CCA], die innere Karotis-Artene [ICA], die Vertebral-Artene [VA]) und die intrakranialen Arterien (mittlere Zerebral-Arterien [MCA], die innere Karotis-Artene [ICA], die Basilar-Artene [BA] und die Vertebral-Arterien [VA]).
Die Ursache von Mikro-Embolien, wenn sie wiederholt auftreten, kann nicht invasiv mit Doppler-Ultraschall durch Überwachen an mehrfachen Stellen lokalisiert werden. Als Beispiele: falls bilateral in der zervikalen Karotitis oder beiden MCAs erfaßt wird, liegt die Usache von dem Herz oder der ansteigenden Aorta kommend; falls nur unilateral in einer der Karotitis-Arterien oder einer Verzweigung davon des Patienten erfaßt wird, ist die Ursache nicht dem Herz zugeordnet, und die Ursache kann weiterhin durch das Niveau beschrieben werden, unterhalb und oberhalb von dem die Embolien auftreten oder nicht auftreten, d.h. falls in der Zervikal-ICA und nicht in der entsprechenden CCA erfaßt wird, liegt die Ursache zwischen den zwei Niveaus und um die Gabelung der CCA herum; falls sie in der MCA und nicht in der Zervikal-Karotis erfaßt wird, kommt die Ursache von dem ICA-Siphon.
Durch ähnliche Techniken kann die Ursache vielfacher Embolien bei einem bestimmten Patienten mit irgendeinem Grad in Abhängigkeit davon, wie viele Stellen entweder sequentiell oder durch die Verwendung simultaner Mehrfach-Fühler überwacht werden, lokalisiert werden. Die Ursache kann automatisch durch Eingeben des Vorhandenseins von Embolien in Vielfach-Feldern des Computers angegeben werden, der eine Form des obigen Unterprogramms einsetzt und eine Zusammenfassungs-Interpretation zur Verwendung durch den behandelnden Arzt des Patienten druckt oder anzeigt. Eine nützliche Form für Laborpersonal ist in den Figuren 15A und 15B für zwei Typen von Patienten dargestellt: a) der Patient mit einem unilateralen Zerebral-Symptom, wie beispielsweise ein TIA oder ein Schlaganfall (Figur 15A), und b) ein Patient mit einer wahrscheinlichen Herzursache oder mit bilateralen, Zerebral-Vaskular-Symptomen oder episodischen Schwindelanfällen (Figur 15B).
Figur 15A stellt das Protokoll dar, das für alle Patienten mit uni lateralen CV-Symptomen verwendet werden sollte. Ein 2 MHz Ultraschall-Doppler wird für beide zervikalen und transkranialen Arterien verwendet. Beide Richtungen der Doppler-Audio-Signale werden auf den Audio-Kanälen eines Aufzeichnungsmediums aufgezeichnet, vorzugsweise ein magnetisches Band mit einem hohen, dynamischen Bereich oder eine andere Aufzeichnung, d.h. von 25 bis 90 dB moduliert bei -7 bis -20 dB. Auf der Doppler-Frequenzlgeschwindigkeits-Spektral-Anzeige sollten ein hoher dynamischer Bereich (25 bis 90 dB) und ein Schwellwert von 10 bis 25 dB in Abhängigkeit von der Stärke des Doppler-Signals verwendet werden. Das Verfahren sollte durch Überwachen einer zervikalen, internen Karotis-Artene beginnen. Die Arterien, die überwacht werden, sind die interne Karotis-Artene (ICA), die gemeinsame Karotis- Arterie (CCA) und die mittlere Zerebral-Artene (MCA).
Die gesamte Überwachungszeit für alle Arterien sollte mindestens eine Stunde betragen. Zehn Minuten ist die minimale Zeit zum Überwachen irgendeiner Arterie. Falls weniger als 5 Embolien/10 min erfaßt werden, sollte die Überwachungszeit verlängert werden. Eine hohe Embolie-Rate, d.h. > 1/min, erfordert weniger Zeit. Die Rate einer Emboliesierung (EPH) wird für jede Arterie als Embolie pro Stunde wie folgt berechnet: EPH=60 x Embolien/Minute.
Es sollte angemerkt werden, daß bilaterale Mikro-Embolien notwendig sind, um eine Herz-Ursache zu prüfen, und der Ausdruck "Herz-Ursache" bedeutet entweder irgendeine aufsteigende Aorta oder die linke Seite des Herzens oder, im Falle irgendeines arteriellen, septalen Defekts, eine periphere Venenquelle. Ein ASD kann durch Überwachen irgendeiner der Herzarterien und Injizieren einer bewegten Kochsalzlösung oder eines anderen Kontrastmittels in einer peripheren Vene und Hören auf Embolie-Signale in dem Doppler-Signal diagnostiziert werden. Die CCA oder die ICA sind bevorzugte Überwachungsstellen, da mehr Mikro-Embolien dort als in der MCA erfaßt werden können.
Figur 15B stellt das Protokoll dar, das für Patienten mit einer wahrscheinlichen Herz- Ursache und solchen mit bilateralen Zerebrovaskular-Symptomen, wie beispielsweise Schwindelanfällen, verwendet werden.
Es wird verständlich werden, daß die bevorzugte Ausführungsform, die hier beschrieben ist, einfach ein Beispiel der Praxis der Erfindung ist und nicht dazu verwendet werden sollte, die nachfolgenden Ansprüche einzuschränken. Eine alternative Technologie, um die Erfindung in die Praxis umzusetzen, wird leicht für einen Fachmann auf dem betreffenden Fachgebiet ersichtlich werden. Zum Beispiel könnten, obwohl die bevorzugte Ausführungsform Impuls-Doppler-Einheiten verwendet, Doppler-Einheiten mit kontinuierlicher Welle auch verwendet werden, und eine einzelne Vielfach-Frequenz-Doppler-Einheit könnte anstelle der vielfachen Doppler- Einheiten verwendet werden, die unterschiedliche Frequenzen besitzen. Ähnlich könnten, obwohl spezifische Ultraschall-Frequenzen beschrieben worden sind, andere Ultraschall-Frequenzen verwendet werden. Es wird verständlich werden, daß dabei keine erforderliche Beabstandung zwischen Frequenzkomponenten eines Frequenzspektrums vorhanden sind. Anstelle davon können die Frequenzkomponenten in einem Spektrum sehr nahe zueinander beabstandet werden, und in der Tat könnte ein kontinuierliches Frequenzspektrum verwendet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung, wie er in den Ansprüchen definiert zu verlassen. Ähnlich wird, obwohl die bevorzugte Ausführungsform unter Verwendung einer "Frequenz-Domäne" Verarbeitung beschrieben worden ist, verständlich werden, daß eine "Zeit-Domäne" Verarbeitung auch verwendet werden könnte.
Das Wort "Wandler", wie es in den Ansprüchen verwendet ist, ist dazu vorgesehen, irgendeine Vorrichtung zum Richten von Ultraschall in eine Blutströmung einzuschließen, einschließlich eines einzelnen Wandler-Elements und Vielfach-Wandler- Elementen, die entweder zusammen in einer einzelnen Einheit oder in physikalisch separaten Einheiten montiert oder befestigt sind. Auch kann der Wandler so konfiguriert und/oder betrieben werden, daß die Frequenz-Spektren, die bei der praktischen Umsetzung der Erfindung erhalten sind, eine Blutströmung an entweder derselben oder unterschiedlichen Stellen darstellt, ebenso wie eine Blutströmung zu derselben Zeit oder zu unterschiedlichen Zeiten. Die Stelle der Blutströmung kann an verschiedenen Stellen in dem Körper ebenso wie außerhalb des Körpers in Blutströmungen zu solchen Vorrichtungen, wie beispielsweise Herz/Lungenmaschinen, sein. Andere Variationen in der bevorzugten Ausführungsform, die hier offenbart ist, werden für einen Fachmann auf dem betreffenden Fachgebiet ersichtlich werden.

