CZ133196A3

CZ133196A3 - Ultrasonic spectral contrast representation

Info

Publication number: CZ133196A3
Application number: CZ961331A
Authority: CZ
Inventors: Marcel Arditi
Original assignee: Bracco Research Sa
Priority date: 1994-09-22
Filing date: 1995-09-21
Publication date: 1996-08-14
Also published as: AU3397995A; ATE266966T1; JPH09505761A; FI107875B; JP3604696B2; FI962143A0; EP0730433B1; CZ290552B6; CA2173841C; CN1120695C; IL115363A; CA2173841A1; WO1996009002A1; NO962068D0; DE69533059D1; EP0730433A1; AU688116B2; NZ292253A; KR100380227B1; ZA957999B

Description

Tento vynález se týká způsobu ultrazvukového zobrazováni orgánů a tkáné detekcí ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontrastní činidlo, kde způsob zahrnuje promítáni ultrazvukového paprsku do zóný tkáně určené k zobrazení, získání ozvěnového signálu odraženého od tkáně jako radiofrekvenčního signálu odezvy, zpracování radiofrekvenční odezvy na výstupní obrazový signál, zaznamenaní výstupu v konvertoru snímajícím obraz a prohlíženi tkáně k vytvoření zobrazeného obrazu oblasti určené k vyšetření. Vynález také zahrnuje systém ultrazvukového zobrazováni orgánů nebo tkáně obsahující kontrastní činidlo, kde systém obsahuje ultrazvukovou sondu pro přenos a zachycování ultrazvukových signálů, zařízeni pro zpracování signálů, zařízení pro zaznamenávání zpracovávaných signálů a zobrazovací prvek. Použiti systému pro zobrazování orgánů a tkáně je také uvedeno.

Dosavadní stav techniky

Široké přijímáni ultrazvuku jako nenákladné neagresivní diagnostické techniky, spojené s rychlým vývojem elektroniky a příbuzných technologií, přináší řadu zlepšení k ultrazvukovému vybaveni a soustavě obvodů pro zpracování ultrazvukového signálu. Ultrazvukové snímače určené pro lékařské a jiné použiti se staly levnějšími, snáze použitelnými, kompaktnějšími, komplikovanějšími a účinnějšími přístroji. Avšak změny akustické impedance vyskytující se v žijící tkáni jsou malé a absorpce ultrazvukové energie

-roždí lými—typy—tkané— (krevní-cévy-_r -orgány-a,-podobnéX jsou____ takové, že diagnostické aplikace vždy nevedou k technickému rozvoji. Tato situace se značné méni s vývojem a zavedením zvláštních ultrazvukových kontrastních činidel. Zavedení kontrastních činidel připravených ze suspenzi nebo plynných mikrobublin nebo mikrobalonkú do orgánů určených pro vyšetřeni dokládá, že se lepší zobrazeni orgánů a obklopující tkáně může dosáhnout se standardním ultrazvukovým vybavením. Tak orgářiý, jako jsou játra, slezina, ledviny, srdce a jiné měkké tkáně, se stávají jasněji viditelné, co otvírá nové prostory pro diagnostiku jak pro B-způsob ultrazvuku, tak pro Dopplerův ultrazvuk a rozšiřuje použití ultrazvuku jako diagnostického nástroje.

Bohužel ultrazvuková kontrastní činidla a ultrazvukové technické vybavení, to znamená snímače, elektronické soustavy obvodů, měniče a jiné hardwareové vybavení se tak dalece zřídka kdy studují a vyvíjejí dohromady. Takřka nezávislý vývoj těchto jinak příbuzných segmentů v této oblasti má za výsledek vzrůstající zlepšení příslušných produktů a systémů, avšak to neposkytuje žádnou příležitost způsobit synergii nabízenou studiemi, při kterých jsou kombinovány elektronické a ultrazvukové charakteristiky aparátů a fyzikální vlastnosti kontrastního činidla. Několik izolovaných příkladů takových studií uvádí zlepšení pro zvláštní kombinace kontrastních činidel a vybavení, avšak uvedená řešení jsou příliš omezena. Univerzálnější metody pro dosažení většího rozlišeni tkáně, lepšího obrazu a větší všestrannosti ultrazvuku jako diagnostického technického prostředku by byly přivítány a pokud by se jejich provedeni dosahovalo relativné jednoduše, byly by široce přijímány.

Tak velký počet dokumentů popisuje různý vývoj ______v—oblastmi—lékařských^tLltrazvukových^přístrojů aZobrazováním, například US-A-4 803 993, US-A-4 803 994, US-A-4 831 549, US-A-5 095 909, US-A-5 097 836 atd. Avšak ačkoli se tyto dokumenty zabývají systémy a metodámi ve skutečném čase, neberou v úvahu fyzikální vlastnosti kontrastního činidla. Ve skutečnosti se se vůbec netýkají kontrastního činidla.

Pokus zaměřený na zlepšení ultrazvukového zobrazování je popsán v WO-A-93/12720 (Monaghan), který uvádí způsob zobrazováni oblasti těla, založený na odčítacím ultrazvukovém zobrazování dosaženém před injekci kontrastního činidla od obrazů stejné oblasti dosaženém po podání kontrastního činidla. Na základě odezvy založené na odčítacím principu, způsob dovoluje skládání obrazů získaných ze stejné oblasti před a po podání kontrastního -činidla., ....co .poskytuje obraz . oblasti perfundované kontrastním činidlem, zbavený pozadí obrazu, poruchy nebo parazitů. Z:teoretického-hlediska je popsaný způsob schopen poskytnout obrazy v dobré jakosti :: zvýšeným kontrastem. Avšak v praxi se vyžaduje udržení stejné referenční polohy zobrazené oblasti-po delší časové období , to znamená dostatečně .dlouhé období ,aby se. dovolilo., zavést injekci , perfundovat kontrastní' činidlora;udržet mimořádné.:-: množství hodnot. Proto praktické provedení způsobu je velmi obtížné, pokud není vůbec nemožné. Obtížnost je částečně důsledkem nevyhnutelých vnitřních pohybů těla souvisejících s dýcháním, trávením a tlukotem srdce a částečné v důsledku pohybů zobrazovací sondy ultrazvukovým operátorem. Zobrazovací sondy ve skutečném čase jsou obecné určeny pro nej lepší vnímáni, zpětnou vazbu a diagnózu.

