DE3625041A1 - Automatisches ultraschall-blutstroemungsmengenmessgeraet - Google Patents
Automatisches ultraschall-blutstroemungsmengenmessgeraetInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Ultraschall-Blutströmungsmengenmeßgerät
zum Messen der Blutströmung (in ml/s)
durch einen interessierenden Bereich eines menschlichen
Patienten unter Ausnutzung eines Ultraschall-Dopplereffekts.
Bei einem bisherigen, den Ultraschall-Dopplereffekt ausnutzenden
Blutströmungsmengenmeßgerät emittiert ein
Ultraschall-Wandler einen Ultraschallstrahl einer Frequenz
fo zu einer Blutströmung z. B. einem Blutgefäß,
wobei der Ultraschallstrahl tatsächlich von den Blutzellen
in dem das Blutgefäß durchströmenden Blut zurückgeworfen
wird. Dabei ändert sich die Frequenz des Echosignals
entsprechend der Blutströmungsgeschwindigkeit
aufgrund eines von einer Relativbewegung zwischen dem
Ultraschallstrahl und dem Blutstrom herrührenden Dopplereffekts.
Wenn dabei die Dopplerverschiebungsfrequenz des
Echosignals mit fd bezeichnet wird, ergibt sich die folgende
Beziehung zwischen fd und fo:
Der Winkel R steht dabei für einen Winkel zwischen der
Emissionsrichtung der Ultraschallwelle und der Richtung
der Blutströmung. Die Geschwindigkeit v der Blutströmung
berechnet sich nach der obigen Gleichung durch Messung
des Winkels R, und eine Blutströmungsmenge Q (in ml/s)
berechnet sich daher durch Multiplizieren der Blutströmungsgeschwindigkeit
v mit der Innenquerschnittsfläche
S des Blutgefäßes.
Beim bisherigen Blutströmungsmengenmeßgerät muß der
Winkel R zwischen der Emissionsrichtung des Ultraschallstrahls
und der Richtung der Blutströmung gemessen werden.
Dieser Winkel muß dabei unter Beobachtung eines Blutgefäß-
Schnittbilds auf einem Monitor-Bildschirm gemessen
werden; die Messung des Winkels R erweist sich aber als
schwierig, so daß die Blutströmungsmenge durch z. B. das
Herz kaum genau meßbar ist.
Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung eines
automatischen (Ultraschall-)Blutströmungsmengenmeßgeräts
zum Messen einer Blutströmungsmenge ohne Bestimmung
der Emissionsrichtung des Ultraschallstrahls und der
Richtung der Blutströmung.
Diese Aufgabe wird durch die im Patentanspruch 1 gekennzeichneten
Merkmale gelöst.
Beim erfindungsgemäßen Meßgerät steuert ein Ultraschall-
Wandler einen interessierenden Bereich eines menschlichen
Körpers mit einem Ultraschallstrahl an (steers), und er
nimmt ein Echosignal von diesem Bereich ab. Eine Doppler-
Recheneinheit erfaßt ein Dopplersignal auf einer orthogonal
zum Ultraschallstrahl liegenden Linie aus dem Echosignal.
Die Geschwindigkeitskomponente v der Blutströmung
längs des Ultraschallstrahls auf dieser Linie
wird aus dem Dopplersignal berechnet, so daß eine Blutströmungsmenge
aus der Geschwindigkeitskomponente v und
dem Blutströmungsquerschnitt berechnet wird.
Im folgenden ist eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung
anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Ultraschallansteuerung
oder -führung (steering) zur Erläuterung
des der Erfindung zugrundeliegenden Prinzips,
Fig. 2 bis 5 schematische Darstellungen zur Verdeutlichung
des Grundprinzips der Erfindung,
Fig. 6 eine teilweise in Blockschaltbildform gehaltene
Darstellung eines Ultraschall-Blutströmungsmengenmeßgeräts
gemäß einer Ausführungsform der Erfindung,
Fig. 7 ein Blockschaltbild eines Blutströmung-Rechenteils
gemäß Fig. 6,
Fig. 8 ein Zeitsteuerdiagramm eines Ansteuer- oder
Treiberimpulses und
Fig. 9 eine schematische Darstellung eines mit linearer
Ansteuerung oder Führung arbeitenden Geräts.
Gemäß Fig. 1 emittiert ein in enger Berührung mit einer
Brust(korb)wand 5 stehender Ultraschall-Wandler 10 in
einem Sektorführungsmodus (sector steering mode) einen
Ultraschallstrahl durch einen Zwischenraum zwischen den
Rippen eines menschlichen Patienten zu dessen Herz. Dabei
wird der Ultraschallstrahl n-mal (z. B. 8mal) in
Synchronismus mit Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpulsen
(rate pulses) der Wiederholungsfrequenz fr für jede der
Führungslinien L 1, . . ., Ln ausgesandt und empfangen.
Empfangssignale entsprechend 8 Frequenzimpulsen in Richtung
der Führungslinie L 1 werden nach Phasendetektion
in Digitalsignale umgewandelt, aus denen die Dopplersignalkomponenten
ausgezogen werden. Aus der Empfangsinformation
entsprechend den 8 Nennwerten oder Geschwindigkeiten
(rates) wird eine Dopplerfrequenz fd ermittelt
und im vorliegenden Fall in einem Zeitintervall
(d. h. 800 ns) entsprechend einer Taktfrequenz einer A/D-
Wandlers, z. B. 1,25 MHz, längs des vom Ultraschall-Wandler
emittierten Strahls gemessen. Das Zeitintervall
von 800 ns entspricht einer Strecke von 0,6 mm. Dies
bedeutet, daß die Dopplerfrequenz fd für jede Strecke
(etwa 0,6 mm) gemessen wird. Eine Beziehung zwischen der
Dopplerfrequenz fd an der Meßstelle und der
Blutströmungsgeschwindigkeitskomponente v B an der Meßstelle
in Ultraschallstrahlrichtung
ergibt sich wie folgt:
Darin bedeuten fo und C = Übertragungsfrequenz bzw.
