DE19500856A1 - Ultraschall-Diagnosesystem - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Ultraschall-Diagnosesystem, in welchem Ultraschallstrahlen ins In­ nere des Subjekts gesendet und der vom Innern des Subjekts reflektierte Ultraschall emp­ fangen und auf der Basis des durch Reflexion gewonnenen Empfangssignals eine Informa­ tion z. B. über eine Geschwindigkeit, einen Geschwindigkeitsgradienten oder dgl. eines Ge­ webes in dem Subjekt abgeleitet wird.

Es ist ein Ultraschall-Diagnosesystem bekannt, bei dem Ultraschallstrahlen in den menschli­ chen Körper gesendet und die von einem Gewebe in dem Körper reflektierten Ultraschall­ wellen empfangen und auf diese Weise Erkrankungen der Eingeweide oder anderer Teile des menschlichen Körpers diagnostiziert werden. Nach einem Aspekt dieses Ultraschall- Diagnosesystems oder als optionale Funktion für Ultraschall-Diagnosesysteme zur Anzeige von tomographischen Bildern (B-Modus) ist es bekannt, die Blutströmungsgeschwindigkeit in dem menschlichen Körper und eine Bewegung des Gewebes zu detektieren.

Zu dieser Art von Ultraschall-Diagnosesystemen gehört auch ein bekanntes System, bei dem die von der Blutströmung in dem menschlichen Körper reflektierten Ultraschallwellen empfangen werden, um eine Information über die Blutströmung, z. B. deren Geschwindig­ keit, Varianz, Kraft und ähnliche Eigenschaften zu gewinnen. Außerdem wurde in jüngerer Zeit vorgeschlagen, z. B. zur Unterstützung der Diagnose von ischämischen Herzerkrankun­ gen, wie Angina Pectoris und myokardiale Infarkte, oder zur Entdeckung von harten Krebs­ geweben oder dgl. innerhalb eines Gewebes, die Bewegung und Härte des Herzmuskels und anderer Gewebe zu beobachten. Durch die Anwendung von Ultraschallstrahlen kann man die Bewegung und die Härte dieser Gewebe durch Beobachtung der Ausbreitungsei­ genschaften von Schwingungen bei der Anwendung einer externen Vibration an dem le­ benden Körper, der Bewegung der inneren Organe durch den internen Herzschlag und dgl. erkennen.

Im Zusammenhang mit einem Verfahren zur Detektierung einer Größe, die mit der Härte eines Gewebes zusammenhängt, wurde beispielsweise in "Simultaneous video system of amplitude and phase of vibration within soft tissue by application of low frequency vibra­ tion", pp. 271-272, Proceedings of the 53rd Meeting of the Japan Society of Ultrasonics in Medicine, published on November, 1988 vorgeschlagen, aus der Phasenänderung die Aus­ breitungsgeschwindigkeit einer niederfrequenten Vibration eines Gewebes im Innern des Subjekts als eine physikalische Größe zu bestimmen, die eng verbunden ist mit einem Scherungs-Viskoelastizitätsparameter, der mit der Härte, der Elastizität und ähnlichen Eigen­ schaften des Gewebes zusammenhängt.

In jüngerer Zeit wurde ferner vorgeschlagen, nicht nur die Bewegung (Geschwindigkeit) ei­ nes Gewebes zu detektieren, sondern auch eine Eigenschaft (Härte) zu ermitteln, die mit dem Schrumpfungsgrad des Gewebes zusammenhängt, indem man durch Differenzierung der detektierten Geschwindigkeit z. B. relativ zu einer Tiefenrichtung in dem Subjekt einen Geschwindigkeitsgradienten bestimmt (siehe beispielsweise japanische Patentpublikation 43381/1993).

Man kann die Geschwindigkeit einer Blutströmung in dem Subjekt und die Bewegung ei­ nes Gewebes des Subjekts bestimmen, indem man in jeder innerhalb des Subjekts verlau­ fenden Abtastzeilenrichtung mehrere Male Ultraschallimpulse aussendet, und nach einer Impulspaar-Methode eine die Doppler-Verschiebungsfrequenz detektiert. Dabei werden auf der Basis der detektierten Doppler-Verschiebungsfrequenz die Blutströmungsgeschwindig­ keit und die Bewegung des Gewebes ermittelt.