Zajímavý návrh pro zlepšené zobrazováni tkáně obsahující mikrobublinovou suspenzi jako kontrastní činidlo zpracoval P. Burns, Radiology 185 P, 142 /1992/ a B. Schrope akol.,Ultrasound - in-Meď*·—& --Biol- .19,5 6 7 /1993 / .Zde je-----navrženo, aby druhé harmonické frekvence generované nelineární oscilací mikrobublin se použily jako parametry Dopplerova zobrazováni. Navržená metoda je založena na skutečnosti, že normální tkáň nezobrazuje nelineární odezvy stejnou cestou jako mikrobubliny, a proto druhá harmonická metoda dovoluje zvýšení kontrastu mezi tkání s obsahem kontrastního činidla a bez kontrastního činidla. Třebaže tato přitažlivá metoda má své nedostatky, při své aplikaci ukládá několik přísných požadavků. Především excitace základní frekvence bublina - odezva se musí dosahovat čistě úzkými pulsy paprsku, to znamená relativně dlouhými tónovými impulsy několika radiofrekvenčních cyklů. I když toto vybavení je kompatibilní se soustavami obvodů a stavy vyžadovanými při Dopplerovým zpracováni, stává se neaplikovatelné v případě B-způsobu zobrazování, kde ultrazvukové pulsy mají velmi krátké trvání,_sobvykle v rozsahu poloviny nebo jednoho cyklu excitace. -₂

V tomto případě se konvertuje nedostatečné množství energie ze základní frekvence na svou druhou harmonickou frekvenci a tak způsob B-způsob zobrazování se může těžko použít pro tuto metodu zvyšující ozvěnový signál. Za druhé druhá genero-·; váná harmonická frekvence je zeslabena, protože se jako ultrazvukový ozvěnový signál šíří ve tkáni na své cestě zpét do měniče v rozsahu stanoveném její frekvencí, to znamená v rozsahu významně vyšším než odpovídá zeslabenému rozsahu základní frekvence. Toto je nevýhodou metody harmonického zobrazováni, které je tak omezeno na šíření do hloubek kompatibilních se zeslabením ultrazvuku při vysoké sekundární harmonické frekvenci. Kromě toho za účelem generování složek ozvěnových signálů při dvojí základní frekvenci, harmonické zobrazování vyžaduje nelineární oscilaci kontrastního činidla. Tak chováni využívá ultrazvukovou excitační hladinu, která překračuje určité akustické pásmo necitliv-osti“vchode“^-zobrazení^- fto“znaraená—při-určité hloubce tkané). Během nelineární oscilace dochází ke konverzi frekvence, způsobené zvláštní částí akustické energie, která se musí konvertovat ze základní excitační frekvence až na druhou harmonickou frekvenci. Naproti tomu úroveň nemá překročit hladinu praskání mikrobublin, při které se ničí mikrobubliny, a proto harmonické zobrazování bude zeslabeno v důsledku destrukce kontrastního činidla v zobrazovaném objemu. Výše uvedené vyžaduje, aby zobrazovací zařízení bylo zapojeno takovým způsobem, že zajišťuje přenosovou akustickou hladinu, která spadá do určitého energetického svazku, který je dost vysoký, aby vytvářel druhou harmonickou složku, ale dost nízká, aby se vyhnulo destrukci mikrobublin během několika cyklů.

Tak v protikladu k těmto předchozím a následujícím metodám, způsob, který by zpracoval elektronické signály pocházející z ozvěnových signálů ve skutečném čase, dosahované současně a během aplikaci normálního skutečného času (on the fly) by představoval velký krok vzhledem k lepšímu zobrazování a širšímu použití ultrazvukového diagnostického vybavení. Takový způsob by byl založen na zvýšeni ozvěnových signálů získávaných ze zobrazovaných oblastí funkcemi zpracovávajícími signál, které jsou určeny ke zvýšení kontrastu mezi oblastmi obsahujícími kontrastní činidlo a oblastmi bez kontrastního činidla, na základě paramatrů frekvence - odezva, které by byly určeny k jednoduchému použití a s vybavením nové konstrukce.

Podstata vynálezu

Uvedeno v krátkosti, tento vynález se týká způsobu ultrazvukového zobrazování orgánů a tkáně ve skutečném čase, detekci~uTtrázvukového zpétného-rozptyluz oblasti obsahující kontrastní činidlo, promítáním ultrazvukového paprsku do zóny tkáně určené k zobrazeni a získáním ozvěnového signálu jako radiofrekvenčního signálu odezvy nebo signálů odezvy odražené tkání, demodulací radiofrekvenčni odezvy na signál výstupu obrazu, zaznamenáním výstupu v konvertoru snímajícím obraz a prohlížení tkáně a opakováním výše uvedených kroků, k vytvořeni zobrazovaného obrazu oblasti určené k vyšetření. Podstata způsobu spočívá v demodulačním stupni, zahríSujicím výběr alespoň dvou frekvencí v rozmezí mezi přibližně nižší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla a zhruba vyšší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy, ve vedení signálu do alespoň dvou nezávislých kanálů s pásmem propustnosti nastaveném při zvolených frekvencích a v demodulaci signálů každého z nezávislých kanálů. Po demodulaci se signály zpracuji do jediného výstupního signálu, kde se ozvěnový signál odražený přítomným kontrastním činidlem ve tkáni významně zesílí, v porovnaní s ozvěnovým signálem odraženým samotnou tkáni.

Při jiném provedeni, nezávisle na charakteristických znacích odezvy tkáně a kontrastního činidla, to znamená při hodnotě resonanční frekvence kontrastního činidla vzhledem k resonanční frekvenci tkáně, předem zvolené frekvence pro nasazení nezávislých filtrů pásma propustnosti kanálů se mohou volit mezi frekvencemi zjištěnými v rozmezí mezi zhruba nižší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy a zhruba vyšší hranici šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla.

