DE3686401T2

DE3686401T2 - Darstellung von stromlinien in inhomogenen medien.

Info

Publication number: DE3686401T2
Application number: DE8686115755T
Authority: DE
Inventors: Shinichi Fujitsu Ltd P Amemiya; Hirohide Fujitsu Ltd Pat Miwa; Takaki Fujitsu Ltd Pat Shimura; Tadahiko Fujitsu Ltd Yanashima
Original assignee: Fujitsu Ltd
Current assignee: Fujitsu Ltd
Priority date: 1985-11-14
Filing date: 1986-11-13
Publication date: 1993-01-28
Anticipated expiration: 2006-11-14
Also published as: EP0226044A3; DE3686401D1; US4790321A; EP0226044B1; EP0226044A2; JPS62114539A

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf die Darstellung von Strömungslinien von inhomogenen fließenden Medien. In der Technik der Medizinelektronik ist vorgeschlagen worden, eine Ultraschallwellentomograph zur Darstellung des Zustandes oder der Bewegung von menschlichen Organen auf einer Katodenstrahlröhre (CRT) zu verwenden. Vor kurzem ist vorgeschlagen worden, einen Doppler-Tomograph einzusetzen, um eine Darstellung der Blutbewegung zu erhalten, wobei ein "Plan" des Blutflusses auf einem zweidimensionalen Tomogramm farbig angezeigt wird. Zum Beispiel wird ein Blutstrom, der sich einem Ultraschallimpulssende- und -empfangswandler nähert, rot dargestellt, und ein Strom, der sich vom Wandler hinweg bewegt wird blau dargestellt. Der Farbton ändert sich in Übereinstimmung mit der Geschwindigkeit des Blutstroms. Eine Anzeige der Geschwindigkeit des Blutstroms wird durch eine Frequenzverschiebung, Phasenverschiebung oder eine Verzerrung der in einem Echoimpuls vorliegenden und durch den Doppler-Effekt verursachten Impulsform erhalten. Ein Verfahren, bei dem eine Anzeige der Geschwindigkeit eines sich bewegenden Körpers aus solchen Daten erhalten wird, wird Doppler-Verfahren genannt, und daher wird ein Tomograph, der ein solches Verfahren nutzt, Doppler- Tomograph genannt.
Die folgenden US-Patente beziehen sich auf die Doppler- Tomographie, die für die Anzeige von Blut bestimmt ist:--
4,182,173 von Papadofrangakis et al. 8. Jan. 1980;
4,476 874 von Taenzer et al. 16. Okt. 1984;
4,509,525 von Seo, 9. Apr. 1985.
Bei der Doppler-Tomographie ist die gemessene Geschwindigkeit eines Blutflusses die relative Geschwindigkeit des betreffenden Blutstroms in der Scanrichtung des benutzten Ultraschallstrahls. Deshalb ändert sich die gemessene Geschwindigkeit, wenn die Scanrichtung geändert wird, und als Grenzwert beträgt die gemessene Blutgeschwindigkeit null, wenn der Blutstrom orthogonal gescannt wird. Falls die Scanrichtung weiter gedreht wird, kehrt sich die gemessene Blutgeschwindigkeit um.
Ein Versuch, diese Probleme zu überwinden, ist von K. Machii et al. in den Berichten der WFUMB 1985, Seite 382, in "Clinical Usefulness of Power Mode Two Dimensional Doppler Colour Flow Mapping" vorgeschlagen worden. In Übereinstimmung mit diesem Vorschlag wird eine Geschwindigkeitskomponente von Blut, die in einem Doppler- Tomogramm, das durch Leistungsecho eines Ultraschallstrahls aufgenommen wird, enthalten ist. Die Anwendung dieses Vorschlags ist auf Blutgeschwindigkeiten von weniger als 0,1 m/s begrenzt. Dies sind sehr langsame Geschwindigkeiten.
Außerdem kann der vorher vorgeschlagene Ultraschalltomograph keine Blutströmungslinien anzeigen. Eine Blutströmungslinie verläuft im wesentlichen parallel zu dem relevanten Blutgefäß. Deshalb war im allgemeinen keine große Notwendigkeit vorhanden, die Blutströmungslinien anzuzeigen. Jedoch ist es wichtig, Informationen bezüglich des Blutflusses im Herzen zu sammeln. Das Herz ist eher eine Kammer als eine Röhre, so kann auf den Blutfluß in einer Herzkammer nicht aus seiner Erscheinung heraus gefolgert werden. Demzufolge ist es wichtig, die tatsächliche Geschwindigkeit und die Richtung einer Strömungslinie des Blutflusses in einem Tomogramm anzuzeigen. Vorher jedoch, soweit sich die Erfinder bewußt sind, waren keine Mittel vorhanden, die Strömungslinien des Blutflusses im menschlichen Herz anzeigen können.
Entsprechend der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zum Erfassen einer Strömungslinie eines Flusses eines inhomogenen Mediums und zum Anzeigen einer Darstellung der Strömungslinie in Echtzeit vorgesehen, welches umfaßt:-
(a) Aussenden von Ultraschallsignalen zu dem Objekt, in dem der Fluß vorkommt, um das Objekt entlang einer Vielzahl von Scanlinien zu scannen, wobei ein Scanbereich abgedeckt wird, so daß Punkte innerhalb des Objekts viele Male gescannt werden;
Strömungslinie in Echtzeit, durch das Scannen des Objektes, in dem der Fluß vorkommt, mit Ultraschallsignalen und zum Verarbeiten der Echos jener Signale, wobei die Anordnung umfaßt:-
ein Ultraschallwandlermittel, das betriebsfähig ist, die genannten Ultraschallsignale und ihre Echos auszusenden und zu empfangen;
eine Übertragungsschaltung, die betriebsfähig ist, um das Wandlermittel zu erregen, um das Ultraschallwandlermittel zum Aussenden der genannten Ultraschallsignale zu veranlassen, so daß Punkte in dem Objekt viele Male gescannt werden;
eine Empfangsschaltung, die betriebsfähig ist, um elektrische Signale, die durch das Ultraschallwandlermittel ansprechend auf Echos der genannten Ultraschallsignale von dem Objekt zur Verfügung gestellt werden, zu empfangen;
einen Echosignalgenerator, der betriebsfähig ist, um elektrische Signale von der Empfangsschaltung zu verarbeiten, um Echosignale in digitaler Form, die für die Bildverarbeitung geeignet sind, zur Verfügung zu stellen;
eine Vielzahl von Unterrahmen-Speichermitteln, die betriebsfähig sind, um Echosignale in einer Vielzahl von Speicherebenen in Übereinstimmung mit Adreßsignalen zu speichern;
einen Strömungslinienprozessor (SLP), der betriebsfähig ist, um die in den Unterrahmen-Speichermitteln gespeicherten Daten zu verarbeiten, um Segmente von Strömungslinien darstellende Daten von Strömungslinien zu erhalten, der umfaßt:-
einen digitalen Scankonverter, der ein Eingangsechosignal zum Zweck der Speicherung in den Unterrahmen-Speichermitteln mit einem Adreßsignal versieht;