Claims

1. System zur ultraschallmäßigen Erfassung einer Embolie in einer Blutströmung, das aufweist:

einen Ultraschall-Wandler (140), der in einer ultraschallmäßigen Kommunikation mit der Blutströmung positioniert ist;

eine Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130), die mit dem Ultraschall-Wandler (140) verbunden ist, wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit (110) ein Ausgangssignal erzeugt, das ein Frequenzspektrum besitzt, das für die Geschwindigkeit von Ultraschall-Streuungen in der Blutströmung indikativ ist; und

eine Signalverarbeitungseinrichtung (200, 300, 400), die das Ausgangssignal von der Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130) aufnimmt und mindestens ein Frequenzspektrum entsprechend dem Ausgangssignal bestimmt, wobei jedes Frequenzspektrum eine Vielzahl von Frequenzkomponenten enthält, gekennzeichnet dadurch, daß die Signalverarbeitungseinrichtung das Vorhandensein einer Embolie in dem Blut als eine Funktion einer Beziehung zwischen der Amplitude einer Frequenzkomponente, die zu einem ersten Zeitpunkt erhalten ist, und der Amplitude einer Frequenzkomponente, die zu einem unterschiedlichen Zeitpunkt zu dem ersten Zeitpunkt erhalten ist, erfaßt.

2. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) weiterhin die Amplitude mindestens einer Frequenzkomponente mit einem Schwelwert vergleicht und dann eine Indikation einer Embolie liefert, wenn die Amplitude den Schwellwert übersteigt.

3. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 2, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) einen Durchschnitt der Amplituden einer Vielzahl benachbarter Frequenzkomponenten mit dem Schwellwert vergleicht, um eine Indikation einer Embolie zu liefern.

4. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) eine Embolie nur dann erfaßt, wenn die Amplitude einer Frequenzkomponente größer als ein Schwellwert ist und die Amplitude einer zweiten Frequenzkomponente geringer als ein Schwellwert ist.

5. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 4, wobei der Schwellwert für jede Frequenzkomponente in dem Spektrum als eine Funktion der Amplituden derselben Frequenzkomponente in einer Vielzahl von Spektren, die zu früheren Zeiten erhalten sind, bestimmt wird.

6. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 4, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) eine Vielzahl von Frequenzkomponenten-Paaren mit dem Schwelwert vergleicht und die Zahl der Male zählt, zu denen eine Frequenzkomponente in jedem Paar größer als der Schwellwert ist und die Amplitude der anderen Frequenzkomponente in dem Paar geringer als der Schwellwert ist, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) eine Embolie nur dann erfaßt, wenn die Zählung größer als ein vorbestimmter Wert ist.

7. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 4, wobei der Schwellwert eine Funktion der Amplitude mindestens einer Frequenzkomponente in einem zweiten Spektrum ist, das zu einer Zeit aufgenommen ist, die zu derjenigen unterschiedlich ist, wenn die andere des Spektrums erhalten wurde.

8. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 7, wobei das zweite Spektrum aufgenommen wird, nachdem die andere des Spektrums erhalten wurde.

9. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) eine Vielzahl von Frequenzkomponenten-Paaren prüft und die Zahl der Male zählt, zu denen die Amplitude einer Frequenzkomponente in jedem Paar eine vorbestimmte Beziehung zu der Amplitude der anderen Frequenzkomponente in dem Paar besitzt, wobei die Verarbeitungseinrichtung eine Embolie nur dann erfaßt, wenn die Zählung größer als ein vorbestimmter Wert ist.

10. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) die Frequenzkomponente in einem Spektrum mit einem Schwellwert vergleicht und die Frequenzkomponenten verwendet, um die Embolie nur dann zu erfassen, wenn die Frequenzkomponenten den Schwellwert übersteigen.

11. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 10, wobei der Schwellwert eine Funktion der Amplitude einer Frequenzkomponente in einem zweiten Spektrum ist, das zu einer Zeit erhalten ist, nachdem die anderen der Spektren erhalten wurden, wobei die Frequenzkomponente dazu verwendet wird, den Schwellwert zu bestimmen, der eine vorbestimmte Beziehung zu den Frequenzkomponenten, die mit dem Schwellwert verglichen werden sollen, trägt.

12. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) die Frequenz einer Frequenzkomponente entsprechend der maximalen Geschwindigkeit der Blutströmung bestimmt und die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) dann die Embolie durch Prüfen der Beziehung zwischen nur den Frequenzkomponenten des Spektrums erfaßt, die geringer als die Frequenz der Frequenzkomponente entsprechend der maximalen Geschwindigkeit der Blutströmung sind.

13. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 12, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) die Frequenz einer Frequenzkomponente entsprechend der maixmalen Geschwindigkeit der Blutströmung durch Identifizieren der höchsten von einer oder mehreren Frequenzkomponenten, die eine Amplitude besitzen, die einen Schwellwert übersteigt, bestimmt.

14. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) eine Artefakt-Erfassungseinrichtung zum Prüfen von Rückwärts-Strömungs-Frequenzkomponenten des Spektrums umfaßt, um eine Indikation eines Artefakt-Zustands zu schaffen, und zum Erzeugen einer Artefakt- Indikation, die darauf ansprechend ist, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) weiterhin die Erfassung einer Embolie, die auf die Artefakt-lndikation ansprechend ist, verhindert.

15. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 14, wobei die Artefakt-Erfassungseinrichtung aufweist:

eine Einrichtung zum Vergleichen jeder Frequenzkomponente des Spektrums entsprechend einer Rückwärts-Strömung mit einem Schwellwert und

eine Einrichtung zum Bewirken, daß die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) die Erfassung einer Embolie verhindert, wenn irgendeine der Frequenzkomponenten des Spektrums entsprechend der Rückwärts-Strömung den Schwelwert übersteigt.

16. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130) bei einer Vielzahl unterschiedlicher Trägerfrequenzen arbeitet, die dieselbe Blutströmung prüfen, wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit ein Ausgangssignal erzeugt, das für jede Trägerfrequenz ein jeweiliges Frequenzspektrum besitzt, das für die Geschwindigkeit von Ultraschall-Streuungen in der Blutströmung indikativ ist, und wobei die Signalverarbeitungseinrichtung weiterhin eine Charakteristik einer erfaßten Embolie als eine Funktion einer Beziehung zwischen dem Frequenzspektrum für eine Trägerfrequenz und dem Frequenzspektrum für eine andere Trägerfrequenz bestimmt.

17. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130) eine Vielzahl unterschiedlicher Trägerfrequenzen erzeugt, unter Verwendung einer entsprechenden Vielzahl von Doppler-Ultraschall- Einheiten, die elektrisch mit dem Ultraschall-Wandler verbunden sind.

18. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130) eine Impuls-Doppler-Einheit ist und wobei die Impuls-Doppler-Einheit (110, 120, 130) dieselbe Impulsdauer, Impulswiederholungsrate und das Tiefen-Gate für jede Trägerfrequenz besitzt.

19. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) die Charakeristik als eine Funktion einer Beziehung zwischen der Energie des Frequenzspektrums für eine Trägerfrequenz und der Energie des Frequenzspektrums für eine andere Trägerfrequenz bestimmt.

20. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 19, wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) die Charakteristik als eine Funktion einer Beziehung zwischen der Energie von nur einem Bereich des Frequenzspektrums für eine Trägerfrequenz und der Energie für nur einen Bereich des Frequenzspektrums einer anderen Trägerfrequenz bestimmt.

21. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 193 wobei die Verarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) weiterhin umfaßt:

eine Einrichtung zum Bestimmen eines Satzes erster Zwischenwerte, wobei jeder Wert in dem Satz der Energie des Frequenzspektrums für eine jeweilige Trägerfrequenz von Ultraschall, der von Blut reflektiert ist, und einer Embolie in der Blutströmung entspricht;

eine Einrichtung zum Bestimmen eines Satzes zweiter Zwischenwerte, wobei jeder Wert in dem Satz der Energie des Frequenzspektrums für eine jeweilige Trägerfrequenz des Ultraschalls, der von der Blutströmung reflektiert ist, entspricht;

eine Einrichtung zum Berechnen eines Satzes von Komposit-Werten, wobei jeder davon eine Funktion des ersten und des zweiten Zwischenwerts ist, bestimmt aus derselben Trägerfrequenz; und

eine Einrichtung zum Bestimmen einer Charakteristik der Embolie als eine Funktion einer Beziehung zwischen mindestens zwei der Komposit-Werte in dem Satz.

22. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 21, wobei jeder der Sätze drei Werte enthält und wobei die die Embolie-Charakteristik bestimmende Einrichtung eine Charakteristik der Embolie als eine Funktion einer Beziehung zwischen zwei der Komposit-Werten und der Beziehung zwischen einem der zwei Komposit- Werte und dem verbleibenden Komposit-Wert identifiziert.

23. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 21, wobei jeder der Sätze drei Werte enthält, wobei der erste der Komposit-Werte von der höchsten Trägerfrequenz abgeleitet wird, der dritte der Komposit-Werte von der niedrigsten Trägerfrequenz abgeleitet wird, und der zweite der Komposit-Werte von einer Trägerfrequenz abgeleitet wird, die zwischen der höchsten Trägerfrequenz und der niedrigsten Trägerfrequenz liegt.

24. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 23, wobei die die Embolie- Charakteristik bestimmende Einrichtung die Größe der Embolie durch Vergleich der Differenz zwischen dem ersten und dem zweiten Komposit-Wert mit einem ersten Schwellwert und der Differenz zwischen dem zweiten und dem dritten Komposit-Wert mit einem zweiten Schwellwert bestimmt.

25. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 23, wobei die die Embolie- Charakteristik bestimmende Einrichtung die Komposition der Embolie durch Vergleich der Differenz zwischen dem ersten und dem zweiten Komposit-Wert mit einem ersten Schwellwert und der Differenz zwischen dem zweiten und dem dritten Komposit-Wert mit einem zweiten Schwellwert bestimmt.

26. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Verarbeitungseinrichtung die Größe der Embolie bestimmt.

27. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Verarbeitungseinrichtung die Komposition der Embolie bestimmt

28. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Verarbeitungseinrichtung weiterhin eine Einrichtung zum Skalieren der Frequenz der Komponenten in den Spektren für zwei der Trägerfrequenzen als eine Funktion der relativen Werte der Trägerfrequenzen umfaßt so, daß die Doppler-Frequenzen, die von den Trägerfrequenzen abgeleitet sind, zu demselben Geschwindigkeitswert, der auf Streuungen in der Blutströmung, die sich unter derselben Geschwindigkeit bewegt, skaliert werden.

29. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Doppler-Einheit Ultraschall bei jeder Trägerfrequenz zu einer unterschiedlichen Zeit sendet.

30. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Blutströmung durch ein Gefäß hindurchführt, mit dem der Wandler in einer Ultraschall-Komunikation steht, und wobei die Doppler-Einheit eine Blutströmung durch denselben Bereich des Gefäßes für jede Trägerfrequenz des gesendeten Ultraschalls prüft.

31. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Embolie als eine Funktion der Beziehung zwischen der Amplitude von mindestens zwei Frequenzkomponenten in demselben Frequenzspektrum erfaßt wird.

32. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 7, wobei das erste und das zweite Frequenzspektrum von demselben Probenvolumen der Blutströmung aufgenommen wird.

33. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Embolie als eine Funktion der Beziehung zwischen der Amplitude einer Frequenzkomponente in einem ersten Frequenzspektrum und der Amplitude einer Frequenzkomponente in einem zweiten Frequenzspektrum, das zu einer Zeit erhalten ist, die zu derjenigen unterschiedlich ist, zu der das zweite Frequenzspektrum erhalten wurde, erfaßt wird.

34. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 33, wobei das erste und das zweite Frequenzspektrum von denselben Probenvolumen der Blutströmung aufgenommen werden.

35. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Doppler-Einheit eine Impuls-Doppler-Einheit ist, die bei einer vorbestimmten Impuls-Dauer, Wiederholungsrate und einem Tiefen-Gate arbeitet.

36. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung weiterhin eine Einrichtung zum Erzeugen eines modifizierten Frequenzspektrums umfaßt, das eine Vielzahl von Frequenzkomponenten besitzt, von denen jede ein Komposit aus in Bezug gesetzten Frequenzkomponenten von mindestens zwei Frequenzspektren ist, die von dem Ausgangssignal bei unterschiedlichen Zeiten erhalten sind3 und wobei mindestens eine der Frequenzkomponenten, die die Verarbeitungseinrichtung verwendet, um eine Embolie zu erfassen, eine Frequenzkomponente von dem modifizierten Frequenzspektrum ist.

37. Verfahren einer ultraschallmäßigen Erfassung einer Embolie einer Blutströmung, wobei das Verfahren aufweist:

Reflektieren von Ultraschall von Ultraschall-Streuzentren in der Blutströmung;

Erzeugen mindestens eines Ultraschall-Frequenzspektrums, das für die Frequenz des reflektierten Ultraschalls indikativ ist, wobei jedes Frequenzspektrum eine Vielzahl von Frequenzkomponenten enthält, die für die Geschwindigkeit der Ultraschall-Streuzentren in der Blutströmung indikativ sind; und

gekennzeichnet durch das Vorhandensein einer Embolie in der Blutströmung, die als eine Funktion der Amplitude einer Frequenzkomponente erfaßt ist, die zu einem ersten Zeitpunkt erhalten ist, und der Amplitude einer Frequenzkomponente, die zu einer zweiten Zeit, unterschiedlich zu der ersten Zeit, erhalten ist.

38. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin den Schritt eines Vergleichens der Amplitude mindestens einer Frequenzkomponente mit einem vorbestimmten Wert und dann Liefern einer Indikation einer Embolie, falls die Amplitude den vorbestimmten Wert übersteigt, umfaßt.

39. Verfahren nach Anspruch 38, das weiterhin den Schritt eines Vergleichens eines Durchschnitts der Amplituden einer Vielzahl von benachbarten Frequenzkomponenten mit dem vorbestimmten Wert, um eine Indikation einer Embolie zu liefern, umfaßt.

40. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin den Schritt eines Erfassens einer Embolie nur dann, wenn die Amplitude einer Frequenzkomponente größer als ein vorbestimmter Wert ist und die Amplitude einer zweiten Frequenzkomponente geringer als ein vorbestimmter Wert ist, umfaßt.

41. Verfahren nach Anspruch 40, wobei der vorbestimmte Wert für jede Frequenzkomponente in dem Spektrum als eine Funktion der Amplituden derselben Frequenzkomponente in einer Vielzahl von Spektrenl die zu einem früheren Zeitpunkt erhalten sind, bestimmt wird.