Schallgeschwindigkeit (etwa 1500 m/s) des Ultraschallstrahls
Im allgemeinen ist die Richtung des Ultraschallstrahls
von derjenigen der Blutströmung verschieden;
wenn dabei der Winkel R einen Winkel zwischen diesen
Größen angibt und die Absolutgröße der Blutströmungsgeschwindigkeit
mit v O bezeichnet wird, gilt die folgende
Gleichung:
In Beziehung zu den Richtungen der Führungslinien
L 1, . . ., Ln wird die entsprechende Dopplerfrequenz fd
an den betreffenden Positionen ermittelt.
Es sei angenommen, daß die Dopplerfrequenzen an den
Schnittpunkten zwischen den jeweiligen Ultraschallstrahlen
und einer Linie a-a (entsprechend einem Kreisbogen
mit dem Ultraschall-Wandler als Zentrum im Sektorführungsmodus),
die orthogonal oder senkrecht zu den
betreffenden Ultraschallstrahlen verläuft, durch fd 1,
fd 2, . . . fd N angegeben sind. Hierbei vergrößert sich
die Geschwindigkeit des Blutstroms oder der Blutströmung
zu seinem bzw. ihrem Zentrum hin, so daß die Größe der
Dopplerfrequenz fd zum Zentrum der Blutströmung durch eine M-te
Position bezeichnet ist, läßt sich die Dopplerfrequenz
fd M in dieser Position wie folgt ausdrücken:
In obiger Gleichung bedeuten:
l = Abstand vom Ultraschall-Wandler zur Linie a-a
δ = Winkel zwischen benachbarten Führungslinien
A = Korrekturkoeffizient.
l = Abstand vom Ultraschall-Wandler zur Linie a-a
δ = Winkel zwischen benachbarten Führungslinien
A = Korrekturkoeffizient.
Die Auflösung von Gleichung (3) ergibt eine von der
linken Herzkammer 1 in eine Aorta 4 strömende Blutmenge.
Die Ableitung von Gleichung (3) ist nachstehend näher
erläutert.
Die pro Zeiteinheit durch einen interessierenden, von
einer Linie g umrahmten Bereich S strömende Blutmenge
ist im allgemeinen eine Größe, die durch Integrieren der
Größe eines inneren Produkts eines sehr kleinen (minute)
Flächenabschnitts im Bereich S und der Geschwindigkeit
des durch den sehr kleinen Flächenabschnitt strömenden
Bluts in bezug auf den gesamten Bereich S ausgewertet
oder ermittelt wird.
Wenn mit ds, v O oder R der sehr kleine oder kleinste
Flächenabschnitt, die Absolutgröße der Blutströmung bzw.
der zwischen einer Lotrechten auf dem kleinsten Flächenabschnitt
und einem Blutströmungsvektor festgelegte
Winkel bezeichnet werden, läßt sich die Blutströmungsmenge
durch folgende Gleichung ausdrücken:
Wenn gemäß den Fig. 3 und 4 das Blut durch ein Blutgefäß
mit dem Radius ro in z-Achsen-Richtung strömt, läßt sich
die Absolutgröße v O (r) der Blutströmungsgeschwindigkeit
als Funktion eines Abstands r vom Zentrum des Blutgefäßes
ausdrücken.
Unter Berücksichtigung eines Bereichs oder Abschnitts S
orthogonal zur Blutströmungsrichtung in Fig. 3 bestimmt
sich die durch diesen Abschnitt (section) fließende
Blutmenge zu:
Unter Berücksichtigung eines Abschnitts S′, dessen
y-Achse gemäß Fig. 4 unter einem Winkel R zur
Blutströmungsrichtung geneigt ist, wird eine durch den Abschnitt
S (S′) in Fig. 4 strömende Blutmenge natürlicherweise
gleich der durch den Abschnitt S in Fig. 3 fließenden
Blutmenge, wenn die Absolutgröße v O der Blutströmungsgeschwindigkeit
dieselbe ist wie in Fig. 3. Da der
Abschnitt oder die Ebene S in Fig. 4 eine Ellipse darstellt,
wird die Blutströmungsmenge Q, genauer gesagt,
entgegen Gleichung (5) nach einem Doppel- oder Flächenintegral
ausgewertet. Hierbei werden in Gleichung (5)
für die angenäherte Auswertung (oder Ermittlung) der
Blutströmung die Größen x und y′ nach Fig. 4 anstelle
von r eingesetzt. In diesem Fall sind Q x und
Q y ′ durch folgende Gleichung definiert:
Da y′ = r · secR, kann Q y ′ wie folgt
umgeschrieben werden:
Anhand von Gleichung (6) und (8) läßt sich Qr nach
folgender Gleichung bestimmen:
Wenn R ausreichend kleiner ist als 1, kann Qr nach der
folgenden Gleichung bestimmt (evaluated) werden:
Selbst wenn der Abschnitt (oder Schnitt) S′ nicht senkrecht
zur Blutströmungsrichtung liegt, kann anhand von
Gleichung (10) die Blutströmungsmenge durch einfaches
bzw. eindimensionales Integrieren der Haupt- und Nebenachsen
dieses Abschnitts angenähert ausgewertet bzw.
bestimmt werden. Wenn bei einer achssymmetrischen Blutströmung
der Abschnitt (oder Schnitt) senkrecht zur Blutströmungsrichtung
liegt, kann die Blutströmungsmenge anhand
von Gleichung (5) bestimmt werden. Mithin kann eine
durch diesen, achssymmetrisch zur Blutströmung geneigten
Abschnitt strömende Blutmenge aus der Größe der Haupt-
und Nebenachsen oder eines Mittelwerts beider Achsen
bestimmt werden.