Fig. 37 zeigt das Blockschaltbild eines entsprechenden Ultraschall-Diagnosesystems, in dem die Blutströmungsgeschwindigkeit detektiert wird.

Eine Sendeeinheit 110 überträgt nach Maßgabe eines Steuersignals aus einer (nicht darge­ stellten) Steuereinheit ein Sendesignal an ein Wandler-Array 112, das an der Spitze einer Ultraschallsonde angeordnet ist, so daß das Wandler-Array 112 Ultraschallwellen ins Innere des (nicht dargestellten) Subjekts aussendet. Die im Innern des Subjekts reflektierten Ultra­ schallwellen werden von dem Wandler-Array 112 empfangen. Die Empfangssignale werden einem Strahlformer 114 zugeführt, der Echosignale erzeugt, die in einer bestimmten Rich­ tung konvergieren. Diese bestimmte Richtung wird als Abtastrichtung bezeichnet. Die von dem Strahlformer 114 erzeugten Echosignale werden einem Quadraturdemodulator 116 zugeführt, in dem die Echosignale einer Quadraturdemodulation durch zwei Referenzsigna­ le unterzogen werden, die jeweils die gleiche Frequenz haben die wie Mittenfrequenz der Ultraschallwellen und gegeneinander um 90° phasenverschoben sind. Die Referenzsignale werden von der (nicht dargestellten) Steuereinheit ausgesendet, so daß jedes Echosignal den Realteil R_j(i) und den Imaginärteil I_j(i) zweier Signale enthält. Das Zeichen "i" bezeichnet die Nummer der Abtastzeile, der Zusatz "j" die Anzahl die Wiederholungen, mit denen die Ultraschallwellen mehrere Male in der gleichen Abtastrichtung ausgesendet und empfan­ gen werden.

Der Realteil R_j(i) und der Imaginärteil I_j(i) der quadraturdemodulierten Signale, die aus dem Quadraturdemodulator 116 kommen, werden in A/D-Wandlern 118 bzw. 120 in entspre­ chende Digitalsignale umgewandelt und dann vorübergehend in Speichern 122 bzw. 124 gespeichert. Anschließend werden die in den Speichern 122 und 124 gespeicherten Digi­ talsignale ausgelesen und einem MTI-Filter 126 zugeführt. Da die in das MTI-Filter 126 ein­ gegebenen Signale sowohl Blutströmungsinformationen als auch zusätzliche Informationen über die Bewegung eines Gewebes des lebenden Körpers enthalten, können die Signale, die nur die Blutströmungsinformationen enthalten, durch Eliminierung mit Hilfe des MTI-Fil­ ters 126 z. B. als niederfrequente Komponente des empfangenen Eingangssignals extrahiert werden.

Das Ausgangssignal des MTI-Filters 126 wird einer komplexen Autokorrelations-Rechen­ einheit 128 zugeführt, deren Ausgangssignal einer atan-Recheneinheit 130 zugeführt wird. Der arithmetische Inhalt dieser Recheneinheiten wird weiter unten beschrieben.

Die atan-Recheneinheit 130 dient zur Bestimmung der Blutströmungsgeschwindigkeit. Das von der Recheneinheit 130 ausgegebene Signal, das für die Blutströmungsgeschwindigkeit kennzeichnend ist, wird einem digitalen Abtastwandler 132 zugeführt, der es in ein Signal umwandelt, das sich zur Anzeige in einer Anzeigevorrichtung 134, z. B. einer Kathoden­ strahlröhre eignet, die ein die Blutströmungsgeschwindigkeit kennzeichnendes Bild, z. B. in der Weise farbig gezeigt wird, das Blut, das vom Innern des Subjekts in Richtung zu dem Wandler-Array 112 strömt, in rot angezeigt wird, während Blut, das in der entgegengesetz­ ten Richtung strömt, blau angezeigt wird.

