DE69620547T2

DE69620547T2 - Echographie-Verfahren zur Anpassen des Doppler-Winkels.

Info

Publication number: DE69620547T2
Application number: DE69620547T
Authority: DE
Inventors: Antoine Franciscus Christiaan Goujon
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1995-11-23
Filing date: 1996-11-19
Publication date: 2002-10-24
Anticipated expiration: 2016-11-20
Also published as: EP0775920B1; US5941826A; JPH09182752A; FR2741521A1; DE69620547D1; EP0775920A1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Anpassen des Doppler-Winkels zwischen der Richtung einer echographischen Anregungslinie und der Achse eines Blutgefäßes in einem echographischen Ultraschallbild, das aus einer zweidimensionalen Pixelmatrix in Graustufen besteht, und zwar auf der Basis der vorhergehenden Bestimmung eines Ausgangspunktes in der Nähe der Achse des betreffenden Gefäßes.
Um eine quantitative Messung der Fließgeschwindigkeit des Blutes in den Arterien zu ermöglichen, basiert ein Verfahren zur Ultraschalldarstellung von Geschwindigkeiten im Wesentlichen auf der Kenntnis des Winkels zwischen dem einfallenden Ultraschallstrahl und der lokalen Gefäßachse. Die gewonnenen Informationen können zum Beispiel durch Farbcodierung dargestellt werden. Dies gilt für alle angewendeten Ultraschall- Signalverarbeitungsmethoden, die zur Zeit angewendet werden, um eine farbcodierte Darstellung der Strömungen in einem beliebigen im Handel erhältlichen Echographie-Gerät zu erzeugen. Darüber hinaus ist eine zuverlässige Bestimmung dieses sogenannten Doppler- Winkels erforderlich, um echographische Daten von Parametern extrahieren zu können, deren Messung ziemlich kompliziert ist, so dass auf diese Weise ein weiterer Fortschritt in der Untersuchung des arteriellen Verhaltens zum Beispiel erzielt werden kann.
Aus diesem Grunde wäre es wichtig, ein Verfahren zu realisieren, mit dem der Wert des Doppler-Winkels automatisch und mit hoher Präzision, zum Beispiel auf ca. 1 Grad genau, aus einem medizinischen Ultraschallbild gewonnen werden kann.
Der Doppler-Winkel ist immer noch ein schwieriges Thema bei allen im Handel erhältlichen Geräten, wie in der Patentschrift WO 91/11146 beschrieben: Der Bediener muss den Wert dieses Winkels auf eher grobe Weise bestimmen, indem er die Ausrichtung eines kleinen Liniensegments beurteilt, das er im Bild in Bezug auf die Achse des untersuchten Blutgefäßes zieht.
Ein Blutgefäß hinterlässt in einem echographischen Bild eine Spur seines Querschnitts, der in beliebiger Richtung axial in Bezug auf eine vorgegebene Richtung, zum Beispiel die Ränder des Bildschirms, ausgerichtet sein kann. Bei einer üblichen Betriebsart umfasst die echographische Anregung zur Berechnung des Doppler-Winkels außerdem die Zuweisung eines vorgegebenen Wertes, der selbst ebenfalls willkürlich ist. Der gemessene Doppler-Winkel DA kann daher jeden beliebigen Wert zwischen 0 und 90 Grad haben. Der Wert des Doppler-Winkels wirkt sich erheblich auf die Genauigkeit der Parameterwerte aus, die die Blutströmung nach der Anwendung eines Korrekturfaktors cos(DA) oder sin(DA) auf die in der Richtung der echographischen Anregung gemessenen Komponenten charakterisieren. Diese Genauigkeit lässt vor allem bei Werten des Doppler-Winkels in der Nähe von 0 Grad oder 90 Grad zu wünschen übrig, und es wurde ein Wert des Doppler-Winkels gefunden, der optimal ist und zwischen 59 Grad und 61 Grad liegt und typischerweise 60 Grad beträgt: DAopt = 60º.
Wenn der für den Doppler-Winkel erhaltene Wert zu weit von dem genannten Optimalwert abweicht, ist es für den Bediener zur Zeit schwierig, wenn nicht gar unmöglich, den Anregungswinkel über den Querschnitt des interessierenden Blutgefäßes zu ändern, um sich diesem Wert von 60º anzunähern. Die Erfindung hat zur Aufgabe, diese Korrektur zu automatisieren.
Zu diesem Zweck ist das erfindungsgemäße Verfahren in Anspruch 1 definiert. Die elektronische Korrektur des Doppler-Winkels macht das Verfahren zur Anpassung des Doppler-Winkels außerordentlich flexibel, weil die Orientierung des echographischen Ultraschallwandlers während der Durchführung dieses Verfahrens nicht mehr geändert zu werden braucht. Die elektronische Winkelbildung ist gut bekannt, zum Beispiel aus der Patentschrift EP-A-0 210 624. Eine derartige Winkelbildung ist bei jeder Art von Ultraschallwandler möglich (Linearwandler, phasengesteuerte Wandler, Konvexwandler, usw.), sofern es sich um einen Multielement-Typ handelt.
Eine attraktive Version des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Anpassung des Doppler-Winkels, bei dem die zeitliche Entwicklung der Geschwindigkeitsverteilung in dem Gefäßsegment auf einem für diesen Zweck vorgesehenen Bildschirm wiedergegeben wird, und zwar in Form eines Histogramms, das die Dynamik der Geschwindigkeiten als Funktion der Zeit darstellt, was als Doppler-Spektrum bezeichnet wird, umfasst einen weiteren Schritt der automatischen Korrektur des Maßstabs der in dem genannten Doppler- Spektrum dargestellten Geschwindigkeiten, um sicherzustellen, dass es die Dynamik der entlang der Achse des genannten Blutgefäßes beobachteten Geschwindigkeiten enthält.
Das beschriebene Verfahren zur Anpassung kann auch für die exakte Messung der Geschwindigkeitsverteilung in dem genannten Blutgefäß entlang der genannten optimalen echographischen Anregungslinie (auch als momentanes Geschwindigkeitsprofil bezeichnet) und zur Bestimmung der momentanen Blutflussgeschwindigkeit (auch als Blutfluss bezeichnet) verwendet werden, indem eine anschließende räumliche Integration über den momentanen Querschnitt des Gefäßes durchgeführt wird.
Eine weitere Anwendung des Verfahrens zur Anpassung des optimalen Doppler-Winkels besteht in der exakten Messung der Bewegung der Gefäßwand.
Um das erfindungsgemäße Verfahren zur Anpassung durchzuführen, wird die Verwendung einer Anordnung (vorzugsweise einer speziellen Workstation) empfohlen, die folgendes umfasst:
- einen Bildschirm zur Darstellung des echographischen Bildes in Form einer zweidimensionalen Pixelmatrix,
- einen Speicher zum Speichern der Graustufenwerte des echographischen Bildes in Form einer Pixelstufenmatrix,