einen digitalen Signalprozessor, der die Unterschiede zwischen den sich auf denselben Punkt in dem Objekt beziehenden Echosignalen aufnimmt, um Daten zu erhalten, die Bilder von Flecken im Fluß darstellen, und der
einen Strömungslinienprozessor (SLP), der betriebsfähig ist, um die in den Unterrahmen-Speichermitteln gespeicherten Daten zu verarbeiten, um Segmente von Strömungslinien darstellende Daten zu erhalten, der umfaßt:-
einen digitalen Scankonverter, der ein Eingangsechosignal zum Zweck der Speicherung in den Unterrahmen-Speichermitteln mit einem Adreßsignal versieht;
einen digitalen Signalprozessor, der die Unterschiede zwischen den sich auf denselben Punkt in dem Objekt beziehenden Echosignalen aufnimmt, um Daten zu erhalten, die Bilder von Flecken im Fluß darstellen, und der Unterschiede, die die Fleckenbewegung in dem Fluß darstellen, aufnimmt; und
eine Vielzahl von Schaltern zum Steuern des Flusses der Daten und Adreßsignale zwischen dem digitalen Scankonverter, dem digitalen Signalprozessor und den Unterrahmen-Speichermitteln;
ein Bildspeichermittel zum Speichern von sich auf Segmente von Strömungslinien beziehenden Daten; und
eine auf der Basis von in dem Bildspeichermittel gespeicherten Daten betriebsfähige Anzeigeschaltung zum Erzeugen von Bildsignalen zum Darstellen von Segmenten der Strömungslinie auf einer Anzeige einer Katodenstrahlröhre (CRT).
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann ein Verfahren zum Anzeigen einer Strömungslinie eines inhomogenen fließenden Mediums vorsehen.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann eine Anordnung zum Anzeigen einer Strömungslinie eines inhomogenen fließenden Mediums vorsehen.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann einen Tomograph vorsehen, der eine Strömungslinie des Blutflusses im menschlichen Herz anzeigen kann.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können eine Echtzeitdarstellung einer Blutflußströmungslinie vorsehen.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung untersucht tatsächlich die Bewegung von Flecken, die in einem Tomogramm eines inhomogenen Flusses, wie ein Blutstrom, auftreten. Zum Beispiel werden zwei Tomogramme, die zu durch ein sehr kurzes Zeitintervall getrennten Zeitpunkten aufgenommen wurden, verwendet, während welchem Intervall eine Korrelation zwischen Flecken bewahrt wird. Aus einem aus dem Unterschied zwischen den zwei Tomogrammen konstruierten Bild werden die Bewegungsrichtung und die Geschwindigkeit der Flecken erhalten. Durch ein geeignetes graphisches Verfahren werden Segmente von Strömungslinien in dem Tomogramm dargestellt.
Das Aufnehmen von zwei Tomogrammen zu durch ein sehr kurzes Zeitintervall getrennten Zeitpunkten bedeutet, daß ein unzureichender Zeitraum zur Verfügung stehen kann, um das gesamte Ausmaß eines gewünschten Scanbereichs zu scannen. In diesem Fall wird der Scanbereich, bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, in m Unterbereiche geteilt, und eine Bearbeitung wie oben erwähnt wird bezüglich jedes Unterbereichs ausgeführt. Wenn die Bearbeitung bezüglich eines ersten Unterbereichs abgeschlossen ist, wird der nächste Unterbereich bearbeitet, und auf solch eine Weise wird der gesamte Scanbereich zusammengesetzt.
Entsprechend der zu messenden Flußgeschwindigkeit und der erforderlichen Meßgenauigkeit, sind bei Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung verschiedene Verfahren der Bereichstrennung und des Scannens vorgesehen.
An Hand eines Beispiels wird nun Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen genommen, in denen:-
Fig. 1 die Abbildung von Flecken schematisch darstellt, wobei
Fig. 1(a) ein Beispiel der Fleckenbewegung schematisch darstellt, welche durch die Überlagerung von zwei, zu durch ein sehr kurzes Zeitintervall getrennten Zeitpunkten aufgenommenen Tomogrammen angezeigt wird;
Fig. 1(b) ein Bild von Flecken schematisch darstellt, welches aus einem Unterschied zwischen den zwei in Fig. 1(a) verwendeten Tomogrammen erhalten wird;
Fig. 1(c) ein Bild schematisch darstellt, welches aus jener Fig. 1(b) unter Absolutwertverarbeitung erhalten wird;
Fig. 1(d) ein Bild entsprechend jenem von Fig. 1(b) ist, aber für einen Fall, bei dem drei Tomogramme verwendet werden, die nacheinander zu durch sehr kurze Zeitintervalle getrennten Zeitpunkten aufgenommen werden;
Fig. 1(e) ein Bild entsprechend jenem von Fig. 1(c) ist, aber durch die Verarbeitung aus dem Bild von Fig. 1(d) erhalten; und
Fig. 1(f) ein Bild ist, welches durch ein auf das Bild von Fig. 1(e) angewandtes Verdünnungsverfahren erhalten wird und Segmente von Strömungslinien anzeigt;
Fig. 2 ein bei einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendetes Scanverfahren darstellt, wobei
Fig. 2(a) die Teilung eines Scanbereichs darstellt, und
Fig. 2(b) eine graphische Darstellung der Zeitveränderung des Scanwinkels ist;
Fig. 3 eine graphische Darstellung der Zeitveränderung von Scanwinkeln in einem Scanverfahren ist, welches in einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die auf eine genauere Messung anwendbar ist, verwendet wird;
Fig. 4 ein Scanverfahren einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt, welches das durch die Bewegung eines Objekts verursachte Rauschen reduzieren kann oder welches zum Messen eines sehr schnellen Flusses anwendbar ist; in Fig. 4 zeigen die kleinen schwarzen Punkte die Ultraschallimpulsaufnahmen bei entsprechenden Scanwinkeln an;
Fig. 5 ein schematisches Blockdiagramm ist, welches die Schaltungsanordnung eines Ultraschalltomographs in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt; und
Fig. 6 ein schematisches Blockdiagramm ist, welches einen Strömungslinienprozessor und Unterrahmenspeicher des Tomographs von Fig. 5 darstellt und ihre Operationen in der Schaltung von Fig. 5 darstellt.
Zuerst wird ein Tomogrammbild erörtert, das von Signalen abgeleitet ist, die von Ultraschallimpulsen stammen, welche von einem inhomogenen fließenden Medium reflektiert werden.