Vynález se také týká systému pro ultrazvukové zobrazování orgánů a tkáně detekci ultrazvukového zpětného rozptylu v oblasti styku kontrastního činidla, kde systém zahrnuje ultrazvukovou sondu pro přenos a zachycování ultrazvukovýchsigná1ΰ,—záři zerrx^-prd ž pracováni“!ignálů,-----zařízení pro zaznamenávání zpracovávaných signálů a zobrazovací prvek, ve kterém zařízeni zpracovávající signál zahrnuje zařízeni pro děleni signálu do přinejmenším dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, které se mohou nastavit nezávisle při alespoň dvou frekvencích v rozmezí mezi nižší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranici šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy nebo mezi nižší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy a vyšší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla, alespoň dva radiofrekvenční demodulátory, jeden pro každý z nezávislých kanálů, a zařízení pro zpracování demodulovaných signálů z nezávislých kanálů, jako jediný výstup, kde ozvěnové signály odrážené kontrastním činidlem přítomným ve tkáni jsou významně, zvýšeny v porovnání k ozvěnovým signálům odráženým samotnou tkání. Dělení do nezávislých kanálů se může provádět za použití obvyklých variabilních filtrů pásma propustnosti nebo spektrálních analyzérů pro rozdílné zpracovatelské algoritmy, například pro rychlou Fourierovou, časově krátkou Fourierovou nebo vlnovkovou transformaci nebo transformaci s kolísáním kmitočtu na začátku, značky Z . (dále označováno jako Chirp-Z transformace).

Také je popsáno zařízení pro zpracování ultrazvukových ozvěnových signálů, odražených od tkáně obsahující kontrastní činidlo jako radiofrekvenčních signálů, zahrnující alespoň dva nezávislé kanály se šířkou pásma, která může být nezávisle nastavena na předem vybrané (předem stanovené) frekvence, a alespoň dva radiofrekvenční demodulátory, jeden pro každý kanál. Tři nebo čtyři nezávislé kanály by poskytly ještě lepší zobrazeni, avšak přidáni kanálů zvyšuje složitost systému a tak volba počtu kanálu bude kompromisem mezi jakostí obrazu a složitosti systému.

v

-Použití systému pro ultrazvukové zobrazení tkáné nebo orgánů člověka a zvířecích pacientů je také navrženo.

Přehled obrázků na výkresech

Obr. 1 je diagram frekvenční odezvy puls - ozvěnový signál u různých odrazů.

Obr. 2 je blokové schéma, který, ilustruje dvojité frekvenční B-způsobové kontrastní zobrazování v echografu s lineárním seskupením podle tohoto vynálezu.

Obr. 3 je ilustrací multifrekvenčního kontrastního obrazu při zpracování podle tohoto vynálezu.

Podrobný popis vynálezu «

Hlavní znaky vynálezu obsažené v připojených patentových nárocích jsou založeny na neočekávaném zjištění, ·,,, že zlepšené obrazy orgánů a tkáně se dosáhnou detekcí ultra- gt zvukového zpětného rozptylu oblasti obsahující kontrastní činidlo způsobem ve skutečném čase, při kterém se ultrazvukové paprsky promítají do zóny tkáné určené k zobrazení a ozvěnové signály odražené od tkáné, zachycené a konvertované na radiofrekvenční signály odezvy, se zpracovávají alespoň dvéma nezávislými kanály s pásmy propustnosti nastavenými při zvolených frekvencích. Každé z pásem propustnosti se nastavuje na rozdílnou předem zvolenou frekvenci, která se vybere v závislosti na povaze kontrastního činidla a zobrazované tkáné, v rozmezí mezi přibližně nižší hranici pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla a zhruba vyšší hranici pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy pro případ, kdy resonančni frekvence kontrastního činidla jé^ ňižší ňež maximální odezva tkané. Pokud však resonančni frekvence kontrastního činidla je vyšší než maximální odezva tkáně, předem zvolené frekvence se vybírají mezi frekvencemi nalézajícími se mezi přibližné nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy a zhruba vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla. Pásmo propustnosti 6 dB je definováno jako rozmezí frekvencí, jehož odezva %

zůstává vyšší než 50 % maximální amplitudy. Signály oddélene jako nezávislé kanály se potom demodulují a zpracovávají na jediný výstupní signál, ve kterém ozvěnové signály odražené kontrastním činidlem přítomným ve tkáni jsou významné zvýšeny v porovnání s ozvěnovými signály odraženými samotnou tkání, to znamená tkání bez kontrastního činidla. Výstupní signál se potom zaznamená..do .konvertoru snímajícího. obraz, a tkáň se f

prohlíží, k vytvoření zobrazeného obrazu ve skutečném čase, oblasti určené pro vyšetření. Snímání k vytvoření zobrazeného obrazu se zde provádí na běžném zařízení, to znamená, že ultrazvuková energie zaměří postupné podél již dříve definovaných čár snímání a frekvence závislých charakteristik odražených ozvěnových signálů se dostávají a zpracovávají ve větším počtu časů pro každou čáru snímání. Způsob se potom opakuje ve větším počtu časů pro větší počet čar vytvářejících každý zobrazený obraz.

Je zřejmé, že nalezený způsob ve skutečném čase je účinný nebo aplikovatelný pouze v orgánech a tkáni, které obsahují kontrastní činidlo, protože v souvislosti s tímto vynálezem, zobrazení orgánů a tkáně v nepřítomnosti kontrastního činidla neposkytuje žádné výhodný převyšující obvyklé ultrazvukové zobrazení.

Je zjištěno, že při větším počtu nezávislých kanálů

Ίπύζβ~ΈγΈ~lepši výsledný obraz . ~TalF systémy pracující--------------s alespoň třemi předem vybranými frekvencemi ukazuje lepší rozlišení než systémy provozované pouze se dvěma frekvencemi. Avšak jsou zde praktická omezení pro zvýšení počtu použitých nezávislých kanálů. Tak naproti tomu při zvýšení počtu čtyři kanály, třebaže výsledkem je další možné zlepšení obrazu, zvyšuje se složitost metody a systému, co vede k vzrůstu nákladů a komplikovanosti zpracování signálu.

Výraz samotná tkáň” neboli tkáň bez kontrastního činidla znamená část tkáně, která je nepřístupná pro kontrastní činidlo, to znamená tkáň, která není perfundovaná kontrastním činidlem podávaným pacientovi. V tomto případe tkání a pozadím budou promítané ultrazvukové vlny procházet do oblasti určené k zobrazení přes segmenty nebo úseky perfundované kontrastním činidlem a přes jiné segmenty nebo úseky bez kontrastního činidla. To nemá vyvolat záměnu se známým zobrazením stejného orgánu nebo tkáně před a po podání kontrastního činidla. Zde během zobrazení je kontrastní činidlo vždy přítomno, ale perfundované a neperfundované zóny, jsou odlišeny. «

Odezvou tkáně se míní přenos energie jako funkce frekvence, zahrnující elektrickou excitaci, elektroakustickou změnu, ultrazvukové šíření a odraz ve tkáni, akustickoelektrickou změnu, radiofrekvenční zesíleni a obecné zpracováni.