- Zeigemittel zur Bestimmung des genannten Ausgangspunktes im Bild.
Diese und andere Aspekte der Erfindung ergeben sich aus den Ausführungsbeispielen, die im Folgenden näher beschrieben werden. Es zeigen
Fig. 1 die schematische Darstellung einer speziell zur Ausführung der Erfindung vorgesehenen Workstation;
Fig. 2 ein echographisches Bild, in dem ein Anfangspunkt gewählt wird;
Fig. 3 das erste Folgen von Strahlen vom Anfangspunkt aus;
Fig. 4 das zweite Folgen von Strahlen, wodurch sich eine erste lokale Marke ergibt;
Fig. 5 die von der ersten lokalen Marke abgeleitete Regressionslinie;
Fig. 6 einen Ablaufplan, in dem die Ausführung des gesamten erfindungsgemäßen Verfahrens zur Anpassung des Doppler-Winkels zusammengefasst ist;
Fig. 7 die verschiedenen möglichen Formen von dreieckigen Sektoren der lokalen Marke;
Fig. 8 die Anzeige des echographischen Bildes im sogenannten CVI- Modus zur Erläuterung der Erfindung;
Der Kontrast in den Fig. 2, 3, 4, 5 und 8 wurde der klareren Darstellung halber umgekehrt.
Alle zur Zeit erhältlichen Ultraschall-Echographiesysteme beruhen auf der Messung der Geschwindigkeit einer Blutströmung mit Hilfe eines Verfahrens, das auf dem Doppler-Effekt basiert. Die einzelnen Systeme unterscheiden sich hinsichtlich des Grades der Implementierung, wobei es zwei Verfahren gibt: den sogenannten "frequentiellen" Lösungsansatz des konventionellen Doppler-Verfahrens und den "zeitbezogenen" Ansatz, auf den in der Patentschrift EP-B-0 225 667 Bezug genommen wird.
In allen Fällen werden Ultraschallimpulse mit einer Periode T (Impulswiederholfrequenz, englisch "Puls Repetition Frequency" oder PRF) in das zu analysierende Medium injiziert, das wahrscheinlich ein Blutgefäß enthält, und das durch das Medium in Reaktion auf jeden Impuls zurückgesandte Ultraschallsignal wird durch den Echographen aufgezeichnet (Linien RF). Jeder Abtastwert der Linien RF stellt somit das Reflexionsvermögen des Mediums in einer bestimmten Tiefe z dar oder - was gleichbedeutend ist - entspricht einer bestimmten Laufzeit t für den Impuls. Es ist zu beachten, dass das zurückgesandte Signal vom Schallwandler zum Streuzentrum und zurück gelaufen ist; wenn c die Schallgeschwindigkeit in dem analysierten Medium ist, ist daher:
z = ct/2.
In einem in einer bestimmten Tiefe auf einer Linie RF gelegenen Fenster (zum Beispiel in einem Blutgefäß) entspricht das Signalsegment einer "Signatur", die zu der momentanen räumlichen Verteilung der Streuzentren (Blutzellen) in dem Interaktionsvolumen (Auflösungszelle) zwischen dem analysierten Medium und dem Ultraschallstrahl gehört. Diese Signatur gehört zu einer bestimmten Anordnung der Streuzentren in der Auflösungszelle, weil sie das Ergebnis der Interferenz zwischen allen sekundären Quellen ist, aus denen sich diese Streuzentren zusammensetzen (speckles, grobe Körnung); statistisch gesehen ist sie quasi-unimitierbar.
Wenn die Impulswiederholfrequenz so klein ist, dass die Streuzentren keine Zeit haben, ihre räumliche Anordnung zwischen zwei aufeinanderfolgenden RF-Linien- Erfassungsläufen wesentlich zu verändern, wird daher die gleiche Gruppe von Streuzentren von Linie zu Linie sich stark ähnelnde Signaturen hinterlassen, und ihre Verschiebung in Tiefenrichtung kann detektiert und über die Zeit verfolgt werden. In dieser Phase des Verfolgens in einer bestimmten Tiefe unterscheiden sich nun das zeitbezogene Verfahren (auch als CVI oder Color Velocity Imaging bezeichnet) und das frequentielle (oder Doppler) Verfahren: Das Doppler-Verfahren markiert die Verschiebung einer Signatur, indem es die Entwicklung der Ortsfrequenz der aufeinanderfolgenden Linien RF analysiert, während das CVI-Verfahren direkt das zeitbezogene Signal der Linien RF analysiert.
Die Verschiebung einer bestimmten Signatur zwischen zwei aufeinanderfolgenden Linien ermöglicht einen Rückschluss auf die Geschwindigkeit v der Gruppe von zugehörigen Streuzentren über die Zeitverschiebung dt, die mit dem CVI-Verfahren (dt = 2vt/c) geschätzt wird, oder die Phasenverschiebung, die mit dem Doppler-Verfahren (df = 2πf dt) geschätzt wird, wobei f die Ultraschallfrequenz des Impulses ist. Diese beiden Verfahren sind also theoretisch äquivalent.
Wenn der Winkel zwischen der Achse des Ultraschallstrahls und der Strömungsrichtung der Streuzentren als Doppler-Winkel DA bezeichnet wird, wird die Geschwindigkeit der betrachteten Streuzentrengruppe, beobachtet auf der Ausbreitungsachse der Impulse, die Projektion v·cos(DA) ihrer reellen Geschwindigkeit v sein; hiervon kann leicht der folgende Ausdruck abgeleitet werden:
v = c dt / (2T cos(DA))
Der Doppler-Winkel stellt also einen grundlegenden Parameter für die Schätzung der Geschwindigkeit einer Blutströmung in einem Ultraschall-Echographen dar, und zwar unabhängig von dem zu seiner Schätzung angewendeten Verfahren.
Zur Zeit gibt es im Wesentlichen vier Anwendungstypen (im Folgenden als A, B, C und D) bezeichnet, die die Codierung oder Verwendung der Geschwindigkeitsinformation einer Blutströmung auf eine Weise ermöglichen, die für den Einsatz auf medizinischem Gebiet geeignet ist:
A - die Darstellung der Geschwindigkeitsinformation in Form eines Bildes (oder farbige Geschwindigkeitskarte, Color Speed Map),
B - die Darstellung der Entwicklung der Dynamik der Geschwindigkeiten über die Zeit, oder ein Histogramm der Geschwindigkeitsverteilung (Doppler-Spektrum),
C - die Bestimmung der Blutflussgeschwindigkeit (eine durch die Anmelderin unter der Bezeichnung CVI-Q entwickelte Technik),
D - die Extraktion von arteriellen Parametern verbunden mit der Untersuchung der Dilatation der Gefäße im Laufe einer Herzperiode.
Die ersten drei dieser Verfahren erweisen sich als Funktionen, die mit der Messung des Doppler-Winkels verknüpft sind, und zwar durch die Abhängigkeit der Geschwindigkeit von diesem Parameter. Die grundlegenden Ausdrücke zur Schätzung der Geschwindigkeit einer Gruppe von Streuzentren auf der Basis einer Zeitverschiebung dt (CVI) oder einer Phasenverschiebung df (Doppler) bestätigen dies:
CVI: v = c dt/(2T cos(DA))
Doppler: v = c df/(4π fT cos(DA)).
Das Verfahren D nutzt zu diesem Zweck eine Abhängigkeit von sin(DA).