Bei der in Fig. 1 gezeigten Blutströmung durch das Herz
strömt das Blut in der Systole als Herzminutenvolumen
(cardiac output) von der linken Herzkammer 1 in die
Aorta 4. Wenn die Linie a-a z. B., von der linken Herzkammer
1 aus gesehen, unmittelbar vor der Aortaklappe 7
eine ausreichend größere Linie ist, passiert das Blut
den die Linie a-a einschließenden Bereich.
In Fig. 5 steht v O (r) für die Absolutgröße einer
Blutströmungsgeschwindigkeit an den Schnittpunkten zwischen
den Führungslinien L 1-Ln und der Linie a-a, wobei mit
r ein Abstand bezeichnet ist, der von einer Mittenposition
M entsprechend der größten Blutströmungsgeschwindigkeit
von allen Schnittpunkten gemessen ist. Der
kleinste (minute) Abschnitt, in der Richtung r senkrecht
zur Ansteuer- oder Führungsrichtung definiert, ist mit
dr bezeichnet, während der Winkel zwischen dem
Blutströmungsgeschwindigkeitsvektor 8 und der Führungslinie
mit R angegeben ist. Unter diesen Bedingungen wird die
Blutströmungsmenge nach den im folgenden angegebenen
Gleichungen ausgewertet oder bestimmt. Gleichung (11)
ist in bezug auf einen Schnitt durch eine Hauptachse des
Herzens abgeleitet:
Dabei steht R für einen Winkel zwischen dem Ultraschallstrahl
und dem Blutströmungsvektor 8. Q ∥ wird nach der
folgenden Gleichung (12) durch Einsetzen von Gleichungen
(1) und (2) in Gleichung (11) ermittelt (evaluated):
dr wird durch einen Abstand zwischen den Führungslinien
auf der Linie a-a ersetzt und nach Gleichung (13) berechnet.
In diesem Fall stehen l für einen Abstand vom
Ultraschall-Wandler zur Linie a-a und δ für einen Winkel
zwischen benachbarten Führungslinien:
Durch Einsetzen von Gleichung (13) in Gleichung (14)
ergibt sich folgende Gleichung:
Wenn die Linie a-a um die mittlere Führungslinie M als
Achse gedreht wird, wird eine Menge Q 1 auf einem Kreisbogen
a-a, wie durch die folgende Gleichung (15) ausgedrückt,
bestimmt. Wenn α einen Winkel zwischen der Linie
a-a und einer praktisch parallel zur Aortaklappe 7 und
senkrecht zu einer Achse der Aorta 4 verlaufende Linie
b-b, als Größe in einer Mittenposition, angibt, so gilt:
Die Menge Q der Blutströmung läßt sich mithin nach folgender
Gleichung ableiten:
Wenn α kleiner ist, läßt sich Q wie folgt ableiten:
Es kann berücksichtigt werden, daß die Blutströmung aus
der linken Herzkammer 1 in die Aorta 4 an der Seite der
linken Herzkammer (linker Herzkammerauslaß) praktisch
achssymmetrisch wird. In diesem Fall ist jedoch eine
solche Symmetrie nicht notwendigerweise adäquat, so daß
es nötig ist, die Blutströmungsmenge etwas zu korrigieren.
Mit diesem mit A bezeichneten Korrekturfaktor kann die
Blutströmungsmenge nach derselben Gleichung wie Gleichung
(3) bestimmt werden. Dabei ist A eine der Einheitsgröße
oder 1 (unity) angenäherte Größe, die auf der Grundlage
klinischer Daten bestimmt wird, wobei darauf hinzuweisen
ist, daß diese Größe als in einem Bereich von 0,5 ≦ωτA 2
liegend angesehen werden kann.
In einem Blutdurchgang eines großen Querschnitts, z. B.
in der Herzhöhle, kann die Blutströmungsmenge nach
Gleichung (3) zweckmäßig bestimmt (evaluated) werden.
In einem Durchgang, z. B. einem Blutgefäß, dessen Querschnitt
kleiner ist und innerhalb der Breite des Ultraschallstrahls
liegt, läßt sich andererseits die Blutströmungsmenge
durch das Blutgefäß nach der folgenden
Gleichung berechnen:
Darin bedeuten:
D = Durchmesser des Blutgefäßes
L = Korrekturfaktor.
D = Durchmesser des Blutgefäßes
L = Korrekturfaktor.
Im folgenden ist eine Ausführungsform der Erfindung auf
der Grundlage des vorstehend erläuterten Prinzips beschrieben.
Bei der in Fig. 6 dargestellten Anordnung liefert ein
Taktgenerator 11 einen Grundtakt von z. B. 40 MHz zu
einem Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpulsgenerator (rate
pulse generator) 12, der seinerseits einen Nenn- bzw.
