CZ290552B6

CZ290552B6 - Způsob ultrazvukového zobrazování orgánů nebo tkáně a zařízení nebo systém k provádění tohoto způsobu

Info

Publication number: CZ290552B6
Application number: CZ19961331A
Authority: CZ
Inventors: Marcel Arditi
Original assignee: Bracco Research S. A.
Priority date: 1994-09-22
Filing date: 1995-09-21
Publication date: 2002-08-14
Also published as: CA2173841A1; JP3604696B2; ZA957999B; NZ292253A; DE69533059D1; CA2173841C; ATE266966T1; FI962143A; JPH09505761A; KR100380227B1; NO962068L; IL115363A0; IL115363A; CN1120695C; AU688116B2; EP0730433B1; WO1996009002A1; DE69533059T2; CZ133196A3; MX9601754A

Abstract

Zp sob ultrazvukov ho zobrazov n org n nebo tk n ve skute n m ase detekc ultrazvukov ho zp tn ho rozptylu z oblasti obsahuj c kontrastn inidlo spo v v prom t n ultrazvukov ho paprsku do z ny tk n ur en k zobrazen , zachycen ozv nov ho sign lu odra en ho ze tk n jako radiofrekven n ho sign lu odezvy, zpracov n tohoto sign lu na vstupn obraz, zaznamen n v²stupu v konvertoru sn maj c m obraz a prohl en tk n k vytvo°en zobrazen ho obrazu oblasti ur en k vy et°en . Za° zen k prov d n tohoto zp sobu je tvo°eno syst mem ultrazvukov ho zobrazov n org n nebo tk n k detekci ultrazvukov ho zp tn ho rozptylu z oblasti obsahuj c kontaktn inidlo, kde syst m zahrnuje ultrazvukov² m ni (6) a elektronickou soustavu obvod pro p°enos a zachycov n ultrazvukov²ch sign l , za° zen pro zpracov n sign l , pro zaznamen n zpracovan²ch sign l a zobrazovac monitor (13). Syst my p°itom pou van a za° zen pro zpracov n ultrazvukov²ch ozv nov²ch sign l odra en²ch z tk n obsahuj c kontrastn inidlo tvo° t sou st vyn lezu.\

Description

Oblast techniky

Tento vynález se týká způsobu ultrazvukového zobrazování orgánů nebo tkáně ve skutečném čase detekcí ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontrastní činidlo, kde způsob spočívá v promítání ultrazvukového paprsku do zóny tkáně určené k zobrazení, zachycení ozvěnového signálu odraženého ze tkáně jako radiofrekvenčního signálu odezvy, zpracování radiofrekvenčního signálu odezvy na vstupní obraz, zaznamenání výstupu v konvertoru snímajícím obraz a prohlížení tkáně k vytvoření zobrazeného obrazu oblasti určené k vyšetření. Vynález také zahrnuje zařízení k provádění tohoto způsobu, tvořené systémem ultrazvukového zobrazování orgánů nebo tkáně k detekci ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontaktní činidlo, kde systém zahrnuje ultrazvukový měnič a elektronickou soustavu obvodů pro přenos a zachycování ultrazvukových signálů, zařízení pro zpracování signálů, zařízení pro zaznamenání zpracovaných signálů a zobrazovací prvek. Vynález se také týká systémů přitom používaných a zařízení pro zpracování ultrazvukových ozvěnových signálů odražených z tkáně obsahující kontrastní činidlo.