Prinzip des Color Speed Mapping (Anwendung A)

Ein Echograph zeigt standardmäßig ein Bild des Reflexionsvermögens in Graustufen an, das durch ein Nebeneinanderlegen der aufgezeichneten Linien RF (deren Hüllkurve genommen wurde) gebildet wurde, um den interessierenden Bereich abzudecken. Diese Linien beziehen sich nicht auf die zur Schätzung der Geschwindigkeit verwendeten Linien. Eine Karte der Geschwindigkeitsverteilung erhält man, indem man auf das genannte Bild des Reflexionsvermögens ein Dynamik-Bild (im Laufe der Herzperiode) legt, zum Beispiel durch eine Farbskala, die der Skala der beobachteten momentanen Geschwindigkeiten gemäß einer bestimmten Übereinstimmungsregel entspricht (Farbintensität proportional zur Geschwindigkeit, Farbe eine Funktion des Vorzeichens der Geschwindigkeit, ...).
In der Praxis werden während der konventionellen Bildabtastung ergänzende Impulse (als "Farben" bezeichnet) durch den Schallwandler emittiert, und die obige Operation wird darauf angewendet, um die Verschiebungen in der interessierenden Bildregion (die wahrscheinlich ein Blutgefäß enthält) zu erkennen. Der Parameter dt (oder df) wird an allen Orten der Linien RF geschätzt, wobei die "Farben" einem Pixel der interessierenden Region entsprechen und diesem Pixel in dem Dynamik-Bild eine Farbe zugewiesen wird, indem einfach die Geschwindigkeit-Farbe-Übereinstimmungsregel angewendet wird (oder äquivalent dt-Farbe oder df-Farbe).

Prinzip des Histogramms der Geschwindigkeitsverteilung (Anwendung B)