Blut setzt sich aus einer Mischung von roten Blutkörperchen, Hämoleukozyten und in Blutserum getauchten Blutplättchen zusammen. Die mittlere Dichte von Blut ist zum Beispiel im Herz nahezu gleichmäßig. Jedoch ist die mikroskopische räumliche Anordnung von Blutbestandteilen, zum Beispiel roten Blutkörperchen, zufällig. Eine reflektierte Ultraschallwelle setzt sich aus Wellen zusammen, die von jedem jener verschiedener roten Blutkörperchen reflektiert bzw. gestreut werden. Da sich diese reflektierten Wellen einander überlagern, weist ein aus reflektierten Wellen erhaltenes Bild Flecken auf, die aus zufällig angeordneten (zum Beispiel) weißen Teilen (die starke Reflexionen anzeigen) und (zum Beispiel) dunklen Teilen (die schwache Reflexionen anzeigen) bestehen. Gewöhnlich wird solch ein weißer Anteil "Fleck" genannt.
Reflexionen von Ultraschallwellen von Blut sind extrem schwach, verglichen mit jenen von Muskeln, der Herzwand oder von Herzmembranen. So können Reflexionen von Blut nicht in dem gewöhnlichen Bilddarstellungsmodus B untersucht werden, bei dem die reflektierte Wellenintensität durch die Bildhelligkeit auf einer CRT dargestellt wird. Falls jedoch, wie später beschrieben, zwei Tomogramme in Folge aufgenommen werden, und ein Bild entsprechend den Unterschieden zwischen diesen zwei Tomogrammen gewonnen wird, verschwindet die starke Abbildung von Muskeln und Herzmembranen etc., die sich nicht bewegen. Auf der Anzeige werden nur Signale von Teilen hinterlassen, die sich während dem Intervall zwischen den Tomogrammen bewegt haben. Solch ein "Differenz-" Bild kann ein Bild des Blutströmungsflusses liefern, und daher erscheinen Flecken.
Bei der Untersuchung des Blutflusses auf diese Weise variiert die Größe eines Flecks in Abhängigkeit von der Apertur des Ultraschallwandlers, vom Fokussieren des verwendeten Ultraschallstrahls, der Tiefe des reflektierenden Körpers (Blut) (Abstand vom Wandler), der Frequenz der verwendeten Ultraschallwellen und von der Bandbreite des Ultraschallempfängers usw. Bei der folgenden Analyse nähert sich die Form eines Flecks einem Kreis mit einem Durchmesser von 5 mm, und die Tiefe der Messung wird mit 10 cm angenommen.
Als nächstes wird die Bildung von Segmenten von Strömungslinien beschrieben.
Fig. 1(a) ist ein Bild von Flecken. In der Figur sind zwei Bilder von fließenden Flecken, die nacheinander, mit einem kurzen, dazwischenliegenden Zeitintervall gemessen oder aufgenommen wurden, überlagert. Die unterbrochenen Linien zeigen bei der ersten Messung untersuchte Flecken an, und die durchgehenden Linien zeigen dieselben, bei der zweiten Messung untersuchten Flecken an. Es ist erforderlich, daß das Zeitintervall ΔT zwischen den zwei Messungen klein ist, so daß sich die Bilder von entsprechenden, in zwei Messungen erhaltenen Flecken einander überlagern (zumindest teilweise überlappen), um eine räumliche Beziehung zu erhalten. Falls ΔT zu groß ist, sind die ersten (früheren) Bilder der Flecken von den zweiten (späteren) Bildern getrennt, und da sich die Form eines Flecks schnell verändert, geht die Beziehung zwischen den Flecken verloren, und es ist schwierig zu erkennen, welcher Fleck sich wohin bewegt hat. ΔT sollte in Abhängigkeit von der Bewegungsgeschwindigkeit der zu messenden Flecken geändert werden.
In Fig. 1(b) ist schematisch dargestellt, wenn die Bilder von Fig. 1(a) mit Helligkeitsmodulation angezeigt werden, das heißt, als monochrome Bilder, und wenn ein Bild, welches Helligkeitsunterschiede zwischen den ersten und zweiten Bildern aufweist, zusammengesetzt wird. In der Figur entsprechen die gepunkteten Anteile den Zonen mit geringerem Helligkeitsunterschied (zwischen den ersten und zweiten Bildern), die Teile anzeigen, wo sich Flecken überlappen; die weißen Anteile zeigen Zonen mit einem Helligkeitsunterschied mit einem positiven Wert an (z. B. erstes Bild heller als das zweite in diesen Zonen), und die schraffierten Anteile zeigen Zonen mit einem Helligkeitsunterschied mit einem negativen Wert an (z. B. erstes Bild dunkler als das zweite). Falls die Bilder farbmoduliert und Anteile mit einem positiven Unterschiedswert (weiße Anteile) rot gefärbt und Anteile mit einem negativen Unterschiedswert (schraffierte Anteile) grün gefärbt werden, werden die zentralen Anteile (gepunktete Anteile) zu einer Mischung aus rot und grün, so ist es möglich zu bestimmen, daß sich die Flecken in einer Richtung von grün nach rot bewegt haben. Der Abstand zwischen den roten und grünen Anteilen entspricht der Geschwindigkeit der Flecken. Somit ist es möglich, die Richtung und die Geschwindigkeit eines Blutstroms durch Interpretation der Flecken abzubilden.
Falls, wie oben erwähnt, ΔT zu groß ist, geht die Beziehung zwischen ersten und zweiten Messungen verloren, und es ist unmöglich, die Bewegungsrichtung der Flecken einzuschätzen. Andererseits, falls ΔT zu klein ist, ist die Veränderung oder Verlagerung von Flecken zu klein, um ein Anzeigen der Bewegung zu gestatten.
Falls nur absolute Helligkeitswerte verwendet werden, um Unterschiede zwischen den ersten und zweiten Bildern von Fig. 1(a) anzuzeigen, ist das resultierende Bild auf der CRT so wie schematisch in Fig. 1(c) dargestellt. An den zwei Rändern der Flecken ist die Helligkeit hoch, und im Mittelteil ist die Helligkeit gering. Dieses Bild ähnelt einer Fotografie von sich bewegenden Teilchen, die mit einer entsprechend langen Belichtung aufgenommen sind. Diese Versetzung oder Verlagerung der Bilder zeigt die Bewegungsrichtung an, und die Länge der Versetzung oder Verlagerung zeigt die Bewegungsgeschwindigkeit an.
Es ist möglich, das obige Verfahren mehrmals zu wiederholen. Ein Beispiel dafür ist schematisch in Fig. 1(d) und (e) dargestellt. Die Figuren zeigen Bilder an, die mit den Verfahren von Fig. 1(b) und Fig. 1(c), die in jedem Fall zweimal ausgeführt werden, erhalten werden. Und zwar ist die Wiederholungsanzahl q 2. Bei diesem Beispiel sind drei Tomogramme aufgenommen worden. Wenn man die ersten und zweiten, und die zweiten und dritten Tomogramme verwendet, werden die obengenannten Verfahren zweimal durchgeführt, und die erhaltenen Bilder überlagern einander. Fig. 1(d) entspricht Fig. 1(b), die weißen Anteile können auf einer Farbanzeige rot dargestellt werden, die schraffierten Anteile grün und die gepunkteten Anteile werden zu einer gelblichen Mischung aus rot und grün. Fig. 1(e) entspricht Fig. 1(c). Fig. 1(d) und (e) haben den Vorteil, daß die gelieferten Bilder größere Ähnlichkeit mit einer Strömungslinie haben.