Fig. 38(A) bis 38(C) zeigen jeweils typische Darstellungen von Abtastzeilen in dem Subjekt für den Fall, daß eine Blutströmungsgeschwindigkeit detektiert wird. Fig. 39(a) bis 39(D) zeigen jeweils Diagramme, die nützlich sind für das Verständnis der Funktion der betreffen­ den Technik. Fig. 40 zeigt ein Flußdiagramm des arithmetischen Algorithmus dieser Tech­ nik.

Wie aus Fig. 38(A) bis 38(C) hervorgeht, ermöglicht das Aussenden von Ultraschallwellen von der Sonde, die mit der Körperoberfläche in Kontakt steht, in den mit B1, B2, . . . B5 be­ zeichneten Abtastzeilenrichtungen die Gewinnung von Echosignalen zur Erzeugung eines abzuleitenden tomographischen Bildes im B-Modus. Falls die Blutströmungsgeschwindig­ keit detektiert wird, ermöglicht das jeweils mehrmalige Aussenden von Ultraschallwellen in den mit C1, C2, . . . C5 bezeichneten Abtastzeilenrichtungen die Ermittlung der Blutströ­ mungsgeschwindigkeit in jeder Abtastzeilenrichtung, die sich nach einem Impulspaar-Ver­ fahren berechnen läßt. Fig. 38(A) bis 38(C) zeigen jeweils Richtungen von Abtastzeilen B und die sich voneinander unterscheiden. Es ist jedoch auch möglich, daß als Abtastzeilen gleiche Richtung haben.

Eine Abtastsequenz hat im allgemeinen die in Fig. 39(A) oder 39(B) dargestellte Form. Ein Signal zur Detektierung der Blutströmungsgeschwindigkeit oder der Bewegung des Gewe­ bes ist mit C_j(i) bezeichnet, worin der Zusatz "j" die Abtastzeilennummer und das "i" die Zahl bedeutet, die angibt, wie oft die Aussendung von Ultraschallwellen in der gleichen Abtast­ richtung wiederholt wird. Wenn man eine höhere Blutströmungsgeschwindigkeit detektie­ ren möchte, sieht man eine kurze Wiederholperiode vor, wie dies in Fig. 39(A) dargestellt ist. Wenn man hingegen eine niedrigere Blutströmungsgeschwindigkeit detektieren möch­ te, sieht man eine relativ lange Wiederholungsperiode vor, wie dies in Fig. 39(B) dargestellt ist. Die in Bezug auf die Abtastzeilenrichtung j wiederholt erzeugten quadraturdemodulier­ ten Signale werden als {R_j(1), I_j(1)}, (R_j(2), I_j(2)}, {R_j(3), I_j(3)}, . . ., bezeichnet, wie dies in Fig. 39(C) dargestellt ist.

In der komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 128 und der atan-Recheneinheit 130 lau­ fen die in Fig. 40 dargestellten arithmetischen Operationen ab.

Wenn ein Bild auf dem Bildschirm aktualisiert wird, wird zunächst eine Initialeinstellung be­ züglich der Abtastzeilennummer j und der Tiefe t_j durchgeführt (die der in Fig. 38(C) darge­ stellten Zeit t_j entspricht). Die quadraturdemodulierten Signale, die der Abtastzeile mit der Abtastzeilennummer j und der festgelegten Tiefe t_j angehören und die durch

{C_j(i)}_t=ti={R_j(i), I_j(i); i=1, . . . , n}_t=ti

ausgedrückt werden, werden aus den Speichern 122 und 124 ausgelesen. In der komple­ xen Autokorrelations-Recheneinheit 128 wird der komplexe Autokorrelationswert Cor (j, t) für die Abtastzeile j und die Tiefe t_j auf der Basis der folgenden Gleichung (1) berechnet

Es sei nebenbei bemerkt, daß für die Signale vor dem Eingang und hinter dem Ausgang des MTI-Filters 126 das gleiche Bezugszeichen verwendet wird.