Ein echographisches Bild (Graustufen oder Farbe) entspricht der Emission von Impulsen, die in Bezug zueinander räumlich verschoben sind, um den interessierenden Bereich des Mediums abzutasten. Eine Alternative besteht darin, die aufeinanderfolgenden Impulse an dem gleichen Ort des Mediums zu injizieren, so dass die Entwicklung der Linien RF im Laufe der Zeit beobachtet werden kann. Wenn "Farb"anregungen mit diesen emittierten Impulsen gemischt werden und auf die gleiche Weise verarbeitet werden, wie oben beschrieben, um den Parameter dt (oder dt) und die Orte der Blutströmung zu schätzen, kann die Entwicklung der Geschwindigkeitsverteilung im Laufe der Zeit in dem betreffenden Segment des angeregten Gefäßes beobachtet werden.
Die Darstellung dieser Entwicklung hat die Form eines Histogramms, das die Dynamik der Geschwindigkeiten als Funktion der Zeit darstellt (entweder dt oder df als Funktion der Zeit). Das betreffende Histogramm, das einem echten Spektrum entspricht, wenn es aus der Frequenzanalyse gewonnen wurde, wird als Doppler-Spektrum bezeichnet. Das Prinzip seiner Zusammensetzung ist sehr einfach: Die Extremitäten der Dynamik des auf den entsprechenden Farblinien beobachteten Parameters werden zum Zeitpunkt t vor ihrer Darstellung betrachtet, und hier erhält man die Gabelung dt min < dt < dt max. Da der Wert des Doppler-Winkels DA bekannt ist, wird daraus die folgende Dynamik der Geschwindigkeiten abgeleitet, die für diesen Zeitpunkt t dargestellt werden sollen:
c dt min/(2T cos(DA)) < v < c dt max/(2T cos(DA))
Diese Geschwindigkeitsdynamik wird dargestellt, indem eine Linie vertikal zu der Abszisse t des Histogramms gezogen wird, und zwar begrenzt und beherrscht durch die beobachteten extremen Geschwindigkeitswerte.
Die in Fig. 1 dargestellte Workstation umfasst auf bekannte Weise einen Mikroprozessor 1, der über einen bidirektionalen Datenbus 2 und einen Adressbus 3 mit einem Speicher 4 verbunden ist und zwei periphere Vorrichtungen, die durch einen Monitor 5 zur Darstellung der im Speicher 4 gespeicherten Daten auf einem Bildschirm 6 dient, und eine Maus 7, die das Markieren und Folgen von Punkten auf dem Bildschirm 6 ermöglicht. Wenn ein echographisches Bild 8, dessen Daten im Speicher 4 in Form von Pixeln gespeichert sind, die Graustufen darstellen, auf dem Bildschirm 6 angezeigt wird, wird der Bediener mit dem üblichen Problem konfrontiert, die Orientierung der Spuren wie 9 zu bestimmen, die von bestimmten Blutgefäßen in dem Bild stammen, deren echographische Anregungsrichtung durch den Vektor 10 dargestellt wird. Daher wird normalerweise ein kleines Liniensegment, das in etwa entsprechend dem geschätzten größten Durchmesser der betreffenden Spur orientiert ist, derjenigen Spur überlagert, die mit der Maus gewählt wurde. Der gesuchte Winkel, der sogenannte Doppler-Winkel, der leicht mit Hilfe des Prozessors 1 berechnet werden kann, ist dann der Winkel zwischen dem genannten kleinen Liniensegment (nicht abgebildet) und der Vertikalen, die identisch ist mit der Richtung der echographischen Anregung in Fig. 1 (Vektor 10). Dieses Verfahren ist zeitaufwendig, kompliziert und nicht sehr genau. Um diese Situation zu verbessern, ist der Mikroprozessor 1 vorgesehen, um den genannten Doppler-Winkel auf schnelle und genaue Weise auf der Basis der Bestimmung eines einzelnen Punktes, des sogenannten Anfangspunktes, innerhalb einer vom Bediener (dem Operator) gewählten Blutgefäßspur zu berechnen. Zu diesem Zweck ist ein spezieller Prozessor 101, der den Prozessor 1 enthält, auch mit Berechnungsmitteln 102 ausgestattet, die erforderlich sind, um die Messung des Doppler-Winkels DA und die Erfindung durchzuführen, wie sie im Folgenden in mehreren Abschnitten beschrieben wird, die nacheinander das Prinzip des Verfahrens und seine Ausführungsdetails beschreiben, und in einem Anhang, der bestimmte Berechnungen im Detail spezifiziert.
Allgemein gesehen umfasst das Verfahren zur Messung des Doppler- Winkels zwei Schritte: die Segmentierung der lokalen Spur 9 des Gefäßes im Bild 8, und die Bestimmung der Trägheitsachse über die Gruppe der resultierenden Punkte, die als lokale Marke bezeichnet wird.
Ein echographisches Bild kann die Spuren von mehreren Gefäßen enthalten, die für den Bediener von Interesse sein können, so dass der Bediener das interessierende Gefäß in dem Bild mit Hilfe der Maus des Systems, oder auf andere Weise, angeben muss, wie in Fig. 2 dargestellt, wo der Anfangspunkt Pi innerhalb der lokalen Spur 9 eines Blutgefäßes gewählt wird.
Um anschließend die Ausrichtung auf die Form des gewählten Gefäßes zu beschreiben, wird zuerst seine lokale Marke aus der umgebenden Graustufe im Bild extrahiert. Bei dieser Segmentierung des Gefäßes handelt es sich eigentlich um die Erkennung der Gefäßwände um den angegebenen Anfangspunkt herum.
Vorzugsweise führt der Bediener die Zeigeoperation in einem einheitlich dunklen Teil des Gefäßes durch und muss auch ein Schwellwert zur Verfügung stehen (bezeichnet als Ti-1), der die Reflexionsstufen der Wand 11 von den Reflexionsstufen des Blutes (Spur 9) trennt und somit dem Bediener eine bestimmte Marge lässt, um kleine Gewebeteile zu vermeiden, die kaum sichtbar sind und in dem Gefäß vorhanden sein könnten.
Zur Bestimmung eines solchen Schwellwerts wird vorzugsweise ein konventioneller Algorithmus angewendet, der als ISODATA bezeichnet wird und in dem Werk "Traitement numérique des images" von MURAT KUNT, COLLECTION TECHNIQUE ET SCIENTIFIQUE DES TELECOMMUNICATIONS PRESSES POLYTECHNIQUES ET UNIVERSITAIRES ROMANES beschrieben wird.
Dieser Algorithmus beruht auf einem Histogramm der Graustufen von Pixeln, das mindestens zwei Klasen umfasst. Vorzugsweise wird ein Histogramm mit drei Klassen gewählt: CL&sub1; = GEFÄSS (geringes Reflexionsvermögen), CL&sub2; = ZWISCHENBEREICH und CL&sub3; = WAND (hohes Reflexionsvermögen). Der Schwellwert T&sub2;, der zwischen der Klasse ZWI- SCHENBEREICH und der Klasse WAND liegt, dient zum Erreichen der gewünschten zuverlässigen Wanderkennung.
Anhand der Schwellwerte kann bestimmt werden, ob der Startpunkt geeigneterweise zu der Klasse GEFÄSS gehört; dies kann den Bediener zwingen, erneut mit dem Zeigen zu beginnen, wenn der Anfangsort falsch ist; dies stellt also eine nachträgliche Validierung des Anfangspunktes dar.
Für einen möglichst schnellen Betrieb wird ein partielles Histogramm verwendet, das auf einem Verfahren des Strahlenfolgens beruht: von dem gewählten Anfangspunkt Pi wird eine vorgegebene Anzahl von radialen Strahlen, die möglichst winkelig auf isotropische Weise verteilt sind, in dem Bild gezeichnet, bis der Rand erreicht ist, und nur die auf den Strahlen angetroffenen Pixel werden zur Bildung des Histogramm herangezogen. Dieses Verfahren des Strahlenfolgens ist in Fig. 3 dargestellt.
Vorzugsweise wird diese erste Folgen von Strahlen in einem durch den Bediener definierten Teilbild durchgeführt. Die Größe des genannten Teilbildes, das recht reduziert ist, wird vorzugsweise so gewählt, dass die gesamte Dynamik der in dem kompletten Bild vorhandenen Graustufen darin vorhanden ist.
Wenn mit Hilfe des ISODATA Algorithmus oder eines ähnlichen Algorithmus der geforderte Schwellwert (Ti-1) gewonnen wurde, wird das gleiche Verfahren des Strahlenfolgens wie beschrieben durchgeführt, um auf jedem Strahlen das erste Pixel Pl zu finden, das sich auf eine Wand bezieht (durch einen vorhergehenden Eingriff des Bedieners wird sichergestellt, dass innerhalb des Gefäßes begonnen wird): Das Fortschreiten entlang jedes Strahls stoppt, sobald der Graustufenwert des momentanen Pixels den Schwellwert Ti- 1 überschreitet (das Reflexionsvermögen der Wand ist höher als das des Blutes). Wenn ein Bildrand die Markierung des Gefäßes unterbricht, stellt das geschätzte Ende des Gefäßes in dieser Richtung keine wirkliche Wand dar, sondern die Pixel zwischen zwei winkligen benachbarten Strahlen bilden immer noch einen Teil des Gefäßes. Der letztgenannte Schritt sorgt für eine Abtastung der Segmente, die die Grenzen des Gefäßes im Bild bilden, und durch Verbinden der Endpunkte jedes Paares aufeinananderfolgender Strahlen erhält man eine Darstellung des Gefäßes, die sich aus dreieckigen Sektoren 12 zusammensetzt, wie in Fig. 4 abgebildet.
Diese Sektoren sind durch die Koordinaten ihrer externen Spitzen Plj, Plj+1 gekennzeichnet, wobei der dritte Punkt der gemeinsame Ursprung Pi ist. Für jeden Sektor liefern sechs auf die Koordinaten seiner zwei externen Spitzen angewendeten analytischen Formeln die lokalen Informationen, die erforderlich sind, um letztendlich die Trägheitsachse der lokalen Marke des Gefäßes bestimmen zu können.
Der Wert des Doppler-Winkels DA (Fig. 5) wird somit direkt von der Steigung a der Trägheitsachse 13 abgeleitet, wobei die Richtung der Ultraschallausbreitungsachse (oder Anregungsachse) bekannt ist (Vektor 10), und schließlich liefert ein Korrelationskoeffizient r, der parallel berechnet werden kann, einen Hinweis auf die Relevanz des erhaltenen Ergebnisses.
Die Ausführung des gesamten Vorgangs ist in dem Ablaufplan in Fig. 6 zusammengefasst. Während des ersten Schritts, bei 15, werden die Koordinaten des Anfangspunkts (oder Pixels) Pi im Speicher 4 gespeichert (siehe Fig. 1). Bei 16 werden die ersten Strahlen in dem echographischen Bild oder dem Teilbild ausgehend vom Anfangspunkt gezeichnet. Bei 17 wird der Schwellwert Ti-1 auf der Basis des Histogramms der ausgewählten Punkte bestimmt. Bei 18 ermöglicht ein zweites Folgen von Strahlen zusammen mit dem Schwellwert Ti-1 die Bildung der ersten lokalen Marke, die aus zusammengesetzten dreieckigen Sektoren 12 besteht. Bei 19 werden die Berechnungen und die Kumulierungen für die Sektoren durchgeführt. Bei 20 werden die im vorhergehenden Schritt gewonnenen Ergebnisse für die Bestimmung der Trägheitsachse (Berechnung von a und möglicherweise von r) benutzt, und schließlich erhält man in Schritt 21 das Resultat, den Doppler-Winkel DA.
Im Folgenden wird ein Beispiel für die Ausführung des beschriebenen Prozesses geschildert.
Zunächst ist zu beachten, dass der betrachtete Prozess den gleichen Abtastungsschritt auf der horizontalen und auf der vertikalen Achse erfordert; er muss daher auf Bilder angewendet werden, die zunächst einer digitalen Scan-Konvertierung (DSC) unterzogen wurden. Da DSC eine Voraussetzung für die Verarbeitung ist, können die Bilder von jeder Art von Ultraschallwandler gewonnen werden. Das in diesem Fall zugrunde gelegte Bild ist tatsächlich das Reflexionsbild in Graustufen, das üblicherweise auf dem Bildschirm des Systems (der Workstation) angezeigt wird.