Geschwindigkeitsimpuls von 5 kHz auf der Grundlage des
Grundtakts vom Taktgenerator 11 zu einem Übertragungs-
oder Sendeverzögerungskreis 13 liefert, der seinerseits
die Impulsrate nach Maßgabe der Führungsrichtung verzögert
und der mit einem Treiberimpulsgenerator 15 verbunden
ist. Der Treiberimpulsgenerator 15 besteht aus
einer Anzahl von Impulsgebern, die über ein Kabel 16
mit dem Ultraschall-Wandler 10 verbunden sind.
Der Ultraschall-Wandler 10 wird durch den Ansteuer- oder
Treiberimpuls des Impulsgebers angesteuert und sendet
einen Ultraschallstrahl zum interessierenden Bereich
oder Untersuchungsbereich aus und empfängt Echos vom
Untersuchungsobjekt. Das Echosignal vom Ultraschall-
Wandler 10 wird über ein Verstärker 17 einem Empfangsverzögerungskreis
14 aufgeschaltet, der auf eine Verzögerungs-
oder Laufzeit entsprechend der Verzögerungs-
oder Laufzeit des Verzögerungskreises 13 eingestellt ist
und ein Empfangssignal entsprechend der betreffenden
Führungslinie auszieht. Das Ausgangssignal des Verzögerungskreises
14 wird an einen Mischer 19 angelegt, der
seinerseits ein Empfangssignal durch Multiplikation eines
Bezugssignals (von z. B. 2,5 MHz) von einem Bezugssignalgenerator
18 mit dem Empfangssignal vom Verzögerungskreis
14 erfaßt (detects). Der Mischer besteht aus
einem Zweikanal-Mischkreis zur Bestimmung der Normal-
und Gegenrichtung eines Dopplersignals aus dem Empfangssignal.
Gleiche Empfangssignale werden beiden Kanälen
des Zweikanal-Mischkreises zugeführt, wobei zu beachten
ist, daß Bezugssignale, deren Phasen um genau 90° zueinander
verschoben sind, an die Bezugsklemmen des
Zweikanal-Mischkreises angelegt werden.
Die Ausgangsklemme des Mischers 19 ist an ein MTI-Filter
22 (Moving Target Indication filter) über ein Tiefpaßfilter
20 und einen A/D-Wandler 21 angeschlossen. Das
Tiefpaßfilter 20 ist vorgesehen, um eine unerwünschte
Hochpaßkomponente aus dem Signal vom Mischer 19 zu beseitigen.
Das MTI-Filter 22 dient zur Beseitigung einer
Echowellenkomponente, die von einem sich langsam bewegenden
Bereich, etwa vom Herzmuskel, stammt. Die Ausgangsklemme
des MTI-Filters 22 ist mit einem Dopplerrechenteil
23 zum Berechnen einer Dopplerverschiebungsfrequenz
fd verbunden. Die Ausgangsklemme des Dopplerrechenteils
23 ist an einen Blutströmungsmengen-Rechenteil
24 angeschlossen, der auf der Grundlage des Dopplerfrequenzsignals
vom Dopplerrechenteil 23 anhand der
Gleichungen (3) und (17) oder (19) die Größe der Frequenz
fd eines Dopplersignals auswertet oder bestimmt, das
für jeden gegebenen Abstand von der Oberfläche eines
menschlichen Körpers oder für jedes gegebene Zeitintervall
ab der Erzeugung eines Geschwindigkeitsimpulses
erhalten wird. Der Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 ist
an seinem Ausgang mit einem Streifenschreiber 25 und
einer Anzeigeeinheit 26 verbunden. Eine Zentraleinheit
(CPU) 27 steuert den Blutströmungsmengen-Rechenteil 24
sowie die Sende- und Empfangsverzögerungskreise 13 bzw.
14.
Gemäß Fig. 7 umfaßt der Blutströmungsmengen-Rechenteil
24 einen ersten Speicher 32 zur Ermöglichung der
Speicherung eines noch zu beschreibenden, von der
Zentraleinheit 27 eingegebenen Faktors nach Maßgabe
des Takts von einem ersten Taktgenerator 31. Der erste
Speicher 32 ist an seiner Ausgangsklemme mit einem
ersten Multiplizier- oder Vervielfacherkreis 33 verbunden,
und der Dopplerrechenteil 23 ist mit seiner
Ausgangsklemme an die andere Eingangsklemme des Vervielfacherkreises
33 angeschlossen, der seinerseits mit
einer Eingangsklemme eines zweiten Multiplizier- oder
Vervielfacherkreises 34 verbunden ist.
Ein Komparator 35 vergleicht das Ausgangssignal des
zweiten Speichers 36 mit der Dopplerverschiebungsfrequenz
fd, die durch den Dopplerrechenteil 23 berechnet
worden ist. Der zweite Speicher 36 ist an die
Ausgangsklemme des Komparators 35 angeschlossen und
speichert somit ein Vergleichsergebnis vom Komparator 35.
Die Ausgangsklemme des zweiten Speichers 36 ist mit der
Eingangsklemme eines dritten Speichers 37 verbunden,
welcher die Zahlendaten der Führungslinie entsprechend
den Dopplerfrequenzdaten im zweiten Speicher 36 speichert.
Die Ausgangsklemme des dritten Speichers 37 ist
mit der Eingangsklemme eines vierten Speichers 38 verbunden,
der eine Größe -i-M- speichert. Die gespeicherte
Größe wird nach Maßgabe eines Takts von einem zweiten
Taktgenerator 39 in den zweiten Vervielfacherkreis 34
ausgelesen, der das Ausgangssignal vom ersten Vervielfacherkreis
33 und das Ausgangssignal vom ersten Vervielfacherkreis
33 und das Ausgangssignal vom vierten
Speicher 38 multipliziert und als Ergebnis der Multiplikation
ein Signal zu einem fünften Speicher 40 liefert,
der seinerseits an seiner Ausgangsklemme mit dem Streifenschreiber
25 und der Anzeigeeinheit 26 verbunden ist.