Dosavadní stav techniky

Široké přijímání ultrazvuku jako nenákladné neagresivní diagnostické techniky, spojené s rychlým vývojem elektroniky a příbuzných technologií, přináší řadu zlepšení k ultrazvukovému vybavení a soustavě obvodů pro zpracování ultrazvukového signálu. Ultrazvukové snímače určené pro lékařské ajiné použití 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 rozdílnými typy tkáně (krevní cévy, orgány a podobně) jsou takové, že diagnostické aplikace vždy nevedou k technickému rozvoji. Tato situace se značně mění s vývojem a zavedením zvláštních ultrazvukových kontrastních činidel. Zavedení kontrastních činidel připravených ze suspenzí nebo plynných mikrobublin nebo mikrobalonků do orgánů určených pro vyšetření dokládá, že se lepší zobrazení orgánů a obklopující tkáně může dosáhnout se standardním ultrazvukovým vybavením. Tak orgány, jako jsou játra, slezina, ledviny, srdce ajiné 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 ajiné 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 rozlišení tkáně, lepšího obrazu a větší všestrannosti ultrazvuku jako diagnostického technického prostředku by byly přivítány a pokud by se jejich provedení dosahovalo relativně jednoduše, byly by široce přijímány.

Tak velký počet dokumentů popisuje různý vývoj v oblasti lékařských ultrazvukových přístrojů a zobrazování, například US 4 803 993, US 4 803 994, US 4 881 549, US 5 095 909, US 5 097 836 atd. Avšak ačkoli se tylo dokumenty zabývají systémy a metodami ve skutečném

- 1 CZ 290552 B6 čase, neberou v úvahu fyzikální vlastnosti kontrastního činidla. Ve skutečnosti se vůbec netýkají kontrastního činidla.

Pokus zaměřený na zlepšení ultrazvukového zobrazování je popsán v WO-A-93/12720 (Monaghan), který uvádí způsob zobrazování oblasti těla, založený na odčítacím ultrazvukovém zobrazování dosaženém před injekcí 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 se 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 činidlo a udržet mimořádné množství hodnot. Proto praktické provedení způsobu je velmi obtížné, pokud není vůbec nemožné. Obtížnost je částečně důsledkem nevyhnutelných vnitřních pohybů těla souvisejících s dýcháním, trávením a tlukotem srdce a částečně v důsledku pohybů zobrazovací sondy ultrazvukovým operátorem. Zobrazovací sondy ve skutečném čase jsou obecně určeny pro nejlepší vnímání, zpětnou vazbu a diagnózu.

Zajímavý návrh pro zlepšené zobrazování tkáně obsahující mikrobublinovou suspenzi jako kontrastní činidlo zpracoval P. Bums. Radiology 185 P, 142 /1992/ a B. Schrope a kol., Ultrasound in Med. & Biol. 19, 567 /1993/. Zde je navrženo, aby druhé harmonické frekvence generované nelineární oscilací mikrobublin se použily jako parametry Dopplerova zobrazování. 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 pulzy paprsku, to znamená relativně dlouhými tónovými impulzy několika radiofrekvenčních cyklů. I když toto vybavení je kompatibilní se soustavami obvodů a stavy vyžadovanými při Dopplerovým zpracování, stává se neaplikovatelné v případě B-způsobu zobrazování, kde ultrazvukové pulzy mají velmi krátké trvání, obvy kle v rozsahu poloviny nebo jednoho cyklu excitace. V tomto případě se konvertuje nedostatečné množství energie ze základní frekvence na svou druhou harmonickou frekvenci atak způsob B-způsob zobrazování se může těžko použit pro tuto metodu zvyšující ozvěnový signál. Za druhé druhá generovaná harmonická frekvence je zeslabena, protože se jako ultrazvukový ozvěnový signál šíří ve tkáni na své cestě zpět do měniče v rozsahu stanoveném její frekvencí, to znamená v rozsahu významně vyšším než odpovídá zeslabenému rozsahu základní frekvence. Toto je nevýhodou metody harmonického zobrazování, 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 chování využívá ultrazvukovou excitační hladinu, která překračuje určité akustické pásmo necitlivosti v bodě zobrazení (to znamená při určité hloubce tkáně). 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 nízký, 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 aplikací normálního skutečného času (on the fly) by představoval velký krok

-2CZ 290552 B6 vzhledem k lepšímu zobrazování a širšímu použiti ultrazvukového diagnostického vybavení. Takový způsob by byl založen na zvýšení ozvěno\ých 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 parametrů frekvence - odezva, které by byly určeny k jednoduchému použití as vybavením nové konstrukce.