FOLGEN VON STRAHLEN UND ERSTELLEN DES HISTOGRAMMS

Zunächst führt der Bediener eine Zeigeoperation in dem Bild durch, um einen Ort im Gefäß zu bestimmen. Das Folgen von Strahlen besteht dann in der rekursiven Addition (durch einfache Programmierung, die dem Fachkundigen offensichtlich sein wird) von Verschiebungspaaren in x- und in y-Richtung (wobei jedes Paar einen Strahl kennzeichnet) zu den Koordinaten dieses Orts, bis der Rand des Bildes oder des Teilbildes erreicht ist. Für jede Zwischenposition wird ein Pixel des Bildes entlang eines linearen Strahls adressiert (siehe Fig. 3). Je größer die Anzahl der Strahlen ist, desto besser ist natürlich die Abtastung des Gefäßbereichs.
Wenn die Anzahl der Graustufen in dem Bild als NGL bezeichnet wird, ergibt dieser Verarbeitungsschritt einen Satz von NGL Ganzzahlen, zum Beispiel in Form eines Histogramms.

ISODATA KOALESZENZ-ALGORITHMUS

Dieser Algorithmus zielt darauf ab, Schwellwerte zu bestimmen, um die in nc Gruppen mit einer physikalischen Signifikanz in Bezug auf den Inhalt des Bildes segmentierten Bildpixel zu klassifizieren.
In diesem Fall werden drei (nc = 3) Klassen (GEFÄSS, ZWISCHENBE- REICH, WAND) gewählt, deren Verhalten (Reflexionsvermögen) bekannt ist, und es wird der Schwellwert T&sub2; zwischen den Klassen ZWISCHENBEREICH und WAND benötigt. Dieser Gruppierungsalgorithmus führt eine umfassende Segmentierung des Bildes durch, indem die aus dem Histogramm der Graustufen des Bildes abgeleiteten Schwellwerte bestimmt werden, und hängt daher nicht (zumindest nicht in der ersten Ordnung) von dem Ort des zu segmentierenden Objektes ab. Dieser Algorithmus erfordert nur eine erste Wahl des Wertes der mittleren Graustufe für jede Klasse, und am Ende der iterativen Aktualisierung dieser Werte ergeben sich die Schwellwerte zwischen den Klassen.

Erster (Initialisierungs-) Schritt:

h(j) sei die Wahrscheinlichkeitsdichte des Graustufenwertes j in dem ursprünglichen Bild und [min. max] sei das kleinste Graustufenwertintervall, das die Werte von h(j) umfasst, die ungleich Null sind.
mi, i { 1, ..., nc} sei der mittlere Anfangswert für alle Klassen. Diese Anfangsschätzung kann durchgeführt werden, indem die Graustufenachse in nc gleichgroße Intervalle unterteilt wird und der arithmetische Mittelwert in jedem Intervall berechnet wird.

Zweiter Schritt:

Die (nc-1) Schwellwerte Ti werden geschätzt, indem die folgende Gleichung verwendet wird (wobei [x] den ganzzahligen Teil von x darstellt):
Ti = [(mi + mi+1)/2], i {1, ..., nc - 1}
Alle Pixel, deren Graustufenwerte in dem Intervall
Ai = [Ti-1, Ti], i {1, ..., nc}
liegen, werden dann der Klasse i zugewiesen (wobei To = min - 1 und Tnc = max).

Dritter Schritt:

Die Mittelwerte der Klassen werden unter Verwendung der folgenden Gleichung aktualisiert (wobei [x] den ganzzahligen Teil von x darstellt):
mi = [ jh(j)]/ h(j)], i{1, ..., nc}

Vierter und letzter (Iterations-) Schritt:

Wenn mindestens einer der mi Werte während des dritten Schritts modifiziert wurde, muss zum zweiten Schritt zurückgekehrt werden, so dass eine Schleife durchlaufen wird, bis der Algorithmus konvergiert; ist dies nicht der Fall, hat man die endgültigen Schwellwerte ermittelt. Dieser Verarbeitungsschritt ergibt einen ganzzahligen Schwellwert Ti-1, der im Bild das Blut von den Arterienwänden trennt.
Neben dem beschriebenen ISODATA-Algorithmus kann jeder andere Algorithmus verwendet werden, der eine Trennung zwischen den Graustufen von Gefäß und Wand ermöglicht.

WANDERKENNUNG UND DARSTELLUNG DES GEFÄSSES 1N SEKTOREN

Sobald man den gewünschten Schwellwert Ti-1 erhalten hat, wird das gleiche Folgen von Strahlen wie oben beschrieben durchgeführt, um auf jedem abgetasteten Strahl den Bereich zu erkennen, bei dem die Wand des Gefäßes beginnt, indem einfach die Graustufen der Pixel entlang eines Strahls mit dem Schwellwert verglichen werden. Die Koordinaten des letzten Pixels auf jedem Strahl, das die Anwesenheit der Wand markiert, werden in einem Speicher gespeichert (Speicher 4 in Fig. 1).
Auf diese Weise erfolgt eine Abtastung der Grenzen der Gefäßwand in dem Bild und durch Verbinden der einzelnen Endenpaare der Strahlen, die einander winkelig folgen, erhält man eine Darstellung des Gefäßes, die sich aus dreieckigen radialen Sektoren zusammensetzt, welche eine lokale Marke bilden (siehe Fig. 4).
nr sei die Anzahl der Strahlen. Dieser Verarbeitungsschritt ergibt zwei Gruppen von nr Ganzzahlen, deren Werte, indexiert mit s, den Koordinaten des letzten mit s indexierten Strahlenpunktes, also Pls, entsprechen.