Das beschriebene automatische Blutströmungsmengenmeßgerät
arbeitet wie folgt:
Der Taktgenerator 11 liefert einen Takt zum Nenn- bzw.
Geschwindigkeitsimpulsgenerator 12, der seinerseits
einen Nenn- bzw. Geschwindigkeitsimpuls (rate pulse)
von 5 kHz auf der Grundlage dieses Takts erzeugt und
diesen Geschwindigkeitsimpuls zum Sendeverzögerungskreis
13 überträgt, wo er mit einer in Sektorführungsrichtung
(L 1-Ln) bestimmten Verzögerungszeit verzögert
wird. Der verzögerte Geschwindigkeitsimpuls wird
dem Treiberimpulsgenerator 15 zugeführt, der einen
Treiberimpuls entsprechend dieser Verzögerungszeit
liefert. Der Treiberimpuls wird dem Ultraschall-Wandler
10 zugeführt, der seinerseits einen entsprechenden
Ultraschallstrahl in Richtung der Führungslinie L 1 aussendet.
Der Ultraschallstrahl tritt in das Herz ein,
wobei Echos vom lebenden Gewebe entsprechend der
Tiefe(nlage) des lebenden Gewebes sequentiell in den
Ultraschall-Wandler 10 eintreten, der diese Echos in
Echosignale umsetzt.
Die Echosignale werden nach Verstärkung durch den Verstärker
17 dem Empfangsverzögerungskreis 14 zugeführt
und in diesem sequentiell um eine Verzögerungszeit,
welche derjenigen des Sendeverzögerungskreises 13 gleich
ist, verzögert. Zu diesem Zeitpunkt werden die Echosignale
addiert. Das Ausgangssignal vom Empfangsverzögerungskreis
14 wird dem Mischer 19 eingegeben und in
diesem einer Phasendetektion unterworfen. Das Ausgangssignal
vom Empfangsverzögerungskreis 14 wird durch eine
nicht dargestellte Aplitudendetektorschaltung einer
Amplitudendetektion unterworfen und sodann der Anzeigeeinheit
eingespeist, in welcher es in einem B-Modus
wiedergegeben wird.
Nach der Phasendetektion oder -erfassung durch den
Mischer 19 wird das Echosignal über das Tiefpaßfilter 20
dem A/D-Wandler 21 zugeführt, der das Echosignal nach
Maßgabe eines Takts einer Frequenz von 1,25 MHz in ein
Gleichspannungssignal umwandelt. Die Abtastung (sampling)
des Echosignals mit 1,25 MHz ist analog der Abtastung
des Echosignals für jeweils 0,6 mm, in Tiefenrichtung
von der Oberfläche des Untersuchungsbereichs aus gesehen,
mit der zu 1500 m/s berechneten Schallgeschwindigkeit
bezüglich seines Abstands oder seiner Strecke.
Wenn ein Zyklus des Aussendens und Empfangens des Ultraschallstrahls
abgeschlossen ist, wird der nächste Zyklus
auf ähnliche Weise durchgeführt. Auf diese Weise werden
acht Zyklen solcher Sende- und Empfangsoperationen in
Führungsrichtung (L 1) durchgeführt, so daß acht Echodaten
in einem gegenseitigen Abstand von 0,6 mm in den
betreffenden Positionen des Untersuchungsbereichs abgegriffen
werden.
Die an der Ansteuer- oder Führungslinie L 1 erhaltenen
Echodaten werden nach Filterung mittels des MTI-Filters
dem Dopplerrechenteil 23 eingegeben, welcher auf der
Grundlage von Gleichungen (1) und (2) die Dopplerverschiebungsfrequenz
fd aus den so abgegriffenen Echodaten
auswertet oder ermittelt. Die Verschiebungsfrequenzdaten
(fd) als Ergebnis der Berechnung werden dem
Blutströmungsmengen-Rechenteil 24 zugeliefert, in welchem
die Blutströmungsmenge (amount of blood flowed) anhand
der Verschiebungsfrequenzdaten (fd) nach Gleichung (3)
oder (19) berechnet wird, um eine Auswertung oder Bestimmung
von fd, d. h. fd 1 am Schnittpunkt der Führungslinie
L 1 mit der senkrecht zu ihr definierten Linie a-a
zu ermöglichen.
Wenn fd 1 am genannten Schnittpunkt (junktion) auf diese
Weise ausgewertet oder ermittelt (worden) ist, wird auf
ähnliche Weise fd 2 am Schnittpunkt zwischen der Führungslinie
L 2 und der Linie a-a ermittelt (evaluated). Auf
diese Weise werden die Blutströmungsmengen an den
Schnittpunkten zwischen den Führungslinie L 1-L 2 und
der genannten Linie a-a sequentiell ausgewertet oder ermittelt.
Die Blutströmungsmengen (amounts of blood
flowing) an diesen Schnittpunkten werden zusammenaddiert,
so daß eine Blutströmungsmenge vom Herzen in die Aorta
anhand dieser Additionsgröße bestimmt werden kann.