42. Verfahren nach Anspruch 40, das weiterhin den Schritt eines Vergleichens einer Vielzahl von Frequenzkomponenten-Paaren mit dem vorbestimmten Wert und Zählen der Zahl der Male, zu denen eine Frequenzkomponente in jedem Paar größer als der vorbestimmte Wert ist und die Amplitude der anderen Frequenzkomponente in dem Paar geringer als der vorbestimmte Wert ist, umfaßt, wobei das Verfahren weiterhin den Schritt eines Erfassens einer Embolie nur dann, wenn die Zählung größer als ein vorbestimmter Wert ist, umfaßt.

43. Verfahren nach Anspruch 40, wobei der vorbestimmte Wert eine Funktion der Amplitude mindestens einer Frequenzkomponente in einem zweiten Spektrum ist, das zu einer Zeit aufgenommen ist, die zu derjenigen unterschiedlich ist, zu der das andere Spektrum erhalten wurde.

44. Verfahren nach Anspruch 43 wobei das zweite Spektrum aufgenommen wird, nachdem das erste Spektrum erhalten wurde.

45. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin den Schritt eines Prüfens einer Vielzahl von Frequenzkomponenten-Paaren und Zählen der Anzahl der Male, zu denen die Amplitude einer Frequenzkomponente in jedem Paar eine vorbestimmte Beziehung zu der Amplitude der anderen Frequenzkomponente in dem Paar besitzt, wobei das Verfahren weiterhin den Schritt eines Erfassens einer Embolie nur dann, wenn die Zählung größer als der vorbestimmte Wert ist, umfaßt.

46. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin den Schritt eines Vergleichens der Frequenzkomponente in einem Spektrum mit einem vorbestimmten Wert und Verwendung der Frequenzkomponente, um die Embolie nur dann zu erfassenl wenn die Frequenzkomponente den vorbestimmten Wert übersteigen, umfaßt.

47. Verfahren nach Anspruch 46, wobei der vorbestimmte Wert eine Funktion der Amplitude einer Frequenzkomponente in einem zweiten Spektrum ist, das zu einer Zeit erhalten ist, nachdem das andere der Spektren erhalten wurde, und wobei das Verfahren weiterhin den Schritt einer Verwendung einer Frequenzkomponente umfaßt, die eine vorbestimmte Beziehung zu den Frequenzkomponenten, die verglichen werden sollen, mit dem vorbestimmten Wert, um den vorbestimmten Wert zu bestimmen, trägt.

48. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin die Schritte eines Bestimmens einer Frequenz einer Frequenzkomponente entsprechend der maximalen Geschwindigkeit der Blutströmung und dann Prüfen der Beziehung zwischen nur den Frequenzkomponenten des Spektrums umfaßt, die geringer als die Frequenz der Frequenzkomponente entsprechend der maximalen Geschwindigkeit der Blutströmung sind, um die Embolie zu erfassen.

49. Verfahren nach Anspruch 48, das weiterhin den Schritt eines Identifizierens der Frequenz der höchsten einer oder mehrerer Frequenzkomponenten, die eine Amplitude besitzen, die einen vorbestimmten Wert übersteigen, um die Frequenz der Frequenzkomponente entsprechend der maixmalen Geschwindigkeit der Blutströmung zu bestimmen, umfaßt.

50. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin die Schritte eines Prüfens von Rückwärts-Strömungs-Frequenzkomponenten des Frequenzspektrums umfaßt, um eine Indikation eines Artefakt-Zustands zu liefern, und Verhindern der Erfassung eines Embolie-Ansprechens auf eine Artefakt-Zustands-lndikation hin.

51. Verfahren nach Anspruch 50, wobei der Schritt einer Prüfung von Rückwärts-Strömungs-Frequenzkomponenten des Frequenzspektrums, um einen Artefakt-Zustand zu liefern, durch die Schritte ausgeführt wird:

Vergleichen jeder Frequenzkomponente des Spektrums entsprechend zu der Rückwärts-Strömung mit einem vorbestimmten Wert; und

Verhindern der Erfassung einer Embolie, wenn irgendeine der Frequenzkomponenten des Spektrums entsprechend der Rückwärts-Strömung den vorbestimmten Wert übersteigt.

52. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin die Schritte eines Erzeugens einer Vielzahl von Ultraschall-Frequenzspektren, die für die Frequenz von Ultraschall indikativ sind, die unterschiedliche jeweilige Trägerfrequenzen besitzt, die von Ultraschall-Streuzentren in der Blutströmung reflektiert sind, und Bestimmung einer Charakteristik einer Embolie als eine Funktion einer Beziehung zwischen einem Frequenzspektrum entsprechend reflektierten Ultraschalls einer Trägerfrequenz und eines Frequenzspektrums entsprechend reflektierten Ultraschalls einer anderen Trägerfrequenz umfaßt.