Podstata vynálezu

Předmětem tohoto vynálezu je způsob ultrazvukového zobrazování orgánů nebo tkáně ve skutečném čase detekcí ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontrastní činidlo, který spočívá v promítání ultrazvukového paprsku do zóny tkáně určené k zobrazení, zachycení ozvěnového signálu odraženého ze tkáně jako radiofrekvenčního signálu odezvy, zpracováni radiofrekvenčního signálu odezvy' na vstupní obraz, zaznamenání výstupu v konvertoru snímajícím obraz a prohlížení tkáně k vytvoření zobrazeného obrazu oblasti určené k vyšetření, jehož podstata spočívá v tom, že zpracování odezvy zahrnuje tyto kroky:

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.

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

c) demodulují 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 porovnání s ozvěnovými signály odráženými samotnou tkání.

Při výhodném provedení způsobu podle tohoto vynálezu se frekvence zvolí z frekvencí v rozmezí mezi nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy.

Při jiném výhodném provedení způsobu podle tohoto vynálezu se frekvence zvolí z frekvencí mezi nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy a vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla.

Při jiném výhodném provedení způsobu podle tohoto vynálezu se frekvence zvolí 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.

Při jiném výhodném provedení způsobu podle tohoto vynálezu se zvolí alespoň tři frekvence a signál se vede alespoň třemi nezávislými kanály.

Při jiném výhodném provedení způsobu podle tohoto vynálezu jedna ze zvolených frekvencí je resonanční frekvencí kontrastního činidla.

Při jiném výhodném provedení způsobu podle tohoto vynálezu hodnoty zvolených frekvencí jsou funkcí času příchodu odražených ozvěnových signálů.

Při jiném výhodném provedení způsobu podle tohoto vynálezu demodulované kanálové signály se zpracovávají jejich dělením, odčítáním, sčítáním nebo násobením.

- j CZ 290552 B6

Předmětem tohoto vynálezu je dále zařízení k provádění způsobu uvedeného svrchu, tvořené systémem ultrazvukového zobrazování orgánů nebo tkáně k detekci ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontaktní činidlo, kde systém zahrnuje ultrazvukový měnič a elektronickou soustavu obvodů pro přenos a zachycování ultrazvukových signálů, zařízení pro zpracování signálů, zařízení pro zaznamenání zpracovaných signálů a zobrazovací prvek, jehož podstata spočívá v tom, že zařízení pro zpracování signálu zahrnuje prvky pro dělení signálu do přinejmenším dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, které se nastaví nezávisle při alespoň dvou předem zvolených frekvencích v rozmezí mezi nižší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla a vy šší 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 dva radiofrekvenční demodulátory prvku radiofrekvenčního demodulátoru a nelineárního zesilovače, jeden 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 zvýšeny v porovnání k ozvěnovým signálům odráženým samotnou tkání.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde prvky pro dělení signálů jsou variabilní filtry pásma propustnosti nebo spektrální analy zéry.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, který dále zahrnuje přijímací zesilovač s časovači funkcí řízení, připojenou k prvkům dělicím signál a'nebo prvkům radiofrekvenčního demodulátoru a nelineárního zesilovače, připojené k demodulátorům.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde zpracující zařízení zahrnuje alespoň jeden analogový odčítací/dělicí zesilovač pro zpracování vystupujícího signálu.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, který zahrnuje konvertor snímající obraz.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde signální kanály jsou částí přijímače pulzního Dopplerova ultrazvukového systému.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje výstup zvukového signál provedený pomocí reproduktoru. Přitom výhodně pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje spektrální zobrazovací výstup, představující spektrum distribuce rychlosti.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu distribuce rychlosti. Přitom výhodně dvourozměrná mapa distribuce rychlosti je kódována barevně.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu amplitudy ozvěnových signálů nebo energie odvozené od Dopplerových složek ozvěnových signálů z pohybujících se terčů.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu Dopplerových složek ozvěnových signálů z terčů pohybujících se rychlostí nižší než předem stanovené pásmo necitlivosti.