Im allgemeinen sind die Bilder von Flecken in ihren Mitten am hellesten und werden nach ihren Rändern zu dunkler. Deshalb sind die in Fig. 1(d) und (e) angezeigten gebildeten Segmente von Strömungslinien in ihren mittleren Anteilen heller und an beiden Seiten der Bilder dunkler. Falls die Helligkeit unter Verwendung eines geeigneten Schwellwertes digitalisiert wird, (und zwar falls die Anteile, die heller als der Schwellwert sind, auf maximale Helligkeit (100 % hell) gesetzt werden, und Anteile mit einer Helligkeit unter dem Schwellwert auf Null-Helligkeit gesetzt werden) werden die Bilder von Fig. 1(e) verdünnt, wie in Fig. 1(f) dargestellt. Im Vergleich zu den breiten Erscheinungen von Fig. 1(d) und (e), ähneln die Bilder von Fig. 1(f) mehr Segmenten von Strömungslinien.
Wie oben erwähnt, ist es nötig, eine räumliche Beziehung von Flecken beizubehalten. Wenn die Fleckenbilder von zwei Tomogrammen überlagert werden, wie in Fig. 1(a) dargestellt, wird, falls ein bei der ersten Messung (unterbrochene Linie) untersuchter Fleck ein anderes Fleckenbild berührt, eine Fehleinschätzung der Strömungslinie oder der Flußgeschwindigkeit verursacht. In der Praxis ist der Durchmesser eines Flecks nahezu gleich dem Abstand zwischen den Flecken. So muß die Verlagerung eines Flecks zwischen aufeinanderfolgenden Messungen geringer sein als der Durchmesser des Flecks. Dies begrenzt die maximale Länge des auf einem Tomogramm anzuzeigenden Segments einer Strömungslinie. Gewöhnlich ist der Fleckendurchmesser nahezu gleich dem Abstand zwischen Flecken. So ist die maximale Länge eines Strömungsliniensegments doppelt so groß wie der Fleckdurchmesser. Falls zum Beispiel der Fleckdurchmesser 5 mm beträgt, ist die Länge eines Strömungsliniensegments, das auf dem Tomogramm dargestellt werden kann, kleiner als 10 mm.
Die Länge von Strömungsliniensegmenten kann durch die Veränderung des Durchmessers der Flecken verändert werden. Der Durchmesser der Flecken kann durch die Veränderung der Apertur des Wandlers, die Fokussierung des Strahls und die Wellenlänge der Ultraschallwelle usw. verändert werden. Jedoch am effektivsten zum Erhalten einer langen Strömungslinie ist die Einführung einer Art Echoverstärkungspartikel, wie Blasen, in den Blutstrom. Im Vergleich zur Messung unter Verwendung von Flecken ändert solch ein eingeführter Partikel (zum Beispiel Blase) während der Bewegung seine Form nicht, und die Größe von und der Abstand zwischen den Partikeln kann nach Belieben gesteuert werden. Die Bewegung eines Partikels (z. B. Blase) kann über eine relativ lange Zeit ohne Verlust seiner räumlichen Beziehung verfolgt werden. So kann mit solchen Partikeln die Wiederholungsanzahl q der Messung erhöht werden, um eine lange Strömungslinie im Vergleich zu jener in Fig. 1(f) dargestellten zu schaffen. Die Wirkung ist ähnlich zu jener, die erreicht werden würde, falls die Bewegung eines Partikels durch ein Bewegungsbild verfolgt würde und die Rahmen des Bewegungsbildes dann einander überlagert würden.
Die Bedingungen, denen ΔT, das Meßzeitintervall, genügen sollte, werden berücksichtigt. Die erwartete maximale Geschwindigkeit des Blutstroms soll V mm/ms sein, und die Fleckengröße soll einem Durchmesser D mm entsprechen. Um ein Bild einer Strömungslinie zu bilden, ist es notwendig, daß zwischen den Bildern des gleichen Flecks, wenn die ersten und zweiten Tomogramme einander überlagert werden, zumindest ein überlappter Anteil vorhanden ist. Deshalb ist es erforderlich, daß
V x ΔT < D (1)
ist.
Falls die Fleckengröße so angenommen wird, daß sie gleich dem Abstand zwischen den Flecken ist, ist Ungleichung (1) auch die Bedingung, daß ein Fleck andere Flecken nicht überlappt. Dies bestimmt auch die maximale Länge von Strömungsliniensegmenten.
Falls die Messung q-mal (falls q+1 Tomogramme verwendet werden) wiederholt wird, um eine genauere Anzeige eines Strömungsliniensegments zu erhalten, wird die Bedingung
V x ΔT x q < D. (2)
Andererseits, falls künstliche Echoverstärkungspartikel, wie Blasen, wie oben beschrieben eingeführt werden, ist es möglich, den mittleren Abstand zwischen den Blasen im Vergleich zu der Größe der Blasen groß einzustellen, und in diesem Fall werden die Bedingungen (1) und (2) unnötig.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden unten beschrieben, da sie sich auf die Schaffung von Tomographen für das Anzeigen des Blutstroms im menschlichen Herz beziehen. Für solch einen Zweck ist es erforderlich, eine Meßtiefe von mindestens 150 mm vorzusehen. Da die Schallgeschwindigkeit im menschlichen Körper etwa 1,5 mm/us beträgt, braucht eine Ultraschallwelle 0,2 ms, um auf eine Tiefe von 150 mm zu stoßen und zurückzukehren. Es ist wünschenswert, eine Rahmenrate von 15 - 30 Rahmen/s vorzusehen, um den Blutstrom eines schlagenden Herzens anzuzeigen. Es heißt, daß die Geschwindigkeit eines abnormalen Blutstroms, der aus einer Lücke einer unvollständigen Herzklappe zurückfließt, manchmal bei einer Höhe von 2,5 m/s liegt. Die unten beschriebene Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist jedoch ausgelegt, um Blutstromgeschwindigkeiten von bis zu 1 m/s anzuzeigen. Es ist wünschenswert, das Objekt (das Herz) mit einem fächerförmigen Scanbereich mit einem Scanwinkel von 45 - 90º zu scannen und den Scanbereich als Rahmen auf einer CRT anzuzeigen. Es ist wünschenswert, 64 - 128 Scanlinien je 90º für die gewöhnliche Anzeige im B-Modus vorzusehen.