BESCHREIBUNG DER DARSTELLUNG IN SEKTOREN

Ziel ist es, die folgenden beiden Parameter zu erhalten:
- die Bestimmung der Steigung a der Trägheitsachse der ersten lokalen Marke, für die N Pixel, mit den Koordinaten x(n) und y(n) der genannten ersten lokalen Marke, als
wobei (S) bedeutet:
und n {1, ..., N}
- den Korrelationskoeffizienten r, dessen Absolutwert näher an 1 liegt, da die Darstellung in Sektoren näher an einer Gruppe von Punkten in einer regelmäßigen Anordnung entlang einer bestimmten Achse (0 ≤ r ≤ 1) liegt:
Als Alternative kann die Steigung a diejenige der Regressionslinie sein, die durch die herkömmliche Methode der kleinsten Quadrate abgeleitet wurde, welche die Tangente des Doppler-Winkels DA (DA = Acrtg a) ergibt:
Die beiden mit den beiden Methoden (Trägheitsachse oder Regressionslinie) für a erhaltenen Werte liegen notwendigerweise sehr nahe nebeneinander.
Es kann eine weitere Alternative für den ergänzenden Schritt zur Validierung des automatisch durch das beschriebene Verfahren gemessenen Wertes des Doppler- Winkels DA in Erwägung gezogen werden. Diese ergänzende Validierung besteht zum Beispiel darin, dass der Wert des Doppler-Winkels DA nur dann validiert wird, wenn die Symmetrie der genannten lokalen Marke um ihre Regressionslinie (oder ihre Trägheitsachse) als ausreichend erachtet wird, wobei die genannte Symmetrie von der Berechnung des zentrierten Moments dritter Ordnung abgeleitet wird.
Vom praktischen Gesichtspunkt her gesehen erfordert die Bestimmung dieser beiden Werte (a und r) die Messung und Kumulierung - über die gesamte lokale Marke - von sechs verschiedenen Größen (sechs Termen), wodurch ein Beitrag der Koordinaten von jedem darin enthaltenen Pixel abgeleitet wird:
N (Gesamtzahl der Pixel), sx = x(n), sy = y(n),
Dies rechtfertigt die Zerlegung der lokalen Marke des Gefäßes in dreieckige Sektoren: die Werte der obigen Parameter, die alle in einem bestimmten Sektor enthaltenen Punkte charakterisieren, können in der Tat ausschließlich von den Koordinaten der beiden äußeren Spitzen dieses Sektors abgeleitet werden. Das bedeutet, dass die Charakterisierung eines Sektors durch die Anwendung von sechs analytischen Formeln auf vier ganzzahlige Werte realisiert wird, wie im Folgenden beschrieben.
[xm, y(xm)] und [xM, y(xM)] seien die Koordinaten der beiden äußeren Spitzen (Pli , Pli+1), wobei xM ≥ xm, und wobei der betrachtete Sektor symmetrisch in dem ersten trigonometrischen Quadranten oben rechts liegt (durch Multiplikation der negativen Koordinaten mit -1, bis x > 0 und y > 0). Man erhält sechs verschiedene Arten von unterschiedlichen möglichen Sektoren, die auf den ersten Quadranten in dieser Konfiguration begrenzt sind, in Abhängigkeit von den Werten und der Planung der Koordinaten der externen Spitzen wie in Fig. 7 dargestellt (siehe vor allem Linie 76 in Fig. 7).
In dieser Figur lassen sich sieben Klassen von Sektoren unterscheiden, die alle möglichen Sektorformen darstellen, wobei die genannten Klassen in Form von sieben Linien abgebildet sind, die von oben nach unten mit 71, 72, 73, 74, 75, 76, 77 bezeichnet sind, wobei die Linien 71, 72 und 73 jeweils zwei Sektorformen darstellen, die sich beide auf die gleiche betreffende Klasse beziehen. Diese Klassen sind folgendermaßen gekennzeichnet:
71: y(xm) = y(xM)
72: xm = xM
73: xm = 0
74: y(xM) = 0
75: y(xm) = 0
76: y(xm) > y(xM) x xm/xM
77: y(xm) < y(xM) x xm/xM.
Die Klassen der Linien 76 und 77, die durch Ungleichheiten im entgegengesetzten Sinn in Bezug auf den gleichen Ausdruck gekennzeichnet sind, können aus mathematischer Sicht als zu der gleichen Klasse gehörend betrachtet werden.
Die obigen analytischen Formeln, die für die Berechnungen verwendet werden, sind:
wobei:
f(x,y) = 1 zur Ableitung der Pixel und zum Erhalten von N
f(x,y) = x zum Erhalten von sx
f(x,y) = y zum Erhalten von sy
f(x,y) = xy zum Erhalten von sxy
f(x,y) = xx zum Erhalten von sx2
f(x,y) = yy zum Erhalten von sy2
Die Integrationsgrenzen hängen natürlich von der Form des Sektors ab, wie in Anhang 1 (in Bezug auf die Klassen von Fig. 7) angegeben, jedoch sind die letztendlich zur Durchführung der Summierung für jeden Sektortyp zu berechnenden Ausdrücke sehr einfach und erfordern keinen hohen Rechenaufwand, wie in Anhang 2 (in Bezug auf die Klassen von Fig. 7) angegeben.
Wenn jeder Sektor der Darstellung des Gefäßes behandelt wurde, kann die eigentliche Regression durchgeführt werden.