Předmětem tohoto vynálezu je také systém uvedený výše, kde pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu Dopplerových složek ozvěnových signálů z terčů pohybujících se rychlostí vyšší než předem stanovené pásmo necitlivosti.

-4 CZ 290552 B6

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).

Předmětem tohoto vynálezu tudíž je také systém uvedený výše, kde variabilní filtr pásma propustnosti nebo spektrální analyzér zahrnuje spektrální Fourierovu. Chirp-Z nebo vlnovkovou transformovanou analýzu vracejících se ozvěnových signálů.

Předmětem tohoto vynálezu dále je zařízení pro zpracování ultrazvukových ozvěnových signálů odražených z tkáně obsahující kontrastní činidlo jako radiofrekvenční signály způsobem popsaným svrchu, jehož podstata spočívá v tom. zahrnuje prvky pro dělení signálu do alespoň dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, nastav ených nezávisle na předem stanovené frekvenci, a alespoň dva prvky radiofrekvenčního demodulátoru a nelineárního zesilovače, jejichž radiofrekvenční demodulátory jsou jeden pro každý kanál.

Výhodně zařízení podle vynálezu zahrnuje prvky pro dělení signálu do alespoň tří nezávislých kanálů. Tři nebo čtyři nezávislé kanály by poskvtly ještě lepší zobrazení, avšak přidání kanálů zvyšuje složitost systému atak volba počtu kanálu bude kompromisem mezi jakostí obrazu a složitostí systému.

Přehled obrázků na výkresech

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

Obr. 2 je blokové schéma, který ilustruje dvojitě 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.

Příklady provedení vynálezu

Hlavní znaky vynálezu popsané výše a chráněné v připojených patentových nárocích jsou založeny na neočekávaném zjištění, že zlepšené obrazy orgánů a tkáně se dosáhnou detekcí ultrazvukového zpětného rozptylu oblasti obsahující kontrastní činidlo způsobem ve skutečném čase, při kterém se ultrazvukové paprsky promítají do zóny tkáně určené k zobrazení a ozvěnové signály odražené od tkáně, zachycené a konvertované na radiofrekvenční signály odezvy, se zpracovávají alespoň dvěma 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 tkáně, v rozmezí mezi přibližně nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla a zhruba vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy pro případ, kdy resonanční frekvence kontrastního činidla je nižší než maximální odezva tkáně. Pokud však resonanční frekvence kontrastního činidla je vyšší než maximální odezva tkáně, předem zvolené frekvence se vybírají mezi frekvencemi nalézajícími se mezi přibližně 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 oddělené jako nezávislé kanály se potom demodulují a zpracovávají na jediný výstupní signál, ve kterém ozvěnové signály odražené kontrastním činidlem přítomným ve tkáni jsou významně zvýšeny v porovnání s ozvěnovými signály odraženými samotnou tkání, to znamená tkání bez kontrastního činidla. Výstupní signál se potom

- 5 CZ 2905S2 B6 zaznamená do konvertoru snímajícího obraz a tkáň se 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 se ultrazvuková energie zaměří postupně 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 výhody převyšující obvyklé ultrazvukové zobrazení.

Je zjištěno, že při větším počtu nezávislých kanálů může být lepší výsledný obraz. Tak 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 případě 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 zesílení a obecné zpracování.

Fundamentální myšlenka, která je základem nového zobrazení 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 odezev kontrastního činidla, které dovolují zvýšit kontrast s ohledem na pozadí tkáně. U fyzikálních charakteristik studovaného činidla se zjišťuje, že tato činidla jsou závislá na svém složení v rozsahu, při kterém se u kontrastního činidla zjišťují znaky vnejužší analogii k experimentálním pozorováním. Popsané zvýšení kontrastu je mnohem větší, 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 tkáně a bude přesně opačná v případě, při

-6 CZ 290552 B6 kterém maximální odezva tkáně je nižší než resonanční frekvence kontrastního činidla. Příklady kontrastních činidel s různými echografickými resonančními frekvencemi ukazují, že ve většině případů resonanční frekvence kontrastního činidla je nižší než maximum odezvy tkáně, avšak případy, při 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 tkáně bez kontrastního činidla. Za účelem ilustrace se uvádí, že výstupní signál S#dout#, v odezvu na vstupní spektrální složky S(f|), S(f₂), S(f₃) atd. se může zpracovávat jako signál proporcionální k jednomu z dále uvedených algoritmů