Bei der Bestimmung der Blutmenge in bezug auf die Linie
a-a werden die Dopplerdaten aus z. B. 256 Positionen über
die Tiefe des Untersuchungsbereichs in gegenseitigen
Abständen von 0,6 mm abgegriffen. Wenn die Dopplerdaten
in bezug auf z. B. acht Linien a-a bis a′-a′ abgegriffen
werden, kann eine Blutströmungsmenge genauer aus einem
Mittelwert der Blutströmungsmengen in bezug auf die acht
Linien berechnet werden. Es sei beispielsweise angenommen,
daß der Ultraschallstrahl wiederholt mit einer Puls- oder
Impulsratenfrequenz von 5 kHz ausgesandt und empfangen
wird, wobei die Zahl N der Ansteuer- oder Führungslinien
mit 16 und eine Führungslinie zu acht Raten (rates)
vorausgesetzt sind. Da in diesem Fall eine Dateneinheit
pro 25,6 ms in bezug auf eine Linie a-a, d. h. 39 Daten
pro Sekunde, vom Blutströmungsmengen-Rechenteil 24
erhalten wird, können dann, wenn die Daten in bezug
auf die acht Linien a-a bis a′-a′ abgegriffen werden,
die achtfachen Daten(mengen) über dasselbe Intervall
wie im Fall einer Linie gewonnen werden.
Gleichungen (3) und (19), bestehend aus einer Kombination
aus einer Summe und Produkt, können schnell berechnet
oder aufgelöst werden; auf die im folgenden beschriebene
Weise kann aber die Verarbeitungsgeschwindigkeit erhöht
werden. Die Größen A, π, C, fo und δ in
Gleichung (3) werden als bekannte Größen bestimmt, unabhängig von der
Blutströmungsmenge am oder im Untersuchungsbereich.
Während der Messung der Blutsrömungsmenge wird l durch
Bezeichnung der Linie a-a als konstant betrachtet. Aus
diesem Grund ist es nicht unbedingt erforderlich, daß
die erwähnten Faktoren schnell auf Echtzeitbasis berechnet
werden. Es ist nur nötig, die Blutströmungsmenge
mittels der Zentraleinheit 27 zunächst durch Berechnung
oder Auflösung der nachstehenden Gleichung (20) und Einsetzen
eines Rechenergebnisses B in die nachstehende
Gleichung (21) zu bestimmen:
Hierbei ist darauf hinzuweisen, daß die Berechnung nach
Gleichung (21) mittels der Schaltung gemäß Fig. 7 erfolgt.
Die Arbeitsweise der Schaltung nach Fig. 7 ist nachstehend
erläutert:
Die Schaltung gemäß Fig. 7 spricht auf einen Takt an,
dessen Dopplerfrequenz fd gleich 1,25 MHz ist, um Dopplerdaten
an Positionen über die Tiefe des Untersuchungsbereichs
in einem Intervall (oder Abstand) von 0,6 mm,
d. h. 0,8 µs, in Richtung der Führungslinie L 1 gemäß
Fig. 1 abzugreifen. Bei fd = 256 werden Dopplerfrequenzdaten
(fd, fd, . . ., fd) über einen Abstand von
15,4 cm für eine Zeitspanne von 0,8 µs × 256 ≒ 205 µs
gewonnen. Die Dopplerfrequenzdaten werden dem ersten
Rechen- oder Vervielfachungskreis 33 eingegeben und
darin mit dem aus dem ersten Speicher 32 ausgelesenen
Faktor B multipliziert. Der Faktor B enthält einen Abstand
l vom Ultraschall-Wandler 10, wobei der Abstand l
mit einer Rate von 0,6 mm für jeden Taktimpuls von
1,25 MHz vom ersten Taktgenerator 31 vergrößert wird. Das
Ausgangssignal vom Dopplerrechenteil 23 wird durch den
Komparator 35 mit dem Ausgangssignal vom zweiten Speicher
36 verglichen. Wenn das Ausgangssignal des Dopplerrechenteils
23 größer ist als dasjenige des zweiten Speichers
36, wird letzterer auf die Doppelfrequenzdaten des
Dopplerrechenteils 23 aktualisiert. Da der zweite Speicher
36 anfänglich in einen "0"-Zustand gesetzt ist, werden
Daten fd, fd, . . ., fd entsprechend
einer anfänglich eingegebenen Führungslinie (i=1) im zweiten Speicher
36 gespeichert.
Sodann werden Daten entsprechend der Führungslinie L 2 in
den Komparator 35 eingegeben, wobei nur die Daten fd,
die größer sind als die Daten auf der vorher gespeicherten
Führungslinie L 1, im zweiten Speicher 36 (ab)gespeichert
werden. Die Führungslinienzahl i entsprechend den
in den zweiten Speicher 36 eingeschriebenen Daten wird
im dritten Speicher 37 gespeichert. Eine Größe i-M
wird in den vierten Speicher 38 eingeschrieben, wo sie
in Abhängigkeit von Takt des zweiten Taktgenerators 39
von 1 bis N variiert wird. Die Größe M wird anfänglich
in einen Zustand N/2 oder (N+1)/2 gesetzt, doch wird
nach Abschluß einer Führung (steering) (i=1-N) die
Größe M im dritten Speicher 37 gespeichert, so daß sie
in den vierten Speicher 38 eingeschrieben wird. Der Inhalt
des vierten Speichers 38 wird jedesmal aktualisiert,
wenn ein Abschnitt eines Untersuchungsbereichs angesteuert
(steered) wird.