53. Verfahren nach Anspruch 52, wobei der Ultraschall von Ultraschall-Streuzentren reflektiert wird, unter Verwendung einer Impuls-Doppler-Einheitl die bei einer Vielzahl unterschiedlicher Trägerfrequenzen arbeitet, wobei die Impuls-Doppler-Einheit dieselbe Impulsdauer, Wiederholungsrate und das Tiefen-Gate für jede der Trägerfrequenzen besitzt.

54. Verfahren nach Anspruch 52, wobei die Charakteristik als eine Funktion einer Beziehung zwischen der Energie eines Frequenzspektrums und der Energie eines anderen Frequenzspektrums bestimmt wird.

55. Verfahren nach Anspruch 54, wobei die Charakteristik als eine Funktion einer Beziehung zwischen der Energie nur eines Bereichs des einen Frequenzspektrums und der Energie nur eines Bereichs des anderen Frequenzspektrums bestimmt wird.

56. Verfahren nach Anspruch 54, das weiterhin die Schritte umfaßt:

Bestimmen eines Satzes der Zwischenwerte, wobei jeder Wert in dem Satz der Energie eines jeweiligen Frequenzspektrums entsprechend Ultraschall, der von Blut und einer Embolie in der Blutströmung reflektiert ist, entspricht;

Bestimmen eines Satzes zweiter Zwischenwerte, wobei jeder Wert in dem Satz der Energie eines jeweiligen Frequenzspektrums entsprechend Ultraschall, der von der Blutströmung reflektiert ist, entspricht;

Berechnen eines Satzes Komposit-Wertel von denen jeder eine Funktion des ersten und des zweiten Zwischenwerts ist, bestimmt aus demselben Frequenzspek trum; und

Prüfen einer Beziehung zwischen mindestens zwei der Komposit-Werte in dem Satzl um eine Charakteristik der Embolie zu bestimmen.

57. Verfahren nach Anspruch 56, wobei jeder der Sätze drei Werte enthält und wobei das Verfahren weiterhin die Schritte eines Prüfens einer Beziehung zwischen zwei der Komposit-Werte und der Beziehung zwischen einem der zwei Komposit-Werte und dem verbleibenden Komposit-Wert umfaßt, um die Charakteristik der Embolie zu identifizieren.

58. Verfahren nach Anspruch 56, wobei jeder der Sätze drei Werte enthält und wobei das Verfahren weiterhin die Schritte eines Bestimmens des ersten der Komposit- Werte aus dem Frequenzspektrum aus Ultraschall, der von den Streuzentren reflektiert ist, entsprechend der höchsten Trägerfrequenz, Bestimmen des dritten der Komposit-Werte aus dem Frequenzspektrum aus Ultraschall, reflektiert von den Streuzentren, entsprechend zu der niedrigsten Trägerfrequenz, und Bestimmen des zweiten der Komposit-Werte aus dem Frequenzspektrum aus Ultrschall, reflektiert von den Streuzentren entsprechend einer Zwischenträgerfrequenz, umfaßt.

59. Verfahren nach Anspruch 57, das weiterhin die Schritte eines Vergleichens der Differenz zwischen dem ersten und dem zweiten Komposit-Wert mit einem ersten vorbestimmten Wert und Vergleichen der Differenz zwischen dem zweiten und dem dritten Komposit-Wert mit einem zweiten vorbestimmten Wert, um die Größe der Embolie zu bestimmen, umfaßt.

60. Verfahren nach Anspruch 57, das weiterhin die Schritte eines Vergleichens der Differenz zwischen dem ersten und dem zweiten Komposit-Wert mit einem ersten vorbestimmten Wert und Vergleichen der Differenz zwischen dem zweiten und dem dritten Komposit-Wert mit einem zweiten vorbestimmten Wert, um die Komposition der Embolie zu bestimmen, umfaßt.

61. Verfahren nach Anspruch 52, wobei die Charakeristik der erfaßten Embolie, die bestimmt wird, die Größe der Embolie ist.

62. Verfahren nach Anspruch 52, wobei die Charakeristik der erfaßten Embolie, die bestimmt wird, die Komposition der Embolie ist.

63. Verfahren nach Anspruch 52, das weiterhin den Schritt eines Skalierens der Frequenz der Komponenten in zwei der Frequenzspektren als eine Funktion der relativen Frequenzen von Ultraschall, reflektiert von den Streuzentren, so daß die Doppler-Frequenzen des Ultraschalls auf denselben Geschwindigkeitswert skaliert werden, ansprechend auf Streuzentren in dem Blut, das sich unter derselben Geschwindigkeit bewegt, umfaßt.