Fundamentální myšlenka, která je základem nového zobrazeni podle tohoto vynálezu, je založena na využití chování ultrazvukového kontrastního činidla závislého na frekvenci. V podstatě základní myšlenka zobrazení spočívá na využití určitých fyzikálních charakteristik neboli podpisů ^dežev~íeóntrastrriho-xčinidla /--které. dovolúj-íř-zvýši t kontrast s ohledem na pozadí tkáné. U fyzikálních charakteristik studovaného činidla se zjišťuje, že tato činidla jsou závislá na svém složeni v rozsahu, při kterém se u kontrastního činidla zjišťuji znaky v nejužší analogii k experimentálním pozorováním. Popsané zvýšení kontrastu je mnohem vétší, než se stanoví z přímého monitorování amplitudy ozvěnových signálů a jeho potenciál je značný.

Další výhoda tohoto vynálezu vychází ze skutečnosti, že o sobě využívané parametry nevyžadují jakoukoli nelinearitu, to znamená, že se nevyžaduje, aby se kontrastní činidlo zachovalo při nelineárním způsobu, protože vyžadované signální zpracovatelské algoritmy nejsou závislé na excitaci kontrastního činidla.v předem, stanovených.úrovních. Místo toho se může provozovat za stavů lineární.nebo nelineární odezvy.

Je důležité, aby se frekvence zvolila tak, že rozdíl amplitudy ozvěnových signálů odražených od kontrastního činidla přítomného ve tkáni a ozvěnových signálů odražených od samotné tkáně, to znamená bez kontrastního činidla, nebo jejich poměr byl maximální, co se dosahuje, pokud frekvence jsou vybrány způsobem vysvětleným výše. Obvykle jedna z vybraných frekvencí může být resonanční frekvencí kontrastního činidla, zatímco jiná nebo jiné frekvence bude nebo budou vyšší nebo nižší. Druhá zvolená frekvence bude vyšší v případě, že resonanční frekvence kontrastního činidla je nižší než maximum odezvy tkáné a bude přesné opačná v případě, při kterém maximální odezva tkáné je nižší než resonanční frekvence kontrastního činidla. Příklady kontrastních činidel s různými echografickými resonančnimi frekvencemi ukazují, že ve většině případů resonanční frekvence kontrastního činidla je nižáí než maximum’ odežvy tkáné, avsálčTpřípadypři-kterých tomu je jinak, jsou také možné. V libovolném případě, kdy se jedná o první nebo druhou možnost, elektronické signály korespondující s dosaženými ozvěnovými signály se vedou nezávislými kanály, a potom se demodulují. Demodulované, nezávislé signály z kanálů se potom zpracovávají na jediný výstupní signál obvyklým způsobem, například jejich dělením, odčítáním, sčítáním nebo násobením. Obvyklé zpracování se provádí tak, že zpracované algoritmy poskytují maximální rozdíl amplitudy signálu vyplývající z ozvěnových signálů odražených od kontrastního činidla přítomného ve tkáni a ozvěnových signálů odražených od tkáné bez kontrastního činidla. Za účelem ilustrace se uvádí, že výstupní signál ^souť ^v odezvu na vstupní spektrální složky sCf-jJ, S(f₂),

S(f₃) atd. se může zpracovávat jako signál proporcionální χ; k jednomu z dále uvedených algoritmů x?

So„. = S(fi)-S(f₂),

Sou, - ts(fi) - Stfdl/Sft),

Sou, = (S(fi)-S(f₂)l/S(f₂),

So„_e-2[S{řU-S(f2}]/[S{fD + S(a)K

Sou, = {[S(fi) - S(ř2)J/2 - S(f₃)|/([S(f 1) + S(f₂)]/2}, ,_e

Sou! = (tS(f_l)-S(f₂)J/2-S(f₃)|/S(f₃),

Sou> = S(fi)/S(f₂),

Sout ⁼ lnS(f!)-lnS(f2), nebo libovolným kombinacím výše uvedených případů. Ve všech případech se může přistoupit k možnosti výběru z dále uvedených vztahů:

a) Pokud S_out < 0, potom S_QUt se nastaví k nule.

b) Pokud S_Qut < 0, potom S_Qut se nahradí za |S_out|.

c) Výstupní signál S_QUt se může nahradit svým přirozeným

d)

e)

f)

g)

Toga r i trnem nebo riBdVblnoTi-j-inott-flei-ifleámi-f unkcí~ Je možná libovolná permutace složek S(f, S(f₂) a

S(f₃).

Libovolná složka S(f) se může nahradit svou druhou mocninou S²(f).

Libovolná složka S(f) se muže nahradit svou hodnotou střední kvadratické odchylky v pásmu propustnosti

Df kolem f: [1/f] f S²(f) df.

Libovolné jiné zpracování možných výběrů směřující k příznivé odezvě na frekvenci f v porovnání s odezvou při jiných frekvecích.

Mělo by se také poznamenat, že volba hodnot vybraných nebo předem stanovených frekvencí, použitých pro nasazení nezávislých kanálů, kterými mohou být běžné variabilní filtry pásem propustnosti nebo jejich ekvivalenty, jako jsou spektrální analyzéry aplikující rychlou Fourierovou transformaci, může být pokládána za funkci času při odchodu odražených ozvěnových signálů. To znamená, že protože ultrazvuková odezva ze zvláštního zobrazovaného orgánu nebo tkáně závisí na hloubce, v jaké je dostupný v těle, jakost obrazu bude záviset na volbě použitých frekvencí. Tak pro tkáně nebo orgány uložené v hloubce se lepší obraz dostane s nižšími frekvencemi, zatímo orgány nebo tkáně blíže přiléhající k měniči jsou lépe zobrazeny s referenčními frekvencemi posunutými směrem k vyšším frekvencím.