Bei der ersten Rate werden 256 Daten Bfd, Bdf,
. . . Bdf sequentiell mit einem Abstand von 0,8 µs zum
zweiten Vervielfacherkreis 34 geliefert, damit eine
Multiplikation des Ausgangssignals vom ersten Vervielfacherkreis
33 mit den im vierten Speicher 38 gespeicherten
Daten 1-M stattfinden kann. Das Multiplikationsergebnis
wird im fünften Speicher 40 gespeichert. Bei
der zweiten Rate liefert der erste Vervielfacherkreis 33
die Daten Bdf, Bdf, . . . Bdf zum
zweiten Vervielfacherkreis 34, in welchem - wie im Fall der ersten
Rate - eine Multiplikation dieser Daten mit den Daten
2-M vom vierten Speicher 38 erfolgt. Das
Multiplikationsergebnis wird dem fünften Speicher 40 zugeliefert
und in diesem zu den ersten Raten- oder Geschwindigkeitsdaten
(rate data) addiert. Auf diese Weise erfolgen Berechnungen
bis zur N-ten Rate, um ein Rechenergebnis
nach Gleichung (21) zu erhalten. Dies bedeutet, daß
schließlich Gleichung (3) aufgelöst worden ist.
Das im fünften Speicher 40 gespeicherte Rechenergebnis
wird dem Streifenschreiber 25 und der Anzeigeeinheit 26
für Wiedergabe zugeliefert.
Da für die Durchführung der Berechnung bis zur N-ten Rate
25,6 ms nötig sind, kann eine entsprechende Blutströmungsmenge
alle 25,6 ms bestimmt und auf der Anzeigeeinheit
angezeigt werden. Das Herzminutenvolumen
(cardiac output) kann entweder durch Berechnen einer
mittleren Blutströmungsmenge oder Integrieren einer
Blutströmungsmenge pro Herzschlag und Multiplizieren
dieser integrierten Größe mit der Herzfrequenz berechnet
werden.
Wie erwähnt, werden die Dopplersignale aus Wellen erfaßt,
die im Untersuchungsbereich als Ergebnis der
Aussendung des Ultraschallstrahls zurückgeworfen werden,
und somit werden die Dopplersignale auf der in einer
Richtung orthogonal zur Führungslinie des Ultraschallstrahls
definierten Linie berechnet, mit dem Ergebnis,
daß nicht nur eine Blutströmungsmenge durch z. B. das
Blutgefäß, sondern auch eine Blutströmungsrichtung
nicht bestimmt ist, wie beim Herzen, auf Echtzeitbasis
automatisch gemessen und als Meßwert auf der Anzeigeeinheit
wiedergegeben werden kann. Es ist dabei auch
möglich, gleichzeitig die Herzbewegung und den Raumzustand
des Blutstroms in das Herz zu beobachten. Da ein
gewöhnliches Ultraschall-Schnittbild, d. h. das B-Modusbild,
erfindungsgemäß wiedergegeben werden kann, kann
unter Einhaltung des B-Modus die Blutströmungsmenge im
Untersuchungsbereich gemessen werden, wodurch dem
Mediziner sehr wertvolle diagnostische Informationen
geboten werden.
Obgleich bei der beschriebenen Ausführungsform die Blutströmungsmenge
im Sektorführungsmodus gemessen werden
kann, kann auch eine Blutströmungsmenge in der Karotis
oder in einem Unterleibsblutgefäß oder eines Fötus gemessen
werden, wenn mittels eines Lineararrayumwandlers
eine Diagonalführung (diagonal steering) vorgenommen
wird. Genauer gesagt: gemäß Fig. 9 wird ein Lineararraywandler
41 in enge Berührung mit der Oberfläche 42
eines menschlichen Untersuchungsobjekts gebracht, wobei
ein Ultraschallstrahl in einem Linearführungsmodus in
die hepatische Venen 44 enthaltene Leber 43 emittiert
wird. Unter Beobachtung des auf Echtzeitbasis mittels
der Echosignale wiedergegebenen B-Modusbilds kann die
Blutströmungsmenge durch die hepatischen Venen gemessen
werden, indem die Linien a-a bis a′-a′ in bestimmter
Weise diagonal zu den Linien L 1 bis Ln im B-Modus
eingestellt oder festgelegt werden. In diesem Fall wird
die Blutströmungsmenge auf der Grundlage der folgenden
Gleichung bestimmt:
Darin bedeutet:
d = Abstand zwischen den Führungslinien in einem Linearführungsmodus.
d = Abstand zwischen den Führungslinien in einem Linearführungsmodus.
Obgleich bei der beschriebenen Ausführungsforms angegeben
ist, daß die Blutströmungsmenge in einer Richtung,
d. h. orthogonal zur Führungslinie, bestimmt wird, kann
auch eine Blutströmungsmenge in einer zweiten Richtung
orthogonal zur genannten Richtung berechnet werden, so
daß eine Gesamtblutmenge auf der Grundlage beider
Linien bestimmt (evaluated) werden kann. Wenn die
Führung mit dem Ultraschallstrahl über die Tiefe des
Untersuchungsbereichs, d. h. über das Zentrum und nahe
des Zentrums des Bereichs, durch den das gesamte Blut
strömt, erfolgt, oder auch wenn die Führung über einen
Abschnitt des Untersuchungsbereichs vorgenommen wird,
kann dennoch die Gesamtblutströmungsmenge in diesem Bereich
bestimmt werden.