Der auf der Basis der obigen Gleichung (1) berechnete komplexe Autokorrelationswert Cor (j, t_j) wird der atan-Recheneinheit 130 zugeführt. Diese berechnet die Phasendifferenz Δθ (j, t_j) für die Abtastzeile j und die Tiefe t_j auf der Basis des empfangenen komplexen Autokor­ relationswerts Cor (j, t_j) nach folgender Gleichung (2):

(2) Δθ (j, t_i)=atan [Im {Cor (j, t_i)}/Real {Cor (j, t_i)}.

Aus der so gewonnenen Phasendifferenz Δθ (j, t_j) läßt sich die Geschwindigkeit V (j, t) für die Abtastzeile j und die Tiefe t_j nach der folgenden Gleichung (3) berechnen:

(3) V(j,t_j)=(Δθ (j, t_i) · C)/(4πf₀T)

worin
C die Ultraschallgeschwindigkeit
f₀ die Mittenfrequenz des Ultraschalls
T die Wiederholperiode bei der Aussendung und dem Empfang der Ultraschallwellen
bedeuten.

Die obigen Operationen werden wiederholt, während die Tiefe t_j und die Abtastzeilennum­ mer j inkrementiert werden. Dadurch wird die Blutströmungsgeschwindigkeit des Bildes auf dem Bildschirm bestimmt.

In Fig. 39(D) ist die Blutströmungsgeschwindigkeit aufgetragen, die in der oben beschrie­ benen Weise in Verbindung mit einer bestimmten Abtastzeile berechnet wurde.

Bei dem in Fig. 37 dargestellten Stand der Technik werden die in den Speichern 122 und 124 gespeicherten Signale ausgelesen und über das MTI-Filter 126 geführt und dadurch die Blutströmungsinformation extrahiert. Es sei jedoch erwähnt, daß bei der Detektierung einer Gewebebewegung die Signalkomponente, die die Information über die Gewebebewegung kennzeichnet, extrem leistungsstärker ist als die Signalkomponente, die die Blutströmungs­ information kennzeichnet, so daß es nicht notwendig ist, die Blutströmungsinformation zu eliminieren. Es ist deshalb möglich, die Art der Gewebebewegung zu erkennen, indem man die oben erwähnten Operationen für das Signal durchführt, welches das MTI-Filter 126 um­ geht.

Als nächstes sei weiterer Stand der Technik beschrieben.

Die japanische Patentpublikation 44494/1987 offenbart ein Ultraschall-Doppler-Diagnosesy­ stem, in dem die Blutströmungsgeschwindigkeit des Herzens in Form eines Bildes ange­ zeigt wird. Bei diesem System werden die aus dem Innern des Subjekts reflektierten Ultra­ schallwellen empfangen, und Doppler-Effekt, dem die reflektierten Ultraschallwellen unter­ liegen, wird als Verschiebung einer Ultraschall-Trägerfrequenz detektiert. Dieses Detekti­ onsverfahren wird als Impulspaar-Verfahren bezeichnet.

Fig. 41 zeigt ein Blockdiagramm eines solchen Ultraschall-Doppler-Diagnosesystems nach dem Stand der Technik.

Da die allgemeinen technischen Eigenschaften des Ultraschall-Diagnosesystems allgemein bekannt sind, werden hauptsächlich die Merkmale beschrieben, die das Impulspaar-Verfah­ ren betreffen.