Z jiného hlediska vynález zahrnuje systém pro ultrazvukové zobrazováni orgánů a tkáně detekcí ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontrastní činidlo, kde systém zahrnuje ultrazvukový měnič a elektronickou soustavu obvodů pro převod a získáváni ultrazvukových signálů, zařízeni pro zpracováni signálů, zařízení pro ffltf í* »<·*»» W g · ·' · · · •9 « H « · · » * · · · * , * · * · · c a ♦ · í> a 4 · .'i* a * >*

- 14 <«(» * * • · 4 · · 9

9· • 99 *· Φ · Λ · 9 zaznamenáni zpracovaných signálů a zobrazovací prvek, ve kterém zařízení zpracovávající signál zahrnuje zařízení pro dělení signálu do alespoň dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, kterými se může nezávisle nastavit na alespoň dvou frekvencích v rozmezí mezi nižší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy, nebo mezi nižší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy a vyšší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla, alespoň dvou radiofrekvenčních demodulátorů, jednoho pro každý z nezávislých kanálů, a zařízení pro zpracování demodulovaných signálů z nezávislých kanálů do jediného výstupu, kde ozvěnové signály odrážené kontrastním činidlem přítomným ve tkáni jsou významně zesíleny, v porovnání s ozvěnový signály odraženými samotnou tkáni. Prvky pro dělení signálu do nezávislých kanálů mohou být obvyklé variabilní filtry pásma propustnosti. Jak již bylo uvedeno, systémy se třemi nezávislými kanály budou dovolovat lepší jakost obrazu než se dvěma kanály a systémy se čtyřmi nezávislými kanály budou lepší než se třemi kanály, avšak přesný počet použitých nezávislých kanalů bude stanoven s přihlédnutím k žádoucímu poměru složitosti a prospěchu. '^I&:

Podle alternativního provedení tohoto vynálezu na místo filtrů pásem propustnosti může systém obsahovat spektrální analyzéry, které se potom provozují ve skutečnosti stejným způsobem, to znamená za použití předem stanovených frekvencí, jak je popsáno výše, bez ohledu na to, zda hodnoty jsou zvoleny jako funkce času příchodu odražených ozvěnových signálů či nikoli. Spektrální analyzéry mohou zpracovávat signál za použití rychlé Fourierovy, Chirp-Z, časové krátké Fourierovy nebo vlnovkové transformace. Výběr jedné z těchto technik zpracování nebo jiných takových zpracování štěpeného spektra je řízen požadavky uložení zobrazovaného okolí (poměr “Tsignáiu k šumu, akustickáneuspořádanost,-požadované osové---------rozlišení a podobné). Například aplikace vlnovkové transformace nebo zpracování štěpením spektra k ultrazvukovému zjišťování trhlin v tuhých materiálech se dokládá jejich značnou výhodností v obtížných případech, kde zajímavé ozvěnové signály máji podobné nebo nižší amplitudy než neuspořádané pozadí (například J. Xin a kol., N. M. 1992 IEEE Ultrasonic Symposium).

Spektrální analyzér může dále zahrnovat O-křížový detektor nebo autokorelační estimátor. Předem stanovené frekvence jsou rozdílné frekvence, které josu zvoleny z frekvencí nacházejícich se mezi přibližně (obepínající) nižší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla a přibližné (obepínající) vyšší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy nebo jsou vybrány mezi frekvencemi nacházejícími se přibližně (obepínajícími) nižší hranici šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy a zhruba vyšší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla. Jak již bylo uvedeno, přesné rozmezí bude záviset na dvou rozdílných možných situacích, které jsou zde vysvětleny.

Podle potřeby systém může dále zahrnovat nelinerni zesilovač připojený k demodulátoru, který je umístěn mezi demodulátory a alespoň jeden analogový odčítací/dělici zesilovač. Avšak bude vždy zahrnovat prvky pro zpracování demodulovaných signálů z každého z nezávislých kanálů jako jediného výstupního signálu takovým způsobem, že ozvěnové signály odražené kontrastním činidlem přítomným ve tkáni jsou významně zvýšeny v porovnání s_tozvénový signály odraženými tkáni bez kontrastního činidla. Zpracovatelské prvky zahrnují alespoň jeden analogový odčitaci/délicí zesilovač pro zpracováni výstupního signálu za použiti jednoho nebo většího počtů~al^:goritmů -uvedených formou příkladů výše/ Jak již -bylo; uvedeno, systém není omezen na použiti některého z těchto algoritmů, které jsou zmíněny pouze jako příklady.

Systém podle tohoto vynálezu může zahrnovat analogový nebo digitální konvertor pro snímání obrazu, přičemž výhodně se libovolné zpracovávaní signálů uskutečňuje digitálními elektronickými soustavami obvodů, které jsou provozovány na záklaař parametrů získávaných konverzí analogového na digitální signál z ultrazvukových ozvěnových signálů. Multifrekvenčí zpracování se může použít ke kódování amplitudy výstupního signálu rozdílnými barvami při zobrazeni, které se potom skládají na jinak obvyklém zobrazovacím obrazu s černo bílým zobrazením, získaným obvyklým zpracováním aplikovaným při B-způsobu zobrazování.

Prospěchu z nalezeného způsobu a systému může rovněž být využito v systémech, ve kterých signální kanály jsou částí přijímacího pulsního Dopplerova ultrazvukového systému, který může dále zahrnovat spektrální obrazový výstup představující spektrum rychlosti distribuce a/nebo zvukový signální výstup, kterým je výhodné reproduktor, ale může také jit o libovolné obvyklé zvukové reprodukční zařízení. Různé vhodné možnosti výběru mohou být zahrnuty do pulsního Dopplerova ultrazvukového systému, jako dvourozměrová mapa distribuce rychlosti, která může být dále barevné kódovaná, nebo může být vložena dvourozměrová mapa ozvěnový signál - amplituda nebo energie odvozená od Dopplerových složek ozvěnového signálu z pohybujících se terčů, popřípadě s předem stanovenými pásmy necitlivosti pro rychlosti nedosahující nebo překračující dané hodnoty.

Konečně systémy, kde se použijí Fourierovy, Chirp-Z hěbóvlnovkové třánsf6 rmáčn í a na 1 y z éry vracej ících se----------ozvěnových signálů, se mohou provozovat aplikací spektrální analýzy v časovém oknu skluzu vracejících se ozvěnových signálů.

Ještě jiný znak tohoto vynálezu zahrnuje ultrazvukové zařízení zahrnující ultrazvukovou sondu pro přenos a zachycováni ultrazvukových signálů, prvky pro zpracování signálů, filtrování, prvky pro zaznamenání zpracovaných signálů a obrazový prvek, ve kterém prvky zpracující signál zahrnují jedno nebo několik zařízení pro zpracování ultrazvukových ozvěnových signálů popsaných výše.

Ultrazvukové zařízení podle tohoto vynálezu je vhodné pro zobrazování tkáně nebo orgánů člověka a zvířecích pacientů a je zvláště vhodné pro zobrazování kardiovaskulárního systému.