Fig. 2 stellt ein bei einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendetes Ultraschallstrahlscanverfahren dar. Wie in Fig. 2(a) dargestellt, ist ein Scanbereich von 90º in vier Unterbereiche A, B, C und D eingeteilt, von denen jeder einen Scanwinkel von 22,5º hat. Fig. 2(b) stellt den Zusammenhang zwischen Scanwinkel und Scanzeit über einen Zeitraum dar, der erforderlich ist, um einen gesamten Rahmen des Scanbereichs zu scannen. Die Scanliniendichte beträgt 128 Linien/90º. So wird jeder Unterbereich durch jeweils 32 Scanlinien gescannt. Wie oben angegeben, dauert es 0,2 ms, um jede Scanlinie zu erhalten, und es dauert 6,4 (0,2 x 32) ms, um einen Unterbereich zu scannen. Jeder Unterbereich wird zweimal gescannt, und deshalb dauert die Messung bezüglich Unterbereich A 12,8 ms. Wenn eine Messung bezüglich Unterbereich A abgeschlossen ist, wird anschließend Unterbereich B gescannt. Somit erfordert es 51,2 ms, die Messung in bezug auf den gesamten Scanbereich von 90º zu vollenden. So beträgt die Rahmenrate 20 Rahmen/s, und das Zeitintervall zwischen den Scanvorgängen ΔT beträgt 6,4 ms. Diese Meßkonstanten genügen nahezu Ungleichung (1).
Die von den Ultraschallechosignalen erhaltenen Daten werden nacheinander in einem Speicher gespeichert, und nachdem die Messung in bezug auf einen Unterbereich vollendet ist, wird die Bildverarbeitung durchgeführt, um Segmente von Strömungslinien wie oben beschrieben zu erhalten. Die für solch eine Verarbeitung benötigte Zeit ist sehr kurz im Vergleich zu der für die Messung in bezug auf einen Unterbereich benötigte Zeit. So wird solch eine Verarbeitung in bezug auf einen Unterbereich vollendet, währenddem die Messung in bezug auf einen nächsten Unterbereich weiterläuft, und die Ergebnisse werden auf einer CRT als Unterrahmen angezeigt. Die Bilder von auf solch eine Art erhaltenen Unterbereichen werden nacheinander auf der CRT angezeigt, um einen gesamten Rahmen des Scanbereichs zu konstruieren.
Ein Scanverfahren, das bei einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung benutzt wird, ist in Fig. 3 dargestellt. Diese Ausführungsform kann eine genauere Messung von Strömungslinien ermöglichen.
Der gesamte Scanbereich von 45º wird in 8 Unterbereiche geteilt, und die Messungen werden dreimal für jeden der Unterbereiche wiederholt; deshalb ist die Wiederholungsanzahl q 3. Die Scanliniendichte beträgt 128 Linien/90º. So ist die Anzahl von Scanlinien p, die einen Unterbereich abdeckt, 8, und das Zeitintervall zwischen Messungen, ΔT, beträgt 1,6 ms (0,2 x 8). So steht eine genauere Strömungslinienbestimmung zur Verfügung.
Fig. 3 zeigt die Zeitveränderung des Scanwinkels des Überschall- (Ultraschall-) Strahls an. In der Figur entspricht die Ordinate dem Scanwinkel und die Abszisse der Zeit in ms. Die eingekreisten Zahlen entlang der Abszisse zeigen die relevanten Unterbereiche an, die zu den angegeben Zeiten und mit den angegebenen Scanwinkeln gescannt werden. Wie im Bild dargestellt, wird jeder Unterbereich viermal gescannt. Die kleinen horizontalen Striche unter den eingekreisten Zahlen geben Paare von Scanvorgängen an, aus denen Scandaten verarbeitet werden, um Unterschiede zu erhalten. Bei jedem Unterbereich wird die erste Verarbeitung unter Verwendung des Unterschieds zwischen den ersten und zweiten Scandaten, die durch den ersten Strich angezeigt werden, durchgeführt. Die zweite Verarbeitung wird unter Verwendung der zweiten und dritten Scandaten, die durch den zweiten Strich angezeigt werden, durchgeführt, und die dritte Verarbeitung wird unter Verwendung der dritten und vierten Scandaten durchgeführt, die durch den dritten Strich angezeigt werden. Bei jeder Verarbeitung beträgt ΔT 1,6 ms. Bilder von bewegenden Flecken werden jeweils aus diesen drei Verarbeitungen erhalten, und Strömungslinien erhält man durch das Überlagern dieser Bilder. Auf der CRT werden Unterrahmen in jeweils 6,4 ms zusammengesetzt, und die Gesamtzeit zum Fertigstellen eines Rahmens beträgt 51,2 ms, so beträgt die Rahmenrate etwa 20 Rahmen/s.
Bei der zweiten Ausführungsform, im Vergleich zu der ersten Ausführungsform, wird ΔT, die Zeitdifferenz oder das Zeitintervall zwischen zwei zu verarbeitenden Bildern, auf ein Viertel reduziert. Deshalb wird die durch die langsame Bewegung von Organen, die durch das Atmen oder durch das Gleiten des Wandlers während der Messungen entsteht, verursachte räumliche Rauschwellenlänge auf ein Viertel reduziert. So ist es leicht, ein Filter einzusetzen, um solch ein Rauschen zu beseitigen, und somit wird ein besseres Bild erhalten.
Eine dritte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet ein Scanverfahren, das dazu bestimmt ist, solch ein Rauschen auf einen so niedrigen Pegel wie möglich herabzudrücken. Das Zeitintervall zur Aufnahme eines Unterschieds wird auf 0,2 ms reduziert, und zwar wird der Unterschied zwischen aufeinanderfolgenden Aufnahmen des Überschall- (Ultraschall-) Strahls aufgenommen. Der Scanbereich beträgt 45º, er ist in 8 Unterbereiche (m = 8) geteilt, und jeder Unterbereich wird durch jeweils 8 Scanlinien (p = 8) gescannt. Jede Scanlinie wird zweimal (nacheinander) gescannt, und Echoinformationen werden aus dem Unterschied zwischen diesen zwei Aufnahmen erhalten. Deshalb wird ein durch die Bewegung des Objekts verursachtes Rauschen auf ein Minimum reduziert, und nur die schnelle Bewegung des Blutflusses bleibt zurück. Solch ein doppeltes Scannen wird dreimal (q = 3) bezüglich jedes Unterbereichs wiederholt.
Fig. 4 stellt die Zeitveränderung des Strahlenscanwinkels für das bei der dritten Ausführungsform verwendete Verfahren dar. Die Abszisse ist die Zeit in ms, und die Ordinate ist der Scanwinkel. Die schwarzen Punkt in Fig. 4 zeigen die Ultraschallstrahlaufnahmen an; deshalb entspricht jede Aufnahme einer Scanlinie, und von jeweils zwei horizontal angeordneten Punkten in Fig. 4 (d. h. von den Scanvorgängen derselben Linie) werden Information bezüglich einer Scanlinie erhalten. Obwohl Fig. 4 nur einen Teil eines gesamten Scanzyklus darstellt, ist klar, daß der Scanwinkel stufenweise nach jeder zweiten Aufnahme vergrößert wird. Jeder Unterbereich wird mit acht Doppelscanvorgängen gescannt (dies dauert 3,2 ms), und solch ein Scannen wird dreimal für jeden Unterbereich wiederholt. Wenn das Verfahren für einen Unterbereich abgeschlossen ist (dies dauert 9,6 ms), wird das Bild auf einer CRT angezeigt, und dann wird anschließend der nächste Unterbereich bearbeitet. Die Zeit, die zur Messung bezüglich eines Rahmens erforderlich ist, beträgt 76,8 ms, und so beträgt die Rahmenrate 13 Rahmen/s.