Eine Sendeschaltung 202 führt Ultraschallwandlern 201 Impulssignale jeweils in einer vor­ bestimmten Zeitlage zu. Die Ultraschallwandler 201 sind in mehreren Elementen angeord­ net, so daß sie Ultraschallimpulsstrahlen in das (nicht dargestellte) Subjekt senden, die je­ weils eine vorbestimmte Richtung haben. Die in das Subjekt eingestrahlten Ultraschallim­ pulsstrahlen werden dort reflektiert. Die reflektierten Ultraschallwellen werden von den Ul­ traschallwandlern 201 empfangen und einer Empfangsschaltung 203 zugeführt, in der sie einer Phasenaddition unterzogen werden, um Empfangssignale zu erzeugen, die jeweils ei­ ne Information bezüglich einer bestimmten Richtung in dem Subjekt enthalten. Das Emp­ fangssignal wird in einer Quadraturdemodulatorschaltung 204 einer Quadraturdemodulation unterzogen und dadurch zwei Signale h_ci(t) und h_si(t) gewonnen, die in einem Quadratur­ verhältnis zueinander stehen, wobei der Zusatz "i" anzeigt, daß das Signal zu der i-ten Aus­ sendung gehört, wenn die Ultraschallimpulsstrahlen wiederholt in einer vorbestimmten Richtung in das Subjekt ausgesendet werden, und wobei der Buchstabe "t" die Zeit als Re­ ferenzzeit bei jeder Aussendung kennzeichnet. Diese Signale h_ci(t) und h_si(t) werden in ihrer Kombination als ein komplexes Signal [h_ci(t) + j h_si(t)] betrachtet.

Der Realteil h_ci(t) und der Imaginärteil h_si(t) des komplexen Signals [h_ci(t) + j h_si(t)] werden A/D-Wandlern 205 bzw. 206 zugeführt, in denen sie in regelmäßigen Intervallen abgetastet, in ein komplexes Digitalsignal umgewandelt und dann vorübergehend in einem Speicher 207 gespeichert werden. Das komplexe Digitalsignal wird aus dem Speicher 207 ausgele­ sen und dann einem MTI-Filter 208 zugeführt. Das MTI-Filter 208 ist ein Filter zum Abtren­ nen tiefer Frequenzen, das die in dem komplexen Empfangssignal enthaltene Information, die eine Störkomponente bildet, eliminiert und die Blutströmungsinformation extrahiert. Das die Blutströmungsinformation repräsentierende komplexe Signal, das von dem MTI-Filter 208 ausgegeben wird, wird vorübergehend in einem Speicher 209 gespeichert und dann einer komplexen Korrelations-Recheneinheit 210 zugeführt.

Falls eine Gewebebewegung berechnet werden soll, kann man das MTI-Filter 208 umge­ hen oder seine Kennlinie ändern. Die Intensität eines von dem Gewebe abgeleiteten Si­ gnals ist extrem größer als die Signalintensität einer Blutströmungskomponente, so daß selbst dann, wenn die Blutströmungsinformation nicht eliminiert wird, das komplexe Signal, das vermutlich im wesentlichen für das von dem Gewebe reflektierte Signal repräsentativ ist, der komplexen Korrelations-Recheneinheit 210 zugeführt werden kann.

Die komplexe Korrelations-Recheneinheit 210 führt eine arithmetische Operation aus, um die komplexe Korrelation zwischen einem komplexen Signal, das der i-ten Strahlaussen­ dung entspricht, und einem komplexen Signal, das der (i+1)-ten Strahlaussendung ent­ spricht, zu gewinnen, so daß ein komplexer Korrelationswert C_i,i+1(t) berechnet werden kann. Dieser komplexe Korrelationswert C_i,i+1(t) wird einer Geschwindigkeits-Rechenein­ heit 211 zugeführt und kann in die Blutströmungsgeschwindigkeit V innerhalb des Subjekts umgewandelt werden. Die Blutströmungsgeschwindigkeit V wird einem digitalen Abtast­ wandler (DSC) 212 zugeführt und in ein anzeigeorientiertes Signal umgewandelt. In einer Anzeigeeinheit 213 wird die Blutströmungs-Geschwindigkeitsverteilung einem tomographi­ schen Bild aus dem Innern des Subjekts überlagert und beispielsweise farbig angezeigt. Verfahren zur Gewinnung des tomographischen Bildes sind allgemein bekannt. Für die vor­ liegende Erfindung ist das Verfahren zur Gewinnung des tomographischen Bildes nicht we­ sentlich. Deshalb wird hier keine Erläuterung zur Technik der Gewinnung des tomographi­ schen Bildes gegeben.