Za účelem další ilustrace nalezené zobrazovací metody je vhodné vyzkoušet odezvu akustické energie očekávané z různých rozptylů po šíření v lidském těle. Obr. 1 ilustruje_;obvyklé frekvenční odezvy systému puls - ozvěnový signál: odezvu přenos - příjem ze tkáně včetně elektroakustického měniče odezvy, stejně jako diferenciálního zeslabeni ve tkáních jako funkci frekvence a odezvy přenos - příjem z kontrastního činidla obsahujícího mikrobubliny o jediné velikosti. V přítomném případě f_r je resonanční frekvence mikrobublin zjištěná v kontrastním činidle, a f-j_, stejné jako f₂ jsou frekvenční složky účelně zvolené při hodnotách odlišných od hodnoty f_r. Pokud excitační amplituda je taková, že nastává nelineární oscilace, energie se také zpětné rozptyluje při druhé harmonické frekvenci neboli 2f_r. Na obr.

je důležité porozumět, že uvedené křivky jsou typické pro ozvěnový signál - kontrastní činidla a tkáně samotné. Jinými slovy uvedeno7—tyto křivky představuji odezvy-těchto - - - příslušných odrazů. Při aktuální situaci zobrazování in vivo, každý ozvěnový signál je složen z různých terčů nebo odrazů, zachycených ultrazvukovým paprskem. Tak spektra odpovídající ozvěnovým signálům se také skládají ze spektra akustických ozvěnových signálů z jednotlivých odrazů.

Pokud jsou signály získány a zpracovány za použiti algoritmů, jako je S_Qut = S(f_r)/S(f₁), S = S(f₁)/S(f₂), S = [Stf-jJ - S ( f ₂) I/S ( f ₂ ) , nebo některého jiného algoritmu již zmíněného, ozvěnové signály jiné než signály z kontrastního činidla zřejmě vytvářejí amplitudové hodnoty při mnohem nižších úrovních, v porovnání k úrovním z kontrastního činidla. V důsledku toho volba frekvencí fj_ a f₂ je taková, že například poměr amplitudy tkáňové odezvy při f-j_ dělený amplitudou tkáňové odezvy při f₂ (to znamená T(f-j_)/T(f₂)) je mnohem menší než pomér amplitudy odezvy kontrastního činidla při fj_ dělený amplitudou tkáňové odezvy při f₂ (to znamená A(f₁)/A(f₂)) . .

Tento typ zpracováni signálu může být v podstatě aplikován na mnohé způsoby zobrazení normalizovanými echografickými přístroji, jako je B-způsobový mechanický snímač, elektronický B-způsobový snímač lineárního nebo fázového seskupení, barevné Dopplerovo zobrazení, kde obraz je kodován relativními rychlostmi snímáni, nebo energetické barevné Dopplerovo zobrazeni, kde barva obrazu je kódovaná samotnou amlitudou ozvěnového signálu, po detekci Dopplerovou soustavou obvodů, která eliminuje všechny ozvěnové signály ze stacionárních terčů.

V praxi tento vynález vyžaduje, aby frekvenční složky byly vyjmuty z nezpracovaných radiofrekvenčních ozvěnových' —sŤgrrarlů; což může Byť'spoj énobuďhářďwareovými nebo- - _________________ softwareovými protředky, v rozmanitých konfiguracích, které jsou vždy v podstatě relevantní k rozsahu tohoto vynálezu.

V následujícím popisu je popsáno hardwareové provedení, které používá dvojitý kanálový zesilovač vybavený analogovými filtry pásma propustnosti pro přesné složky ozvěnového ¹ signálu při f-j. a f₂, potom je vypočítán poměr demodulovaných signálů k vytvoření zobrazovacího obrazu na snímacím konvertoru. Při jiném řešení do digitální soustavy obvodů má být zařazen rychlý Fourierův, Chirp-Z nebo vlnovkový transformační algoritmus na digitalizovaných vzorcích z vlnovkových forem ozvěnového signálu.

Na obr. 2 je naznačeno v analogové formě obvyklé multifrekvenční B-způsobové kontrastní zobrazováni v echografu s lineárním seskupením podle tohoto vynálezu. Echograf zahrnuje přinejmenším tyto komponenty: časovači soustavu obvodů 1, časové řízení zisku 2, radiofrekvenčni přenosovou fázovací soustavu obvodů 3, pulsní přenosovou soustavu obvodů 4., Tx/Rx (přenos/příjem) prvkový multiplex 5, ultrazvukový ménič 6, radiofrekvenčni přijímací fázující soustavu obvodů ]_, přijímací zesilovač s časovým řízením zisku 8., filtr pásma propustnosti sloužící pro frekvenci f·^

9, filtr pásma propustnosti sloužící pro frekvenci f₂ 9' , radiofrekvenčni demodulátor a nelineární zesilovač (kanál 1)

10. radiofrekvenčni demodulátor a nelineární zesilovač (kanál 2) 10', analogový odčitaci/délicí zesilovač 11, konvertor snímající obraz 12 a zobrazovací monitor 13.