Claims (8)
1. Ultraschall-Blutströmungsmengenmeßgerät, gekennzeichnet
durch
einen Ultraschall-Wandler (10) zum Ansteuern (steering) eines interessierenden Bereichs eines Untersuchungsobjekts mit einem Ultraschallstrahl zur Ermöglichung einer Messung des in diesem Bereich strömenden Bluts und zur Lieferung von Echos von diesem Bereich als Echosignale,
eine Dopplerrecheneinheit (23) zum Berechnen eines Dopplersignals aus den vom Ultraschall-Wandler gelieferten Echosignalen und
eine Blutströmungsmengen-Recheneinheit (24) zum Bestimmen (evaluating) einer Blutströmungsmenge durch den interessierenden Bereich auf der Grunglage von in dem von der Dopplerrecheneinheit erhaltenen Dopplersignal enthaltenen Signalkomponenten auf mindestens einer orthogonal zur Ansteuer- oder Führungsrichtung liegenden Linie,
einen Ultraschall-Wandler (10) zum Ansteuern (steering) eines interessierenden Bereichs eines Untersuchungsobjekts mit einem Ultraschallstrahl zur Ermöglichung einer Messung des in diesem Bereich strömenden Bluts und zur Lieferung von Echos von diesem Bereich als Echosignale,
eine Dopplerrecheneinheit (23) zum Berechnen eines Dopplersignals aus den vom Ultraschall-Wandler gelieferten Echosignalen und
eine Blutströmungsmengen-Recheneinheit (24) zum Bestimmen (evaluating) einer Blutströmungsmenge durch den interessierenden Bereich auf der Grunglage von in dem von der Dopplerrecheneinheit erhaltenen Dopplersignal enthaltenen Signalkomponenten auf mindestens einer orthogonal zur Ansteuer- oder Führungsrichtung liegenden Linie,
2. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Blutströmungsmengen-Recheneinheit die
Bluströmungsmenge mittels einer gewichteten
Summierung der Signalkomponenten auf mindestens
einer orthogonal zu den Ansteuer- oder Führungslinien
liegenden Linie auswertet oder ermittelt.
3. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Ultraschall-Wandler Mittel (10) zum Sektor ansteuern-
oder -führen des interessierenden Bereichs
des Untersuchungsobjekts umfaßt und die Blutströmungsmengen-
Recheneinheit (24) die Blutmenge durch Berechnung
nach folgenden Gleichungen:
in welchen bedeuten:
A = ein Korrekturkoeffizient
fo = Frequenz des Ultraschalls
l = ein Abstand vom Ultraschall-Wandler zu der mindestens eine Linie
δ = ein Winkel zwischen benachbarten Ansteuer- oder Führungslinien
i = Zahl oder Nummer der Ansteuer- oder Führungslinie
M = Zahl oder Nummer einer zentralen Ansteuer- oder Führungslinie
fdi = eine einer i-ten Ansteuer- oder Führungslinie zugeordnete Dopplerverschiebungsfrequenz,
auswertet oder ermittelt.
A = ein Korrekturkoeffizient
fo = Frequenz des Ultraschalls
l = ein Abstand vom Ultraschall-Wandler zu der mindestens eine Linie
δ = ein Winkel zwischen benachbarten Ansteuer- oder Führungslinien
i = Zahl oder Nummer der Ansteuer- oder Führungslinie
M = Zahl oder Nummer einer zentralen Ansteuer- oder Führungslinie
fdi = eine einer i-ten Ansteuer- oder Führungslinie zugeordnete Dopplerverschiebungsfrequenz,
auswertet oder ermittelt.
4. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Ultraschall-Wandler Mittel (10) zum Ansteuern
des interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjekts
in einer Richtung umfaßt.
5. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Ultraschall-Wandler Mittel (10) zum mittels
des Ultraschallstrahls erfolgenden Ansteuern des
interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjekts
in einer Richtung und in einer anderen, die genannte eine
Richtung schneidenden Richtung umfaßt.
6. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Blutströmungsmengen-Recheneinheit (24) Einrichtungen
zum Berechnen der Blutströmungsmenge
durch den interessierenden Bereich des Untersuchungsobjekts
auf der Grundlage von Signalkomponenten auf
einer Anzahl von orthogonal zu den Ansteuer- oder
Führungslinien liegenden umfaßt.
7. Meßgerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,
daß die Blutströmungsmengen-Recheneinheit (24) auf
einen Mittelwert von Blutströmungsmengen, die auf
der Grundlage von Signalkomponenten auf einer Anzahl
von orthogonal zu den Ultraschall-Ansteuer- oder
-Führungslinien liegenden Linien berechnet werden,
bezogen ist.
8. Meßgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Ultraschall-Wandler (10) Mittel zum linearen
Ansteuern des interessierenden Bereichs des Untersuchungsobjekts
umfaßt und daß die Blutströmungsmengen-
Recheneinheit (24) eine Blutströmungsmenge
durch Auswertung oder Auflösung der folgenden
Gleichung:
mit
C = Schallgeschwindigkeit des Ultraschalls
fo = Frequenz des Ultraschalls
i = Zahl (oder Nummer) der Ansteuer- oder Führungslinie
M = Zahl (oder Nummer) einer zentralen Ansteuer- oder Führungslinie
N = Zahl der Ansteuer- oder Führungslinien
fdi = eine einer i-ten Ansteuer- oder Führungslinie zugeordnete Dopplerverschiebungsfrequenz,
berechnet.
C = Schallgeschwindigkeit des Ultraschalls
fo = Frequenz des Ultraschalls
i = Zahl (oder Nummer) der Ansteuer- oder Führungslinie
M = Zahl (oder Nummer) einer zentralen Ansteuer- oder Führungslinie
N = Zahl der Ansteuer- oder Führungslinien
fdi = eine einer i-ten Ansteuer- oder Führungslinie zugeordnete Dopplerverschiebungsfrequenz,
berechnet.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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