In der Praxis kann es oft vorkommen, daß Bilder so angefordert werden, daß der Gesamtscanwinkel 90º, die Rahmenrate 30 Rahmen/s und die Scanliniendichte 128 Linien/90º betragen. Die oben beschriebenen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung genügen nicht diesen Anforderungen. Jedoch werden zum Beispiel bei der Untersuchung des Herzens Erscheinungen synchron zum Herzschlag wiederholt. Demzufolge ist es möglich, die Stroboskoptechnik anzuwenden. Es ist zum Beispiel möglich, ein Bild des Blutflusses zu einem vorherbestimmten Zeitabschnitt in bezug auf die R-Welle eines Elektrokardiogramms zu liefern, wobei Messungen verwendet werden, die bezüglich einiger Herzschläge erhalten wurden.
Zum Beispiel genügt unter Verwendung des Scanverfahrens der oben beschriebenen zweiten oder dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung der Scanvorgang den obigen Anforderungen bezüglich Scanliniendichte und Rahmenrate, falls der Gesamtscanwinkel 22,5º, m = 4, p = 8 und q = 3 ist. Durch das Addieren von vier Bildern, von denen jedes einen Rahmenwinkel von 22,5º aber um 22,5º voneinander abweichende Richtungen hat, wobei die Bilder von oder in bezug auf vier aufeinanderfolgende Herzimpulse aufgenommen sind, ist es daher möglich, ein 90º-Rahmenbild zu synthetisieren. Solch ein stroboskopisches Synthetisieren ist in der Technik bekannt, deshalb wird eine weitere Beschreibung fortgelassen.
In der obigen Beschreibung von Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung wird angenommen, daß die ursprünglichen Signale, aus denen Bilder gebildet werden, einfach Echosignale sind. Jedoch sind in der Technik der Ultraschallabbildung verschiedene Typen von Eingangssignalen bekannt. Zum Beispiel ein zeit-verstärkungsgesteuertes Signal, ein logarithmisches Signal, ein erfaßtes orthogonales Signal, ein Energiesignal und so weiter. Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können solche Signale als Eingang benutzen.
Es ist klar, daß die oben beschriebenen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung Scanverfahren verwenden, um Informationen über die Reflexion von Ultraschallwellen zu sammeln. Verschiedene Modifizierungen sind möglich; zum Beispiel ist es möglich, mehrmals auf derselben Scanlinie zu scannen, um das Rauschen zu reduzieren, und, nach dem Reduzieren des Rauschens, das (resultierende) Signal als Scanliniensignal zu benutzen. Die oben beschriebenen Ausführungsformen sind daher in jeder Hinsicht als erläuternd und nicht beschränkend zu betrachten.
Die Konfiguration eines Tomographs in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist schematisch in Fig. 5 dargestellt. 1 ist ein Wandler, der einen Ultraschallstrahl aussendet und empfängt, 2 ist eine Schaltung für die Bearbeitung der Aussendung oder des Empfangs von Ultraschallwellen (abgekürzt TR). Wandler 1 und Schaltung 2 sind ähnlich solchen Anordnungen, die für eine gewöhnliche Ultraschallabbildungsanordnung mit einer B-Modus-Anzeige verwendet werden. 3 ist ein Echosignalgenerator (ESG), der empfangene Echosignale verarbeitet und ein Signal mit verschiedenen Arten von Eigenschaften erzeugt, die zweckmäßig sind, um ein gewünschtes Bild zu erhalten, zum Beispiel eine logarithmische Welle, ein verstärkungsgesteuertes Echosignal, ein Energiesignal und so weiter. Wie oben erwähnt, ist die Verwendung von jedem derartig verarbeiteten Signal möglich. Solche Signale sind in der Technik alle gut bekannt, so daß eine weitere Beschreibung entfällt.
Das in dem Echosignalgenerator verarbeitete Signal ist vorwiegend ein analoges Signal, so wird das Ausgangssignal des Echosignalgenerators in ein digitales Signal durch einen eingebauten Analog-Digitalwandler (A/D-Wandler) umgesetzt und einem Strömungslinienprozessor (SLP) 4 zugeführt. Der Strömungslinienprozessor speichert Echosignale in einer Vielzahl von Unterrahmenspeichern 5, und liest die Speicher aus, um die gespeicherten Daten, wie oben beschrieben, zu verarbeiten, um ein Bildsignal zu liefern. Bildsignale werden in einem Bildspeicher 6 gespeichert. Eine Anzeigeschaltung (DISP) 7 liest den Bildspeicher aus und zeigt die Bilder auf einer CRT 8 an. Obwohl in der Figur nicht dargestellt, werden all diese Vorgänge und der Zeitablauf durch eine zentrale Recheneinheit (CPU) gesteuert.
Die Operation in dem Strömungslinienprozessor (SLP) 4 wird kurz beschrieben unter Bezugnahme auf Fig. 6. Das in dem Echosignalgenerator 3 verarbeitete Echosignal wird digitalisiert und SLP 4 zur Verfügung gestellt. SLP umfaßt einen digitalen Scankonverter (DSC) 41, der das Eingangssignal mit einer Adresse zur Speicherung im Unterrahmenspeicher 5 versieht. Der Unterrahmenspeicher 5 besteht aus einer Vielzahl von Speichermitteln, die entsprechend erste, zweite und dritte Unterrahmenspeicher und so weiter (51, 52, 53 ...), entsprechend der Anzahl von Unterrahmen m, in die der Scanbereich geteilt ist, genannt werden. SLP 4 umfaßt auch Schalter S1, S2, S3 und so weiter, jeweils entsprechend der Unterrahmenspeicher. Sie werden verwendet, um den Fluß von Adreß- und Echosignalen zu den Unterrahmenspeichern oder zu einem digitalen Signalprozessor (DSP) 42 zu schalten. Die I/O (Eingangs- und Ausgangs-) Anschlüsse dieser Schaltungen und die sie verbindenen Datenbusleitungen werden durch die Bezeichnungen A bzw. D gekennzeichnet. Die Richtungen von Datenströmen in den Datenbussen sind durch Pfeile angegeben.