Sout = S(f 1) - S(f₂),

Sout = [S(fl)-S(f2)]/S(fi),

Sout = [S(fi)-S(f2)]/S(f₂),

Sout = 2[S(f₁)-S(f₂)]/[S(f₁) ₊ S(f₂)],

Sout = {[S(fi) - S(f2)]/2 - S(f₃)}/([S(fi) + S(f₂)]/2},

50^ = (^1)-5(^1/2-5(13)1/^3),

S_out = 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 Sout se nastaví k nule.

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

c) Výstupní signál S_out se může nahradit svým přirozeným logaritmem nebo libovolnou jinou nelineární funkcí.

d) Je možná libovolná permutace složek S(fi), S(f₂) a S(f₃).

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

f) Libovolná složka S(f) se může nahradit svou hodnotou střední kvadratické odchylky v pásmu propustnosti Df kolem f: [1/f] Js²(f) df.

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

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

-7CZ 290552 B6 s nižšími frekvencemi, zatímco orgány nebo tkáně blíže přiléhající k měniči jsou lépe zobrazeny s referenčními frekvencemi posunutými směrem k xyšším frekvencím.

Z jiného hlediska vynález zahrnuje systém pro ultrazvukové zobrazování orgánů a tkáně detekcí ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontrastní činidlo, kde systém zahrnuje ultrazvukový měnič a elektronickou soustavu obvodů pro převod a získávání ultrazvukových signálů, zařízení pro zpracování signálů, zařízení pro zaznamenání 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 byl 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 kanálů bude stanoven s přihlédnutím k žádoucímu poměru složitosti a prospěchu.

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, časově krátké Fourierovy nebo vlnovkové transformace. Výběr jedné z těchto technik zpracování nebo jiných takových zpracování štěpeného spektra je řízen požadavky uložení zobrazovaného okolí (poměr signálu k šumu, akustická neuspořádanost, požadované osové rozlišení a podobně). 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 mají podobné nebo nižší amplitudy než neuspořádané pozadí (například J. Xin a kol., N. M. 1992 IEEE Ultrasonic Symposium).

Spektrální analyzér může dále zahrnovat 0-křížový detektor nebo autokorelační estimátor. Předem stanovené frekvence jsou rozdílné frekvence, které jsou zvoleny z frekvencí nacházejících se mezi přibližně (obepínající) nižší hranicí šířky pásma 6 dB odezvy kontrastního činidla a přibližně (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 nelineární zesilovač připojený k demodulátoru, který je umístěn mezi demodulátory a alespoň jeden analogový odčítací/dělicí 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 ozvěnový signály odraženými tkání bez kontrastního činidla. Zpracovatelské prvky zahrnují alespoň jeden analogový odčítací/dělicí zesilovač pro zpracování výstupního signálu za použití jednoho nebo většího počtu algoritmů uvedených formou příkladů výše. Jak již bylo uvedeno, systém není omezen na použití některého z těchto algoritmů, které jsou zmíněny pouze jako příklady.

- 8 CZ 290552 B6

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 základ parametrů získávaných konverzí analogového na digitální signál z ultrazvukových ozvěnových signálů. Multifrekvenční zpracování se může použít ke kódování amplitudy výstupního signálu rozdílnými barvami při zobrazení, 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 pulzního Dopplerova ultrazvukového systému, který může dále zahrnovat spektrální obrazový výstup představující spektrum rychlosti distribuce a/nebo zvukový signální výstup, kterým je výhodně reproduktor, ale může také jít o libovolné obvyklé zvukové reprodukční zařízení. Různé vhodné možnosti výběru mohou být zahrnuty do pulzního Dopplerova ultrazvukového systému, jako dvourozměrová mapa distribuce rychlosti, která může být dále barevně 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 nebo vlnovkové transformační analyzéry vracejících se ozvěnových signálů, se mohou provozovat aplikací spektrální analýz)’ v časovém oknu skluzu vracejících se ozvěnových signálů.