Es sei nun angenommen, daß das in Fig. 41 dargestellte Ultraschall-Diagnosesystem be­ nutzt wird, um Ultraschallstrahlen mit der Wiederholperiode T in einer spezifischen Richtung in das Subjekt zu senden, und in Bezug auf eine bestimmte Tiefe des Beobachtungspunkts in der spezifizierten Richtung in dem Subjekt das komplexe Signal Z_i=X_i + j Y_i, (i=1, 2, 3, . . . ) zu gewinnen.

In diesem Fall wird ein Erwartungswert der komplexen Korrelation, die von der komplexen Korrelations-Recheneinheit 210 von Fig. 41 abgeleitet wird, ausgedrückt durch

(4) <Z_{i+ 1}Z_i*<=<X_i+1X_i+Y_i+1 Y_i< + j <Y_i+1X_i-Y_i+1Y_i<.

Nach Gleichung (4) ist ein Erwartungswert <Δθ< einer Phasendifferenz Δθ, der sich zwi­ schen Wiederholperioden T ergibt, gegeben durch

(5) <Δθ<=arctan{<Y_i+1X_i-Y_i+1Y_i</<X_i+1X_i+Y_i+1Y_i<}.

Falls der ausgesendete Ultraschallimpuls sehr schmalbandig ist, ist die Relation zwischen der detektierten Phasendifferenz <Δθ< und der Doppler-Frequenz f_d, die aus einer Bewe­ gung (hier dem Vorhandensein einer Blutströmung) aus der Innenseite des Subjekts resul­ tiert, durch folgende Gleichung gegeben:

(6) <Δθ<=2 π f_d T.

Die Geschwindigkeit V der betreffenden Bewegung (Blutströmungsgeschwindigkeit) wird ausgedrückt durch

(7) V=(c/2ω₀) · <Δθ</T

worin
C die Ultraschallgeschwindigkeit (üblicherweise 1540m/s) und
ω₀ die Referenzwinkelfrequenz eines in der Quadraturdemodulatorschaltung 204 (Fig. 41) verwendeten Signals bedeuten.

Als nächstes sei noch ein weiterer Stand der Technik erläutert.

Fig. 42 zeigt das Blockdiagramm eines Ultraschall-Diagnosesystems nach dem Stand der Technik.

Eine Sendeschaltung 302 führt Ultraschallwandlern 301 Impulssignale jeweils in einer vor­ bestimmten Zeitlage zu. Die Ultraschallwandler 301 sind in mehreren Elementen angeord­ net, so daß sie Ultraschallimpulsstrahlen jeweils entlang einer Abtastrichtung aussenden, die sich in einer vorbestimmten Richtung in das (nicht dargestellte) Subjekt erstreckt. Die in das Subjekt eingestrahlten Ultraschallimpulsstrahlen werden dort reflektiert. Die reflektier­ ten Ultraschallwellen werden von den Ultraschallwandlern 301 empfangen und einer Emp­ fangsschaltung 303 zugeführt, in der sie einer Strahlbündelung unterzogen werden, um Empfangssignale zu gewinnen, die jeweils eine Information enthalten, die sich auf die zu­ geordnete Abtastzeile in dem Subjekt bezieht. Die Empfangssignale werden einer Quadra­ turdemodulatorschaltung 304 und einer Detektorschaltung 314 zugeführt.

In der Detektorschaltung 314 wird das Empfangssignal demoduliert. Das demodulierte Si­ gnal wird in einem digitalen Abtastwandler (DSC) 312 in ein Anzeigesignal umgewandelt. Eine Anzeigeeinheit 313 zeigt ein tomographisches Bild aus dem Innern des Subjekts an.

Verfahren zur Gewinnung von tomographischen Bildern sind allgemein bekannt. Da das Verfahren zur Gewinnung des tomographischen Bildes für die vorliegende Erfindung nicht wesentlich ist, wird hier keine Erläuterung zur Technik der Gewinnung des tomographi­ schen Bildes gegeben.