Zum Beispiel, wenn ein Strahl einen ersten Unterbereich scannt, wird Schalter S1 auf die DSC-Seite geschaltet, und die anderen Schalter werden auf die DSP-Seite geschaltet, wie in Fig. 6 dargestellt, so daß Echodaten in dem ersten Unterrahmenspeicher 51 gespeichert werden. In den Unterbereichspeichern, zum Beispiel in dem ersten Unterbereichspeicher 51, werden die Daten in den Speicherebenen 511, 512, 513 und so weiter gespeichert, wobei jede Ebene einem ersten, zweiten, dritten Scanvorgang und so weiter entspricht. So eine Speicheranordnung, ihre Steuerung und Operation sind in der Technik gut bekannt, so daß die weitere Beschreibung der Einfachheit halber entfällt. Während dieser Zeit, wenn Echodaten in Unterrahmenspeicher 51 gespeichert werden, werden die anderen Schalter S2 bis S4 auf die DSP-Seite geschaltet, so daß der DSP eine Verarbeitung durchführen kann, um Strömungslinien zu erhalten, wobei die in den zweiten und dritten Unterrahmenspeichern gespeicherten Daten verwendet werden, und so weiter. Die von dem DSP verarbeiteten Daten werden an den Bildspeicher 6 geschickt und dort gespeichert.
Wenn das Scannen in bezug auf den ersten Unterrahmen beendet ist, werden die Schalter S1 und S2 auf die DSP- bzw. DSC-Seite geschaltet. Die Echodaten werden dann in dem zweiten Unterbereichspeicher 52 gespeichert, und die in dem ersten Unterbereichspeicher 51 gespeicherten Daten werden von DSP 42 verarbeitet. Auf solch eine Weise wird der gesamte Bereich nacheinander gescannt und verarbeitet. Der Digitalsignalprozessor (DSP) 42 kann von jeder Art sein, welche die erforderliche Verarbeitung, wie vorher erwähnt, ausführen kann.
Verfahren zum Anzeigen eines so wie im Bildspeicher 6 gespeicherten Bildes auf einer CRT 8, unter Verwendung einer Anzeigeschaltung DISP 7, sind in der Technik bekannt, so daß eine Beschreibung entfällt. Gewöhnlich ist es jedoch erforderlich, Strömungsliniensegmente und ein Bild des Objekts (zum Beispiel Herz) übereinandergelagert anzuzeigen. Zu diesem Zweck sind die von den Datenbussen 43, 43' erhaltenen Daten verwendbar. Diese Daten enthalten die Bildinformationen vom Objekt. Das Mischen dieser Daten mit den im Bildspeicher gespeicherten Daten kann unter Verwendung gutbekannter Verfahren ausgeführt werden.
Wie beschrieben, ist es bei einer Ausführungsform der Erfindung möglich, eine Anzeige in Echtzeit von Segmenten einer Strömungslinie eines Blutstroms im Herzen zu realisieren. Obwohl die oben gegebene Beschreibung bezüglich des Blutflusses gegeben wurde, ist klar, daß die Erfindung auf jeden anderen inhomogenen Fluß angewandt werden kann.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung sehen Verfahren und Anordnungen vor, die eine Echtzeitanzeige einer Strömungslinie eines inhomogenen fließenden Mediums, zum Beispiel im Herzen fließendes Blut, ermöglichen. Das Objekt (welches den Fluß eines inhomogenen Mediums enthält) wird mehrmals unter Verwendung von Ultraschallstrahlimpulsen gescannt. Durch die Aufnahme von Unterschieden zwischen Echos, die bei einem vorher festgelegten Zeitintervall an jedem Punkt des Objekts auftreten, wird ein Bild von durch den Fluß gebildeten Flecken gebildet. So ein Verfahren wird mehrmals wiederholt, um die Bewegung der Flecken zu erhalten. Durch die Aufnahme eines Unterschieds zwischen den Bildern von räumlich in Beziehung stehenden Flecken bei dem Zeitintervall, werden die Segmente von der Strömungslinie erhalten. Es gibt mehrere Möglichkeiten, einen Unterschied zwischen aufeinanderfolgenden Rahmen, aufeinanderfolgenden Linien usw. aufzunehmen. Entsprechend solcher Verfahren werden verschiedene Scanverfahren zum Aufnehmen des Unterschieds zwischen den Bildern beschrieben.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sieht ein Verfahren vor, in Echtzeit eine Strömungslinie eines inhomogenen fließenden Mediums durch das Scannen eines Objekts mit Ultraschallwellenstrahlimpulsen und das Verarbeiten deren, vom Objekt reflektierten Echos anzuzeigen, welches die aufeinanderfolgenden Vorgänge umfaßt:-
A) Aussenden von Impulsen des Ultraschallwellenstrahls, um das Objekt zu scannen, so daß jeder Punkt des Objekts mehrmals bei einem vorher festgelegten Zeitintervall gescannt wird;
B) Bilden von Bildern von Flecken, die durch den Fluß des genannten inhomogenen fließenden Mediums gebildet werden, durch das Aufnehmen eines Unterschieds zwischen zwei Echos, die bei dem genannten Zeitintervall an jedem Punkt einer Scanlinie auftreten; und
C) Erhalten einer Bewegungskurve der genannten Flecken, die während dem genannten Zeitintervall eine räumliche Beziehung zueinander haben, durch das Aufnehmen eines Unterschieds der Bilder der Flecken, die durch Wiederholung des genannten Vorgangs B erhalten werden.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sieht eine Anordnung vor, um in Echtzeit eine Strömungslinie eines inhomogenen fließenden Mediums, durch Scannen eines Objekts mit Ultraschallwellenstrahlimpulsen und Verarbeiten der vom Objekt reflektierten Echos, anzuzeigen, die umfaßt:
einen Wandler zum Umsetzen der elektrischen Energie in Schallenergie oder umgekehrt, zum Aussenden und Empfangen einer Ultraschallwelle;
eine Übertragungsschaltung zum Erregen des Wandlers und zum Veranlassen, daß dieser einen Impuls eines Ultraschallwellenstrahls in eine Richtung erzeugt, um daß Objekt zu scannen, so daß jeder Punkt des Objekts mehrmals bei einem vorher festgelegten Zeitintervall gescannt wird;
einen Empfänger, der ein Signal vom Wandler, der das Echo einer Ultraschallwelle von einem Objekt in ein elektrisches Signal umsetzt, erhält;
einen Echosignalgenerator zum Verarbeiten des elektrischen Signals des genannten Empfängers, um ein Echosignal zu liefern, daß für die Bildverarbeitung geeignet ist, und für dessen Umsetzung in ein digitales Signal;
eine Vielzahl von Unterrahmenspeichermitteln zum Speichern des Echosignals;
einen Strömungslinienprozessor (SLP) zum Verarbeiten der in den genannten Unterrahmenspeichermitteln gespeicherten Daten, um die Daten von Segmenten von Strömungslinien zu erhalten;
ein Bildspeichermittel zum Speichern der Daten von Segmenten von Strömungslinien; und
eine Anzeigeschaltung zum Herausnehmen der in dem genannten Bildspeichermittel gespeicherten Daten und zum Erzeugen eines Bildsignals der Segmente der Strömungslinie zum Anzeigen auf einer CRT (Katodenstrahlröhre)