Ještě jiný znak tohoto vynálezu zahrnuje ultrazvukové zařízení zahrnující ultrazvukovou sondu pro přenos a zachycování 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 pulz - ozvěnový signál: odezvu přenos - příjem ze tkáně včetně elektroakustického měniče odezvy, stejně jako diferenciálního zeslabení 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, af_b stejně 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 zpětně rozptyluje při druhé harmonické frekvenci neboli 2f_r. Na obr. 1 je důležité porozumět, že uvedené křivky jsou typické pro ozvěnový signál - kontrastní činidla a tkáně samotné. Jinými slovy uvedeno, tyto křivky představují 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 použití algoritmů, jako je S_out⁼ S(f_r)/S(fi), S = S(fi)/S(f₂), S = [S(fi) - S(f₂) ]/S(f₂), 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 fi a f₂ je taková, že například poměr amplitudy tkáňové odezvy při fi dělený amplitudou tkáňové odezvy při f₂ (to znamená T(f,)/T(f₂)) je mnohem menší než poměr

-9CZ 290552 B6 amplitudy odezvy kontrastního činidla při f dělený amplitudou tkáňové odezvy při f₂ (to znamená A(fj)/A(f₂)).

Tento typ zpracování signálu může být v podstatě aplikován na mnohé způsoby zobrazení normalizovanými echografíckými přístroji, jako je B-způsobový mechanický snímač, elektronický B-způsobový snímač lineárního nebo fázového seskupení, barevné Dopplerovo zobrazení, kde obraz je kódován relativními rychlostmi snímání, nebo energetické barevné Dopplerovo zobrazení, kde barva obrazuje kódovaná samotnou amplitudou 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 signálů, což může být spojeno buď hardwareovými, nebo softwareovými prostředky, 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 signálu při f 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 zobrazování v echografu s lineárním seskupením podle tohoto vynálezu. Echograf zahrnuje přinejmenším tyto komponenty: časovači soustavu 1 obvodů, časovači řízení 2 zisku, radiofrekvenční přenosovou fázovací soustavu 3 obvodů, pulzní přenosovou soustavu 4 obvodů. Tx/Rx (přenos/příjem) prvkový multiplex 5, ultrazvukový měnič 6, radiofrekvenční přijímací fázující soustavu 7 obvodů, přijímací zesilovač 8 s časovači funkcí řízení, filtr 9 pásma propustnosti sloužící pro frekvenci f_b filtr 9'pásma propustnosti sloužící pro frekvenci f₂, prvek 10 radiofrekvenčního demodulátoru a nelineární zesilovače (kanál J_), prvek 14 radiofrekvenčního demodulátoru a nelineární zesilovače (kanál 2), analogový odčítací/dělicí zesilovač 11, konvertor 12 snímající obraz a zobrazovací monitor 13.

Při provozu časovači soustava 1 obvodu obvykle definuje frekvenci opakujících se pulzů, vyžadovanou pro konstrukci dvourozměrového echografického obrazu, který je založen na sekvenčním snímání oblasti určené k zobrazení. Pro každou následující excitaci pulzu časovači soustavy 1 obvodů také definují čas pocházející z funkce závislé na čase, použité k poskytnutí variabilního zesílení řízení ozvěnových signálů pocházejících ze zvyšující se hloubky zobrazení. Tato funkce se realizuje jednotkou označovanou jako časovači řízení 2 zisku, jejíž výstup může mít měnící se napětí, používanou pro řízení zisku přijímacího zesilovače s upraveným řízením. Časovači soustavy 1 obvodů také definují přenosové fázování, 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 vícekanálovou elektrickou excitační soustavu obvodů (pulzní přenosová soustava obvodů). Časovači soustava 1 obvodů také poskytuje signály potřebné k uvedení předdefinovaných skupin seskupení prvků ve spojení s pulzní přenosovou soustavou 4 obvodů, cestou spojení poskytnutou Tx/Rx (přenos - příjem) prvkovým multiplexem 5. Zaostřování a řízení přijatého ultrazvukového paprsku se dosahuje radiofrekvenční přijímací fázující soustavou 7 obvodů, jejíž fáze jsou řízeny časovači soustavou 1 obvodů. Výstupní signály z této radiofrekvenční přijímací fázující soustavy 7 obvodů se potom vedou do přijímacího zesilovače 8 s funkcí časovacího řízení 2 zisku, jak zmíněno výše. To je výstup z tohoto přijímacího zesilovače 8 s časovači funkcí řízení, 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 9, 9' pásma propustnosti, potom radiofrekvenční demodulací a nelineárním