64. Verfahren nach Anspruch 37, wobei die Embolie als eine Funktion der Beziehung zwischen der Amplitude von mindestens zwei Frequenzkomponenten in demselben Frequenzspektrum erfaßt wird.

65. Verfahren nach Anspruch 43, wobei das erste und das zweite Frequenzspektrum von demselben Probenvolumen der Blutströmung genommen werden.

66. Verfahren nach Anspruch 37, wobei die Embolie als eine Funktion der Beziehung zwischen der Amplitude einer Frequenzkomponente in einem ersten Frequenzspektrum und der Amplitude einer Frequenzkomponente in einem zweiten Frequenzspektrum, erhalten zu einer Zeit, die zu derjenigen unterschiedlich ist, wenn das erste Frequenzspektrum erhalten wurde, erfaßt wird.

67. Verfahren nach Anspruch 66, wobei das erste und das zweite Frequenzspektrum von demselben Probenvolumen der Blutströmung genommen wird.

68. Verfahren nach Anspruch 37, das weiterhin den Schritt eines Erzeugens eines modifizierten Frequenzspektrums, das eine Vielzahl von Frequenzkomponenten besitzt, von denen jede ein Komposit von in Bezug gesetzten Frequenzkomponenten von mindestens zwei Frequenzspektren ist, erhalten zu unterschiedlichen Zeiten, wobei mindestens eine der Frequenzkomponenten, die dazu verwendet werden, eine Embolie zu erfassen, eine Frequenzkomponente von dem modifizierten Frequenzspektrum ist, umfaßt.

69. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130) eine Bereichs-Gate-Einrichtung zum Verarbeiten von Ultraschallreflexionen von unterschiedlichen Stellen in einem Blutgefäß, die in ultraschallmäßiger Kommunikation mit dem Ultraschall-Wandler (140) stehen, umfaßt, um dadurch der Signalverarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) zu ermöglichen, das Vorhandensein der Embolie an zwei unterschiedlichen Stellen in dem Blutgefäß zu erfassen.

70. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 16, wobei die Blutströmung durch ein Gefäß hindurchführt, mit dem der Wandler in ultrschallmäßiger Kommunikation steht, und wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130) eine Blutströmung durch einen unterschiedlichen Bereich des Gefäßes für jede Trägerfrequenz des gesendeten Ultraschalls prüft.

71. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei der Ultraschall- Wandler (140) einen ersten und einen zweiten Ultraschallfühler umfaßt, die in ultraschallmäßiger Kommunikation mit einem Blutgefäß an zwei voneinander beabstandeten Stellen positioniert sind, wobei die Doppler-Ultraschall-Einheit (110, 120, 130) ein Ausgangssignal von jedem der Ultraschallfühler erzeugt, wobei jedes Ausgangssignal ein Frequenzspektrum besitzt, das für die Geschwindigkeit von Ultraschall-Streuzentren in dem Blutgefäß benachbart einem jeweiligen einen der Fühler ist, und wobei die Signalverarbeitungseinrichtung (200, 300, 400) sowohl die Ausgangssignale aufnimmt als auch das Vorhandensein der Embolie an zwei unterschiedlichen Stellen in dem Blutgefäß erfaßt.

72. Verfahren nach Anspruch 37, wobei die Ultraschallreflexionen von unterschiedlichen Stellen in der Blutströmung verarbeitet werden, um dadurch das Vorhandensein der Embolie an zwei unterschiedlichen Stellen in der Blutströmung zu erfassen.

73. Verfahren nach Anspruch 37, wobei der Ultraschall von der Blutströmung an zwei voneinander beabstandeten Stellen reflektiert wird, und wobei das Verfahren weiterhin die Schritte eines Erzeugens eines jeweiligen Frequenzspektrums aus den Ultraschallreflexionen an jeder der Stellen und Erfassen des Vorhandenseins der Embolie an zwei unterschiedlichen Stellen in der Blutströmung umfaßt.

74. Verfahren nach Anspruch 73, wobei der reflektierte Ultraschall von einem Wandler, der eine Vielzahl von Frequenzen produziert, ausgeht.

75. Ultraschall-Embolie-Erfassungssystem nach Anspruch 1, wobei die Frequenzkomponente, die zu dem ersten Zeitpunkt erhalten ist, von einer unterschiedlichen Frequenz zu der Frequenzkomponente ist, die zu der unterschiedlichen Zeit erhalten ist.

76. Verfahren nach Anspruch 371 wobei die Frequenzkomponente, die zu der ersten Zeit erhalten ist, von einer unterschiedlichen Frequenz zu der Frequenzkomponente ist, die zu der unterschiedlichen Zeit erhalten ist.