Claims

1. Ein Verfahren zum Erfassen einer Strömungslinie eines Flusses eines inhomogenen, innerhalb eines Objekts fließenden Mediums und zum Anzeigen einer Darstellung der Strömungslinie in Echtzeit, welches umfaßt:-

(a) Aussenden von Ultraschallsignalen zu dem Objekt, in dem der Fluß vorkommt, um das Objekt entlang einer Vielzahl von Scanlinien zu scannen, wobei ein Scanbereich abgedeckt wird, so daß Punkte innerhalb des Objekts viele Male gescannt werden;

(b) Erfassen von Echos der Ultraschallsignale von dem Objekt;

(c) Erzeugen eines Bildes, welches die Unterschiede zwischen den von dem gleichen Punkt innerhalb des Objekts empfangenen Echos, die aber von zu verschiedenen Zeiten ausgesendeten Ultraschallsignalen stammen, darstellt, um dadurch die Bewegungskurve von Erscheinungen, die sich mit dem Fluß bewegen, als Darstellung der Strömungslinie zu erfassen und anzuzeigen.

2. Ein Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die genannten Erscheinungen Flecken sind.

3. Ein Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die genannten Erscheinungen in den Fluß eingeführte Blasen oder Partikel sind.

4. Ein Verfahren nach Anspruch 1, 2 oder 3, bei dem die Schritte (a) bis (c) bezüglich jedes von einer Vielzahl von verschiedenen, entsprechende Unterbereiche eines gesamten, zusammengesetzten Scanbereiches bildenden Scanbereichen durchgeführt werden.

5. Ein Verfahren nach irgendeinem vorhergehenden Anspruch, bei dem der oder jeder Schritt (a) mindestens die Vollendung zweier Scanrahmen des Scanbereiches umfaßt, und bei dem Schritt (c) das Aufnehmen von Unterschieden zwischen sich auf die gleiche Scanlinie beziehenden, aber von in verschiedenen Scanrahmen ausgesendeten Ultraschallsignalen stammenden Echos umfaßt.

6. Ein Verfahren nach irgendeinem vorhergehenden Anspruch, bei dem der oder jeder Schritt (a) das Scannen jeder Linie des Scanbereiches mindestens zweimal in einem Scanrahmen umfaßt, und bei dem Schritt (c) das Aufnehmen von Unterschieden zwischen sich auf verschiedene Scanoperationen derselben Scanlinie in demselben Scanrahmen beziehende Echos umfaßt.

7. Ein Verfahren nach Anspruch 2 oder irgendeinem der Ansprüche 4 bis 6 in Verbindung mit Anspruch 2, bei dem das Zeitintervall ΔT zwischen den ersten und letzten Zeiten, zu denen Ultraschallsignale ausgesendet werden, von denen Echos stammen, die zu der Schaffung des Abbildes des gleichen Punktes in dem Objekt beitragen, kleiner als D/V ist, wobei D der mittlere Fleckendurchmesser und V eine maximale (erwartete) Flußgeschwindigkeit ist.

8. Ein Verfahren nach irgendeinem vorhergehenden Anspruch, bei dem das Medium Blut ist und das Objekt das Herz ist.

9. Ein Verfahren nach Anspruch 8, bei dem die Schritte (a) bis (c) synchron mit den aufeinanderfolgenden Herzschlägen wiederholt werden.

10. Ein Verfahren nach irgendeinem vorhergehenden Anspruch, bei dem die Unterschiede mit einem Schwellenwert verglichen und auf ein vorher festgelegtes Maximum oder ein vorher festgelegtes Minimum quantisiert werden, je nachdem, ob sie den Schwellenwert überschreiten oder nicht.

11. Eine Anordnung zum Erfassen einer Strömungslinie eines Flusses eines inhomogenen, innerhalb eines Objekts fließenden Mediums, und zum Anzeigen einer Darstellung der Strömungslinie in Echtzeit, durch das Scannen des Objektes, in dem der Fluß vorkommt, mit Ultraschallsignalen und zum Verarbeiten der Echos jener Signale, wobei die Anordnung umfaßt:-

ein Ultraschallwandlermittel, das betriebsfähig ist, die genannten Ultraschallsignale und ihre Echos auszusenden und zu empfangen;

eine Übertragungsschaltung, die betriebsfähig ist, um das Wandlermittel zu erregen, um das Ultraschallwandlermittel zum Aussenden der genannten Ultraschallsignale zu veranlassen, so daß Punkte in dem Objekt viele Male gescannt werden;

eine Empfangsschaltung, die betriebsfähig ist, um elektrische Signale, die durch das Ultraschallwandlermittel ansprechend auf Echos der genannten Ultraschallsignale zur Verfügung gestellt werden, zu empfangen;

einen Echosignalgenerator, der betriebsfähig ist, um elektrische Signale von der Empfangsschaltung zu verarbeiten, um Echosignale in digitaler Form, die für die Bildverarbeitung geeignet sind, zur Verfügung zu stellen;

eine Vielzahl von Unterrahmen-Speichermitteln, die betriebsfähig sind, um Echosignale in einer Vielzahl von Speicherebenen in Übereinstimmung mit Adreßsignalen zu speichern;

einen Strömungslinienprozessor (SLP), der betriebsfähig ist, um die in den Unterrahmen-Speichermitteln gespeicherten Daten zu verarbeiten, um Segmente von Strömungslinien darstellende Daten von Strömungslinien zu erhalten, der umfaßt:-

einen digitalen Scankonverter, der ein Eingangsechosignal zum Zweck der Speicherung in den Unterrahmen-Speichermitteln mit einem Adreßsignal versieht;

einen digitalen Signalprozessor, der die Unterschiede zwischen den sich auf denselben Punkt in dem Objekt beziehenden Echosignalen aufnimmt, um Daten zu erhalten, die Bilder von Flecken im Fluß darstellen, und der Unterschiede, die die Fleckenbewegung in dem Fluß darstellen, aufnimmt; und

eine Vielzahl von Schaltern zum Steuern des Flusses der Daten und Adreßsignale zwischen dem digitalen Scankonverter, dem digitalen Signalprozessor und den Unterrahmen-Speichermitteln;

ein Bildspeichermittel zum Speichern von sich auf Segmente von Strömungslinien beziehenden Daten; und

eine auf der Basis von in dem Bildspeichermittel gespeicherten Daten betriebsfähige Anzeigeschaltung zum Erzeugen von Bildsignalen zum Darstellen von Segmenten der Strömungslinie auf einer Anzeige einer Katodenstrahlröhre (CRT).

12. Eine Anordnung nach Anspruch 11, bei der das Medium Blut ist und das Zeitintervall ΔT zwischen den ersten und letzten, sich auf denselben Punkt im Objekt beziehenden Echosignalen, und zwischen denen ein Unterschied aufgenommen wird, kleiner als D/V ist, wobei D der mittlere Fleckendurchmesser und V eine (erwartete) maximale Flußgeschwindigkeit ist.

13. Eine Anordnung nach irgendeinem der Ansprüche 11 oder 12, bei der der Digitalsignalprozessor (DSP) betriebsfähig ist, um den Wert eines die Fleckenbewegung in dem Fluß darstellenden Unterschiedes mit einem Schwellenwert zu vergleichen, und um den Unterschied auf einen vorher festgelegten maximalen oder minimalen Wert zu quantisieren.