Das an der Quadraturdemodulatorschaltung 304 anliegende Empfangssignal wird Mischern 304a und 304b zugeführt, die die Quadraturdemodulatorschaltung 304 bilden. Den Mischern 304a und 304b werden außerdem von einer Steuersignal-Generatoreinheit 305 Referenzsignale cos ω₀t bzw. sin ω₀t zugeführt, die mit dem Empfangssignal multipliziert werden. Hier bedeutet ω₀ eine Referenz-Kreisfrequenz. Die von den Mischern 304a und 304b ausgegebenen Signale werden Tiefpaßfiltern 304c bzw. 304d zugeführt, in denen die niederfrequenten Signale extrahiert werden. Die von den Tiefpaßfiltern 304c und 304d aus­ gegebenen Signale werden in A/D-Wandlern 306a und 306b in Digitalsignale umgewandelt, so daß man zwei Signale R_i(t) und I_i(t) gewinnt, die in einer Quadraturbeziehung zueinander stehen, wobei der Zusatz "i" bedeutet, daß das Signal zu der i-ten Aussendung gehört, wenn der Ultraschallimpulsstrahl in einer vorbestimmten Richtung in das Subjekt gesendet wird, und der Buchstabe "t" die Zeit als Referenzzeit bei jeder Aussendung bedeutet. Diese Signale R_i(t) und I_i(t) werden in ihrer Kombination als ein komplexes Signal [R_i(t) + j I_i(t)] be­ trachtet.

Der Realteil R_i(t) und der Imaginärteil I_i(t) des komplexen Signals [R_i(t) + j I_i(t)] werden vor­ übergehend in einem Speicher 307 abgelegt. Das komplexe Digitalsignal wird aus dem Speicher 307 ausgelesen und dann einer Störunterdrückungseinrichtung 308, z. B. einem MTI-Filter, zugeführt. Die Störunterdrückungseinrichtung 308 besteht aus einem Filter, das tiefe Frequenzen abschneidet, oder einer ähnlichen Einrichtung, die es erlaubt, in dem komplexen Empfangssignal enthalte Informationen, die sich auf eine Störkomponente be­ ziehen, zu eliminieren und die Blutströmungsinformation zu extrahieren. Um die Blutströ­ mungsgeschwindigkeit berechnen zu können, sollten Informationen, die sich auf Störkom­ ponenten beziehen, eliminiert und nur die Blutströmungsinformation extrahiert werden. Da die Intensität des von dem Gewebe abgeleiteten Signal jedoch sehr viel größer ist als die Intensität des Signals einer Blutströmungskomponente, ist es für die Berechnung der Ge­ schwindigkeit des Gewebes oder ähnlicher Teile üblich, auf die Eliminierung der Blutströ­ mungsinformation zu verzichten.

Das aus dem Speicher 307 ausgelesene komplexe Signal wird über einen Schalter 309 ei­ ner komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 310 zugeführt, nachdem es - je nachdem, ob die Blutströmungsgeschwindigkeit oder eine Gewebegeschwindigkeit detektiert werden soll - über die Störunterdrückungseinrichtung 308 geleitet wurde oder nicht.

Die komplexe Korrelations-Recheneinheit 310 führt eine arithmetische Operation aus zur Ermittlung der komplexen Autokorrelation zwischen einem komplexen Signal, das der i-ten Strahlaussendung entspricht, und einem komplexen Signal, das der (i+1)-ten Strahlaussen­ dung in der gleichen Richtung in dem Subjekt entspricht, so daß ein komplexer Autokorre­ lationswert C_i,i+1(t) berechnet werden kann. Das Symbol < . . . < in der Figur bezeichnet ei­ ne Ausgleichs-Operation (Erwartungswert). Dieser komplexe Korrelationswert C_i,i+1(t) wird einer Geschwindigkeits- und Geschwindigkeitsgradienten-Recheneinheit 311 zugeführt und in eine Größe umgewandelt, die die Blutströmungsgeschwindigkeit oder die Gewebege­ schwindigkeit innerhalb des Subjekts oder einen Geschwindigkeitsgradienten repräsentiert.