Při provozu časová soustava obvodu obvykle definuje frekvenci opakujících se pulsů, vyžadovanou pro konstrukci dvourozmérového echografického obrazu, který je založen na sekvenčním snímání oblasti určené k zobrazeni. Pro každou náslědujíčf ěxcitaci pulsu časující soustavy obvodů' také definují čas pocházející z funkce závislé načase, použité k poskytnutí variabilního zesílení řízení ozvěnových signálů pocházejících ze zvyšující se hloubky zobrazení. Tato funkce se realizuje jednotkou označovanou jako časové řízení zisku, jejíž výstup může mít měnící se napětí, používanou pro řízení zisku přijímacího zesilovače s upraveným řízením. Časové soustavy obvodů také definují přenosové fázováni, které je vyžadováno pro příslušnou sekvenční excitaci jednotlivých prvků z lineárního seskupení měniče, k poskytnutí paprsku pro zaostřování a řízení, které mohou mít formu trhlin postupně spouštěcích signálů, jež se mohou aplikovat na vicekanálovou elektrickou excitační soustavu obvodů (pulsní ' přenosová soustava obvodů). Časovači soustava obvodů také poskytuje signály potřebné k uvedení předdefinovaných skupin seskupení prvků ve spojení s pulsní přenosovou soustavou obvodů, cestou spojeni poskytnutou prvkovým multiplexem přenos - příjem. Zaostřování a řízeni přijatého ultra zvuk;? v čího paprsku se dosahuje radiofrekvenční přijímací fázující soustavou obvodů, jejíž fáze jsou řízeny časovou soustavou obvodů. Výstupní signály z této přijímací fázující soustavy obvodů se potom vedou do zesilovače s časovým řízením zisku zmíněným výše. To je výstup z tohoto zesilovače, který se zavádí jako běžný vstup do vícenásobných zpracujících kanálů popsaných výše, pro oddělení frekvenčních složek ve vracejících se ozvěnových signálech. Příklad z obr. 2 zahrnuje frekvenční dělení vedením ozvěnových signálů různými filtry pásma propustnosti, potom radiofrekvenční demodulací a nelineárním zesílením, jaká je běžné v obvyklých echografických přístrojích. Jednotlivé výstupy vícenásobných zpracujících kanálů se potom vedou jako vstupní signály do analogového odčítacího/dělicího zesilovače, určeného pro vpravení různých zpracujících algoritmů dříve popsaných, využívajících dobře 'známou^-f unkčnóst “ělektřbhičke souštavy“obvodů .—Výstup- z-toho-to zesilovače se potom zavádí na vstup konvertoru snímajícího obraz, pro každý sekvenční puls, k zapsání vstupních údajů do vzoru odpovídajícího zvolenému paprsku a umístění. Tak při náhradě výše uvedené sekvence, při zvláštní rychlosti opakování, se v každý čas modifikuje řídicí paprsek a/nebo se zaostřuje k získání ozvěnových signálů z postupných poloh v orgánech a tkáni, a výstupní signál ze snímacího konvertoru posiluje dvourozměrný obraz, jak se zobrazí na zobrazovacím monitoru ve skutečném čase, to znamená rychlostí mezi několika obrazy za sekundu až stovkami obrazů za sekundu, které jsou dostatečné pro reprodukční vjem pohybu operátorem zařízení. Při způsobu popsaném výše, oblasti echografického zobrazení odpovídající oblastem obsahujícím kontrastní činidlo se zdají kontrastní, přičemž kontrast je rozsáhle zvýšen v porovnáni s obrazy dosaženými s obvyklými přístroji při podobných podmínkách zobrazení.

Echografický obraz vyplývající ze signálu zpracovávaného podle tohoto vynálezu sestává z obrazových prvků (obrázků) z kontrastního činidla s intenzitou daleko vetší než je intenzita vznikající z ozvěnových signálů z běžných tkáni, protože kontrastní činidlo má znak frekvenční odezvy, při kterém ozvěnové signály jsou zvýšené odčítacím/dělicím zpracováním. Obvyklý účinek na B-způsob zobrazení je ilustrován na obr. 3. Simulované obrazy pro normální B-zpúsob zobrazení a zobrazení podle tohoto vynálezu v přítomnosti kontrastního činidla ilustrují účinek, který se může dosáhnout za použiti způsobu podle tohoto vynálezu. Pro ilustraci, referenční dvojitý frekvenční B-způsobový obraz znamená, že se předpokládají pouze dvě vybrané frekvence.

Jak již bylo uvedeno, podobně zpracováni se muže aplikovat na DoppTěrovo kanálové zpracováni ,—pro-lepší-------------zvýšeni úrovně kontrastu v případech dvourozměrného Dopplerova zobrazení, bud s kódováním rychlost - barva nebo s kódováním energie - barva.

Nalezený způsob zobrazování využívá frekvenční odezvu kontrastního činidla při lineárním způsobu zpětného rozptylu, co je běžná funkce odlišující se významné od frekvenční odpovědi tkáně. V souvislosti s tímto popisem, výraz zobrazování je používán bez rozlišování ve vztahu k ultrazvukovému B-způsobu zobrazování (intenzita obrázku závisí na intenzitě ozvěnového signálu nezávisle na pohybu), barevné Dopplerově energii (barva nebo intenzita obrázku závisí na intenzitě ozvěnového signálu pro terče s relativní rychlostí nad nebo pod určitým pásmem necitlivosti) nebo barevném Dopplerově zpracování (zbarvení obrázku je funkci relativní rychlosti terče).

Tento vynález je aplikovatelný na všechny systémy pro detekci perfuze tkáně za použití ultrazvukového kontrastního činidla a elektronických soustav obvodů, nacházejících se v echografických zobrazovacích přístrojích, jaké se používají pro lékařskou diagnózu. Jeho provedení vyžaduje injekci specifických kontrastních činidel do těla nebo uvedeno obecněji, do oblasti, která se má zobrazit.

Claims

1. Způsob ultrazvukového zobrazování orgánů nebo tkáné ve skutečném čase, detekcí ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontrastní činidlo, který spočívá v promítání ultrazvukového paprsku do zóny tkáné určené k zobrazení, zachycení ozvěnového signálu odraženého ze tkáně jako radiofrekvenčního signálu odezvy, zpracování radiofrekvenčniho signálu odezvy na vstupní obraz, zaznamenáni výstupu v konvertoru snímajícím obraz a prohlížení tkáně k vytvoření zobrazeného obrazu oblasti určené k vyšetření, vyznačující se tím, že zpracování odezvy zahrnuje tyto stupně:

a) vyberou se alespoň dvě frekvence v rozmezí mezi nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy nebo mezi nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy a vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla, -j.

b) vede se signál do alespoň dvou nezávislých kanálů s pásmem propustnosti nastaveným při zvolených frekvencích a

c) demoduluji se signály z každého z nezávislých kanálů a zpracují se na jediný výstupní signál, ve kterém ozvěnové signály odrážené kontrastním činidlem přítomným ve tkáni jsou významně zvýšeny, v porovnáni s ozvěnový signály odráženými samotnou tkáni.

2. Způsob podle nároku 1, vyznačuj i c i řniBT^zě^- frekvence j soíTzvolenyz f rekvenci.v.rozmezímezi mezi nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranici pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy.

3. Způsob podle nároku 1,vyznačující se tím, že frekvence jsou zvoleny z frekvencí mezi nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy a vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla.

4. Způsob podle nároku l,vyznačující se tím, že frekvence jsou zvoleny tak, že rozdíl mezi amplitudou ozvěnových signálů odražených od kontrastního činidla přítomného ve tkáni a ozvěnových signálů odražených tkání bez kontrastního činidla, nebo jejich poměr, je maximální.