- 10 CZ 290552 B6 zesílením, jaká je běžné v obvyklých echografických přístrojích. Jednotlivé výstupy vícenásobných zpracujících kanálů se potom vedou jako vstupní signály do analogového odčítacího/dělicího zesilovače 11. určeného pro vpravení různých zpracujících algoritmů dříve popsaných, využívajících dobře známou funkčnost elektronické soustavy obvodů. Výstup 5 z tohoto zesilovače se potom zavádí na vstup konvertoru 12 snímajícího obraz, pro každý sekvenční pulz, 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 získáni ozvěnových signálů z postupných poloh v orgánech a tkáni, a výstupní signál z konvertoru 12 snímajícího obraz posiluje ío dvourozměrný obraz, jak se zobrazí na zobrazovacím monitoru 13 ve skutečném čase, to znamená rychlostí mezi několika obrazy za sekundu až stov kami 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 porovnání s obrazy dosaženými s obvy klými 15 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 větší než je intenzita vznikající z ozvěnových signálů zběžných tkání, protože kontrastní činidlo má znak frekvenční 20 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-způsob zobrazení a zobrazení podle tohoto vy nálezu v přítomnosti kontrastního činidla ilustrují účinek, který se může dosáhnout za použití způsobu podle tohoto vynálezu. Pro ilustraci, 25 referenční dvojitý frekvenční B-způsobový obraz znamená, že se předpokládají pouze dvě vybrané frekvence.

Jak již bylo uvedeno, podobné zpracování se může aplikovat na Dopplerovo kanálové zpracování, pro lepší zvýšení úrovně kontrastu v případech dvourozměrného Dopplerova 30 zobrazení, buď 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 významně od frekvenční odpovědi tkáně. V souvislosti s tímto popisem, výraz zobrazování je používán bez rozlišování ve vztahu 35 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 funkcí 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 45 oblasti, která se má zobrazit.

Claims

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

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,

2. Způsob podle nároku 1, vyznačující se t í m , že frekvence se zvolí z frekvencí v rozmezí mezi nižší hranicí pásma propustnosti 6 dB odezvy kontrastního činidla a vyšší hranicí pásma propustnosti 6 dB tkáňové odezvy.

3. Způsob podle nároku 1, vyznačující se tím, že frekvence se zvolí 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 1, vyznačující se tím, že frekvence se zvolí tak, že rozdíl mezi amplitudou ozvěnových signálů odražených od kontrastního činidla přítomného ve tkáni a amplitudou ozvěnových signálů odražených tkání bez kontrastního činidla nebo jejich poměr je maximální.

5. Způsob podle nároku 1, vy zn ač u j í c í se t í m , že se zvolí 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, vyz nač u j í cí se t í m , že demodulované kanálové signály se zpracovávají jejich dělením, odčítáním, sčítáním nebo násobením.