LINEARE REGRESSION UND BEURTEILUNG DER VALIDITÄT DES ERGEBNIS- SES

Der Doppler-Winkel DA und das Zuverlässigkeitskriterium r wurden direkt aus den sechs Werten gewonnen, die nach der Behandlung aller Sektoren aus dem vorhergehenden Schritt hervorgegangen sind:
und: DA = Arc tg(a)
Auf der anderen Seite ist:
Dieser Wert r ist ein Steuerparameter, der verwendet werden kann, um ein Zuverlässigkeitskriterium für die Messung zu erhalten: wenn sein Wert größer als zum Beispiel 0,5 ist, kann das Ergebnis als zuverlässig betrachtet werden; ist dies nicht der Fall, gab es ein Problem, das verhinderte, dass das System ein gültiges Ergebnis liefert (insbesondere eine lokale Marke mit einer kreisförmigen Form aufgrund einer mangelhaften Positionierung des Schnittebene), und der Bediener wird nach der Behebung der Ursache einen weiteren Versuch unternehmen müssen.
Das oben beschriebene grundlegende Verfahren kann verfeinert werden, indem es durch automatische Zentrierung auf aufeinanderfolgende Bereiche innerhalb des Gefäßes angewendet wird.
Wenn einmal eine erste Darstellung des Gefäßes in Sektoren realisiert wurde, lassen sich die Koordinaten seines Schwerpunktes G auf einfache Weise berechnen (zum Beispiel, indem man den Mittelwert der Abszisse und der Ordinate der Pixel der ersten lokalen Marke nimmt und mit diesem Punkt G als neuen Anfangspunkt den gesamten oben beschriebenen Prozess wiederholt, um eine optimierte zweite lokale Marke zu bestimmen und auch einen optimierten Doppler-Winkel. Diese Verbesserung der Methode liefert dem Bediener einen größeren Spielraum in Bezug auf die Wahl des Anfangspunktes, so dass er von der automatischen Zentrierung innerhalb des Gefäßes profitieren kann (zum Beispiel ist es auf diese Weise möglich, mit der Maus der Workstation eine Stelle nahe der Wand zu bezeichnen, ohne dafür bestraft zu werden), und die erhaltenen Ergebnisse werden zuverlässiger (Standardabweichung kleiner als 1º).
Es ist zu beachten, dass der gesamte Prozess nach einer ersten Iteration erneut wiederholt werden kann, zum Beispiel eine vorgegebene Anzahl von Malen, die bis zu 20 und mehr betragen kann, oder bis eine Konvergenz auf einen bestimmten Punkt erreicht ist. Der letztgenannte Punkt entspricht dem Schwerpunkt der gesamten Spur des Gefäßes im echographischen Bild und nicht nur dem der ersten lokalen Marke, die aus der Auswahl des ersten Anfangspunktes durch den Bediener abgeleitet wurde. Das Verfahren betrifft also nicht mehr eine lokale Messung, sondern bietet die beste Umgebung entlang der gesamten Spur des Gefäßes, um daraus den Wert des Doppler-Winkels zu extrahieren.
In Fig. 8 ist das echographische Bild in einem Rechteck 26 auf dem Bildschirm 25 dargestellt. Dieses Bild besteht im Wesentlichen aus einem Bild des Reflexionsvermögens in Graustufen (die schraffierten Zonen stellen die hellsten Stufen in der Figur dar, vor allem die Wände 27 einer Arterie). Dieses Bild wird durch ein Nebeneinanderlegen der Linien RF gebildet, deren Hüllkurven genommen und nebeneinander aufgezeichnet wurden, um den interessierenden Bereich abzudecken. Am unteren Rand der Figur ist eine Grauskala mit dem Bezugszeichen 28 dargestellt, die von der dunkelsten Stufe 29 bis zur hellsten Stufe 31 reicht.
Eine Karte von der Verteilung der Blutflussgeschwindigkeiten (in der in der Bildmitte zu sehenden Arterie) wird erstellt, indem ein Dynamik-Bild (im Laufe der Herzperiode) dem Bild des Reflexionsvermögens in falschen Farben überlagert wird, wobei die Farbskala der Skala der beobachteten Momentangeschwindigkeiten entsprechend einer bestimmten Übereinstimmungsregel entspricht (Farbintensität proportional zur Geschwindigkeit, Farbe als Funktion des Vorzeichens der Geschwindigkeit). Die in der Figur abgebildete Farbskala 32 hat in der Mitte die Null und im unteren Teil werden zum Beispiel die negativen Geschwindigkeiten blau - von dunkelblau zu hellgrau hin beginnend bei Nulldargestellt, während im oberen Teil die positiven Geschwindigkeiten rot dargestellt werden, wobei das Rot zu den höheren positiven Geschwindigkeiten hin ins Gelbe übergeht wird. Der farbige Bereich in Bild 26 befindet sich am Schnittpunkt eines Teilfensters 33, das mit gestrichelten Linien dargestellt ist, und dem Inneren eines Blutgefäßes, also Zone 34. Die gewählten Optionen zur Darstellung des echographischen Bildes sind in den Kästchen rechts in der Figur angegeben, nämlich:
GRE für: Graustufenbild
COL für: Dynamik-Bild in überlagerten Farben
CUR für: Darstellung des Segments (13 oder 13'), das die Richtung der Blutströmung anzeigt (bei Punkt Pi1 oder Pi2),
STE für: automatischer elektronischer Winkelmodus für die echographische Anregungsrichtung,
DAopt für: Möglichkeit zum Wählen eines Doppler-Winkels (DAopt = ca. 60 Grad im vorliegenden Fall, vorzugsweise zwischen 59 und 60 Grad).
Die erfindungsgemäß zur Anpassung des Doppler-Winkels an seinen Optimalwert erforderlichen Operationen werden wie folgt ausgeführt:
- Zuerst wählt der Bediener einen Anfangspunkt in der Zone 34, also Pi1.
- Die Steigung a des Segments 13 wird automatisch berechnet, wie oben beschrieben, und das Segment 13 wird dem Bild überlagert, wobei sich der Punkt Pi1 am Schnittpunkt des Segments 13 und der echographischen Anregungsrichtung 35 befindet.
- Der Wert des Doppler-Winkels DA1 wird eventuell auf dem Bildschirm 25 angezeigt (auf eine nicht abgebildete Weise).
- Der Prozessor 101 (Fig. 1) berechnet: DA1 - DAopt = Δθ und modifiziert elektronisch und automatisch die Anregungsrichtung um den Wert Δθ, im sie von der Position 35 zu der Position 35' zu verschieben, bei der der Doppler-Winkel DA2 sehr nahe an DAopt herankommt.
- Nachdem der Bediener überprüft hat, dass die Anregung 35' geeigneterweise innerhalb des interessierenden Bereichs des Gefäßes liegt, wählt der Bediener einen neuen Anfangspunkt Pi2 und startet die automatische Messung des Doppler-Wirkels DA2.
Alternativ kann das erfindungsgemäße Verfahren vollständig automatisch ausgeführt werden, indem für den Punkt Pi2 der Schnittpunkt der Linien 13 und 35' ausgewählt wird, dessen Koordinaten durch den speziellen Mikroprozessor 101 berechnet werden.
Eine weitere Alternative besteht darin, den Mittelpunkt der Rotation, mit der die Linie 35 in die Linie 35' transformiert wird, an den Punkt Pi1 zu legen, was den Vorteil bietet, dass man genau den gleichen Bereich des echographisch untersuchten Blutgefäßes beibehält.
Die durch die vorliegende Erfindung kumulierte Präzision in Bezug auf die Messung der Blutgeschwindigkeit in den Gefäßen ist für Anwendungen in der vaskulären Echographie wertvoll, deren Hauptaspekte Folgende sind: die automatische Korrektur der Geschwindigkeitsskala im sogenannten CVI-Modus (Color Velocity Imaging), so die Skala 32 in Fig. 8, oder die Geschwindigkeitsskala in einem Doppler-Spektrum, für die sie die Dynamik der entlang der Achse des Blutgefäßes beobachteten Geschwindigkeiten enthält.
Eine weitere interessante Anwendung der Erfindung ist die genaue Messung der Verteilung der Geschwindigkeiten in einem Blutgefäß entlang der genannten optimalen echographischen Anregungslinie, die auch als momentanes Geschwindigkeitsprofil bezeichnet wird, und die Bestimmung der momentanen Blutflussgeschwindigkeit, auch als Blutfluss bezeichnet, durch eine anschließende räumliche Integration über den momentanen Querschnitt des Gefäßes.
Als Ergebnis der Erfindung ermöglicht die multiplikative Korrektur mit sin DA eine genaue Messung der Verschiebungen der Blutgefäßwände, wobei die genannten Verschiebungen in einer Richtung erfolgen, die im Wesentlichen senkrecht zu der der Blutkörperchen liegt. ANHANG 1: Integrationsgrenzen für alle dreieckigen Sektorkonfigurationen ANHANG 2: Zu berechnende Ausdrücke (in dieser Tabelle bedeutet s+ = x: x zu s addieren)