5. Způsob podle nároku 1, v y z n a č u j i c i « s tím, že jsou zvoleny alespoň tři frekvence a signál se vede alespoň třemi nezávislými kanály.

6. Způsob podle nároku 1,vyznačující se tím, že jedna ze zvolených frekvencí je resonanční frekvencí kontrastního činidla.

7. Způsob podle nároku 1,vyznačující se tím, že hodnoty zvolených frekvencí jsou funkcí času příchodu odražených ozvěnových signálů.

8. Způsob podle nároku 1, vyznačuj ící tím, že demodulované kanálové signály se zpracovávají jejich dělením, odčítáním, sčítáním nebo násobením.

----------------

9—Systémultrazvukového zobrazování—orgánu nebo - tkánédetekcí ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontaktní činidlo, kde systém zahrnuje ultrazvukový ménič a elektronickou soustavu obvodů pro přenos a zachycování ultrazvukových signálů, zařízení pro zpracováni signálů, zařízení pro zaznamenání zpracovaných signálů a zobrazovací prvek, vyznačující se tím, že zařízení pro zpracování signálu zahrnuje:

a) zařízeni pro dělení signálu do přinejmenším dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, které se mohou nastavit nezávisle při alespoň dvou předem zvolených frekvencích v rozmezí mezi nižší hranici šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy nebo mezi nižší hranicí šířky pásma 6 dB tkáňové odezvy a vyšší hranici šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla,

b) alespoň dva radiofrekvenční demodulátory, jeden pro každý z nezávislých kanálů, a

c) zařízení pro zpracování demodulovaných signálů z nezávislých kanálů do jediného výstupu, kde ozvěnové signály odrážené kontrastním činidlem přítomným ve tkáni jsou významně zvýšeny v porovnáni k ozvěnovým signálům odráženým samotnou tkání.

10. Systém podle nároku 9,vyznačující se tím, že signál se děli do alespoň tři nezávislých kanálů.

11. Systém podle nároku 9, vyznačující t í m, že prvky pro děleni signálů jsou variabilní filtry pásma propustnosti nebo spektrální analyzéry.

12. Systém podle nároku 9 nebo 11, vyznačující se tím, že předem zvolené frekvence jsou rozdílné frekvence vybrané z frekvencí nacházejících se mezi a obklopujících nižší hranici pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy.

13. Systém podle nároku 9 nebo 11, vyznačuj í = cí se tím, že předem zvolené frekvence jsou rozdílné frekvence vybrané z frekvencí nacházejících se mezi a obklopujících nižší hranici pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy a vyšší hranici pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla.

14. Systém podle nároku 12 nebo 13, vyznačující se tím, že předem zvolené frekvence jsou funkcemi času příchodu odražených ozvěnových signálů.

15. Systém podle nároku 9 nebo 11/Vyznačující se tím, že systém dále zahrnuje přijímací zesilovač s časovou funkcí řízení, připojenou k prvkům dělicím signál a/nebo nelineárním zesilovačům, připojeným k demodulátorům.

16. Systém podle nároku 9 nebo 11, vyznačující se tím, že zpracující zařízení zahrnuje alespoň jeden analogový odčítaci/délicí zesilovač pro zpracováni vystupujícího signálu.

17. Systém podle nároku 9 nebo 11, vyznačující se tím, že systém zahrnuje konvertor snímající obraz.

18. Systém podle nároku 9 nebo 11, vyznačující se tím, že libovolný ze zpracovávaných signálů je připojen k digitálním elektronickým soustavám obvodů, ovládaným pracovními údaji získanými konverzí analogových na digitální signály z ultrazvukových ozvěnových signálů.

19. Systém podle nároku 9,vyznačující se 'ý tím, že multifrekvenční zpracování se používá ke kodo^ní amplitudy výstupního signálu rozdílnými barvami obrazu, které se skládají do jinak obvyklého zobrazovacího černo bílého obrazu, získaného obvyklým zpracováním aplikovaným při B-způsobu zobrazování.

20. Systém podle nároku 9,vyznačující se tím, že signální kanály jsou částí přijímače pulsního Dopplerova ultrazvukového systému.

21. Systém podle nároku 20,vyznačující se t í m, že pulsní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje výstup zvukového signál provedený pomocí reproduktoru.

22. -Systém podle nároku 20, vyznačuj íci se t í m, že pulsní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje spektrální zobrazovací výstup, představující spektrum .5 distribuce rychlosti.

23. Systém podle nároku 20, vyznačuj icí se t í m, že pulsní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu distribuce rychlosti.

24. Systém podle nároku 23, vyznačuj ící tím, že dvourozměrná mapa distribuce rychlosti je kódovánabarevné

25. Systém podle nároku 20, vyznačuj lei se t i m, že pulsní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu amplitudy ozvěnových signálů nebo energie odvozené od Dopplerových složek ozvěnových signálů z pohybujících se terčů.

26. Systém podle nároku 20, v y z n á^č u j i c i se t i m, že pulsni Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu Dopplerových složek ozvěnových signálů z terčů pohybujících se rychlostí nižší než předem stanovené pásmo necitlivosti.

27. Systém podle nároku.20, vyznačuj ící se t í m, že pulsní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu Dopplerových složek ozvěnových signálů z terčů pohybujících se rychlosti vyšší než předem stanowné pásmo necitlivosti.

28. Systém podle nároku 11, vyznačuj ící se t i m, že spektrální.Fourierova, Chirp-Z nebo vlnovková transformovaná analýza vracejících se ozvěnových signálů se aplikuje v časovém oknu skluzu vracejících se ozvěnových signálů.

29. Zařízeni pro zpracováni ultrazvukových ozvěnových signálů odražených z tkáně obsahující kontrastní činidlo jako radiofrekvenční signály způsobem podle nároku 1, v y z n a = čující se tím, že zahrnuje prvky pro dělení signálu do alespoň dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, které mohou být nastaveny nezávisle na předem stanovené frekvence, a alespoň dva radiofrekvenční demodulátořy, jeden pro každý kanál.

30. Zařízení podle nároku 29,vyznačuj ící se t í m, že zahrnuje prvky pro dělení signálu do alespoň tři nezávislých kanálů.

31. Použití ultrazvukového systému podle nároků 9 až 28 pro zobrazováni tkáně nebo orgánů člověka a zvířecích pacientů.

32. Použití ultrazvukového systému podle nároků 9 až 28 pro zobrazováni kardiovaskulárního systému.