9. Zařízení k provádění způsobu podle nároku 1, tvořené systémem ultrazvukového zobrazování orgánů nebo tkáně k detekci ultrazvukového zpětného rozptylu z oblasti obsahující kontaktní činidlo, kde systém zahrnuje ultrazvukový měnič a elektronickou soustavu obvodů pro

- 12 CZ 290552 B6 přenos a zachycování ultrazvukových signálů, zařízení pro zpracování signálů, zařízení pro zaznamenání zpracovaných signálů a zobrazovací prvek, vyznačující se tím, že zařízení pro zpracování signálu zahrnuje prvky pro dělení signálu do přinejmenším dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, které se nastaví nezávisle při alespoň dvou předem zvolených frekvencích v rozmezí mezi nižší hranicí šířky pásma 6 dB odezxy 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 dva radiofrekvenční demodulátory prvku (10, 14) radiofrekvenčního demodulátoru a nelineárního zesilovače, jeden 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 zvýšeny v porovnání k ozvěnovým signálům odráženým samotnou tkání.

10. Zařízení tvořené systémem podle nároku 9, vyznačující se tím. že prvky pro dělení signálů jsou variabilní filtry (9, 9') pásma propustnosti nebo spektrální analyzéry.

11. Zařízení tvořené systémem podle nároku 9 nebo 11, vyznačující se tím, že systém dále zahrnuje přijímací zesilovač (8) s časovači funkcí řízení, připojenou k prvkům dělicím signál a/nebo prvkům (10, 14) radiofrekvenčního demodulátoru a nelineárního zesilovače, připojené k demodulátorům.

12. Zařízení tvořené systémem podle nároku 9 nebo 10, vyznačující se tím, že zpracující zařízení zahrnuje alespoň jeden analogový odčítací/dělicí zesilovač (11) pro zpracování vystupujícího signálu.

13. Zařízení tvořené systémem podle nároků 9 nebo 10, vyznačující se tím, že systém zahrnuje konvertor (12) snímající obraz.

14. Zařízení tvořené systémem podle nároku 9, vyznačující se tím, že signální kanály jsou částí přijímače pulzního Dopplerova ultrazvukového svstému.

15. Zařízení tvořené systémem podle nároku 14, vyznačující se tím, že pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje výstup zvukového signálu provedený pomocí reproduktoru.

16. Zařízení tvořené systémem podle nároku 14, vyznačující se tím, že pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje spektrální zobrazovací výstup, představující spektrum distribuce rychlosti.

17. Zařízení tvořené systémem podle nároku 14, vyznačující se tím, že pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu distribuce rychlosti.

18. Zařízení tvořené systémem podle nároku 17, vyznačující se tím, že dvourozměrná mapa distribuce rychlosti je kódována barevně.

19. Zařízení tvořené systémem podle nároku 14, vyznačující se tím, že pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu amplitudy ozvěnových signálů nebo energie odvozené od Dopplerových složek ozvěnových signálů z pohybujících se terčů.

20. Zařízení tvořené systémem podle nároku 14, vyznačující se tím, že pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu Dopplerových složek ozvěnových signálů z terčů pohybujících se rychlostí nižší než předem stanovené pásmo necitlivosti.

- 13 CZ 290552 B6

21. Zařízení tvořené systémem podle nároku 14, vyznačující se tím, že pulzní Dopplerův ultrazvukový systém zahrnuje dvourozměrnou mapu Dopplerových složek ozvěnových signálů z terčů pohybujících se rychlostí vyšší než předem stanovené pásmo necitlivosti.

22. Zařízení tvořené systémem podle nároku 10, vyznačující se tím, že variabilní filtr pásma propustnosti nebo spektrální analyzér zahrnuje spektrální Fourierovu. Chirp-Z nebo vlnovkovou transformovanou analýzu vracejících se ozvěnových signálů.

23. Zařízení pro zpracování ultrazvukových ozvěnových signálů odražených z tkáně obsahující kontrastní činidlo jako radiofrekvenční signály způsobem podle nároku 1,vyznačující se tím, že zahrnuje prvky pro dělení signálu do alespoň dvou nezávislých kanálů s pásmy propustnosti, nastavených nezávisle na předem stanovené frekvenci, a alespoň dva prvky (10, 14) radiofrekvenčního demodulátoru a nelineárního zesilovače, jejichž radiofrekvenční demodulátory jsou jeden pro každý kanál.

24. Zařízení podle nároku 23, vyznačující se tím, že zahrnuje prvky pro dělení signálu do alespoň tří nezávislých kanálů.