Claims

1. Verfahren zum Anpassen des Doppler-Winkels zwischen der Richtung einer echographischen Anregungslinie und der Achse (13) eines Blutgefäßes in einem echographischen Ultraschallbild, das aus einer zweidimensionalen Pixelmatrix in Graustufen besteht, an einen Wert nahe einem vorgegebenen Optimalwert (DAopt), und zwar auf der Basis der vorhergehenden Bestimmung eines Ausgangspunktes (Pi) in der Nähe der Achse des betreffenden Gefäßes, wobei dieses Verfahren die folgenden Schritte umfasst:

1) eine erste Messung des Doppler-Winkels DA1 für eine Anregungsrichtung gemäß einer ersten Winkelposition,

2) Vergleich des genannten Doppler-Winkels DA1 mit einem vorgegebenen Optimalwert DAopt des Doppler-Winkels, wodurch man einen Winkeldifferenzwert Δθ = DAopt - DA1 erhält,

3) automatische elektronische Korrektur der Richtung der echographischen Anregung um den Wert Δθ, um sie von der ersten Position (35) in eine zweite Position (35') zu verändern, wodurch sich ein Doppler-Winkel DA2 ergibt, der in etwa DAopt entspricht.

2. Verfahren zur automatischen Anpassung des Doppler-Winkels nach Anspruch 1, wobei DAopt einen vorgegebenen Wert von etwa 60 Grad hat und vorzugsweise zwischen 59 und 61 Grad liegt.

3. Verfahren zur automatischen Anpassung des Doppler-Winkels nach Anspruch 1 oder 2, wobei Schritt 1) zur automatischen Messung des Doppler-Winkels DA die folgenden Teilschritte umfasst:

a) ein erstes isotropisches Folgen von Strahlen ausgehend vom genannten Anfangspunkt, wobei die genannten Strahlen das echographische Bild oder ein Teilbild durchqueren, so dass man ein Histogramm der Graustufen von ausgewählten Punkten erhält, die gleichmäßig auf den genannten Strahlen verteilt sind,

b) Anwenden eines Algorithmus auf das genannte Histogramm, um die Graustufen der genannten ausgewählten Punkte in mindestens zwei Klassen CL&sub1;, CL&sub2;, ausgedrückt in Graustufen, zu klassifizieren, wobei zwei aneinandergrenzende Klassen durch Schwellwerte T&sub1;, T&sub2; voneinander getrennt sind und wobei eine der Klassen CLi, die durch den unteren Schwellwert Ti-1 begrenzt wird, die Graustufe der Blutgefäßwände in dem genannten Bild darstellt,

c) ein zweites Folgen von Strahlen ausgehend von dem genannten Anfangspunkt, wobei die Graustufe jedes Punktes auf jedem Strahl mit dem Schwellwert Ti-1 verglichen wird und jeder Strahl bei dem ersten angetroffenen Endpunkt P1 endet, dessen Graustufe gleich oder größer Ti-1 ist, wodurch man eine Darstellung des genannten Blutgefäßes in Form einer ersten lokalen Marke erhält, die sich aus dreieckigen Sektoren zusammensetzt, die den genannten Anfangspunkt innerhalb der ersten lokalen Marke gemeinsam haben,

d) Bestimmung der Steigung a der Trägheitsachse der ersten lokalen Marke für die N Pixel mit den Koordinaten x(n) und y(n) der genannten lokalen Marke als:

wobei (S) bedeutet:

und Berechnung des Doppler-Winkels als:

DA = Arc tg (a).

4. Verfahren zur Anpassung des Doppler-Winkels nach einem der Ansprüche 1 bis 3, das einen zusätzlichen Validierungsschritt enthält, der darin besteht, den Wert des Doppler-Winkels DA nur dann zu validieren, wenn ein Korrelationskoeffizient r der Pixel der genannten ersten lokalen Marke einen Schwellwert Rm mit einem vorgegebenen Wert zwischen 0 und 1 überschreitet, wobei:

5. Verfahren zur Anpassung des Doppler-Winkels nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Terme zur Berechnung der Steigung a der Trägheitsachse und/oder des Korrelationskoeffizienten r für jeden dreieckigen Sektor, der durch zwei Strahlen gebildet wird, deren Enden die Koordinaten xm, y(xm) und xM, y(xM) haben, mit Hilfe der folgenden analytischen Formel berechnet werden:

wobei die Funktion f(x,y) die folgenden aufeinanderfolgenden Werte erhält: 1; x; xy; xx; yy, und die Koeffzienten a&sub0;, a&sub1;, a&sub2;, b&sub2;, a&sub3;, b&sub3; Wertgruppen erhalten, die nur von den Koordinaten der genannten Endpunkte der beiden Strahlen abhängen, wobei sechs Gruppen von möglichen Werten sechs unterschiedlichen Klassen von dreieckigen Sektoren zugeordnet werden.

6. Verfahren zur Anpassung des Doppler-Winkels nach einem der Ansprüche 3 bis S. dadurch gekennzeichnet, dass es für Schritt 1) einen zusätzlichen Positionierschritt umfasst, der darin besteht, durch Berechnung den Schwerpunkt G der genannten ersten lokalen Marke zu bestimmen, wobei der genannte Schwerpunkt G dann als neuer Anfangspunkt gewählt wird, der für die optimierte Bestimmung des Doppler-Winkels während des genannten Schritts 1) des Verfahrens zur Anpassung des Doppler-Winkels DA optimiert ist.

7. Anwendung des Verfahrens zur Anpassung des Doppler-Winkels nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei der die Entwicklung der Geschwindigkeitsverteilung im Laufe der Zeit in dem relevanten Segment des Gefäßes auf einem zu diesem Zweck vorgesehenen Bildschirm wiedergegeben wird und die Dynamik der Geschwindigkeiten als Funktion der Zeit darstellt, was als Doppler-Spektrum bezeichnet wird, wobei ein zusätzlicher Schritt ausgeführt wird, der in der automatischen Korrektur des Maßstabs der in dem genannten Doppler-Spektrum dargestellten Geschwindigkeiten besteht, um sicherzustellen, dass es die Dynamik der entlang der Achse (13) des genannten Blutgefäßes beobachteten Geschwindigkeiten enthält.

8. Anwendung des Verfahrens zur Anpassung des Doppler-Winkels nach einem der Ansprüche 1 bis 6 zur genauen Messung der Geschwindigkeitsverteilung in dem genannten Blutgefäß entlang der genannten echographischen Anregungslinie, auch als momentanes Geschwindigkeitsprofil bezeichnet, und zur Bestimmung der momentanen Blutflussgeschwindigkeit, auch als Blutfluss bezeichnet, indem eine anschließende räumliche Integration über den momentanen Querschnitt des Gefäßes durchgeführt wird.

9. Anwendung des Verfahrens zur Anpassung des optimalen Doppler-Winkels nach einem der Ansprüche 1 bis 6 zur genauen Messung der Bewegung der Wände (27) des genannten Blutgefäßes.