Die detektierte Blutströmungsgeschwindigkeit oder der Geschwindigkeitsgradient wird ei­ nem digitalen Abtastwandler (DSC) 312 zugeführt und in ein anzeigeorientiertes Signal um­ gewandelt. In einer Anzeigeeinheit 313 wird die Geschwindigkeitsverteilung oder die Vertei­ lung des Geschwindigkeitsgradienten in einen Anzeigemodus zur Anzeige eines tomogra­ phischen Bildes vom Innern des Subjekts umgewandelt oder dem tomographischen Bild überlagert und z. B. farbig angezeigt. Es sei nun angenommen, daß das in Fig. 42 darge­ stellte Ultraschall-Diagnosesystem dazu verwendet wird, Ultraschallstrahlen in einer spezifi­ schen Richtung in das Subjekt auszusenden, und zwar mit einer Wiederholungsperiode T, so daß man in Bezug auf eine bestimmte Tiefenposition (Beobachtungspunkt) in einer spe­ zifischen Abtastrichtung, die sich in das Subjekt erstreckt, das komplexe Signal Z_i=X_i + j Y_i (i=1,2,3, . . . ) gewinnt.

In diesem Fall liefert die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 310 von Fig. 42 einen Erwartungswert <C_i, i+1< mit der komplexen Autokorrelation, die sich folgendermaßen ausdrücken läßt:

(8) <C_i,i+1<=<Z_i+1Z_i*<=<X_i+1X_i+Y_i+1Y_i<+j<Y_i+1X_i-Y_i+1Y_i<

worin das Zeichen * eine komplexe Konjugierte bedeutet.

Aus der Gleichung (8) gewinnt man einen Erwartungswert <Δθ< einer Phasendifferenz Δθ, die sich zwischen den Wiederholungsperioden T ergibt und die gegeben ist durch

(9) <Δθ<=arctan{<Y_i+1X_i-Y_i+1Y_i</<X_i+1X_i+Y_i+1Y_i<}.

Die Beziehung zwischen der detektierten Phasendifferenz <Δθ< und einer Dopplerfre­ quenz f_d ist durch folgende Gleichung gegeben

(10) <Δθ<=2πf_d·T.

Die maximale Dopplerfrequenz f_d wird ausgedrückt durch

(11) f_dmax=1/(2T).

Die Geschwindigkeit V der betreffenden Bewegung (Blutströmungsgeschwindigkeit oder Geschwindigkeit des Gewebes) läßt sich ausdrücken durch

(12) V=(c/2ω₀)·<Δθ<

worin c die Ultraschallgeschwindigkeit (üblicherweise 1540m/s) bedeutet.

Bei einem bekannten Verfahren zur Bestimmung eines Geschwindigkeitsgradienten, das in der japanischen Patentpublikation Nr. 43381/1993 beschrieben ist, wird der Geschwindig­ keitsgradient dadurch bestimmt, daß die Geschwindigkeit V, die auf der Basis der Glei­ chung (12) gewonnen wird bezüglich einer Tiefenrichtung z in dem Subjekt differenziert wird (einschließlich einer Differenzbildung), d. h.

(13) dV/dz=(1/Δz) (V_j+1-V_j)

worin
j der j-te Abtastpunkt bezüglich der z-Richtung (Tiefenrichtung) und
Δz das Intervall zwischen zwei in z-Richtung fluchtenden Abtastpunkten
bedeutet.

Wenn die Zeiten, in denen die Empfangssignale von Ultraschallstrahlen eintreffen, die an den beiden Abtastpunkten j und j+1 reflektiert werden, mit t_j bzw. t_j+1 bezeichnet werden, repräsentiert Δt=t_j+1-t_j die Zeit, die die Ultraschallstrahlen für den Hin- und Herweg zwi­ schen den beiden Abtastpunkten j und j+1 benötigen. Deshalb gilt folgende Beziehung zwi­ schen dem Intervall Δz und der Zeit Δt:

(14) Δz=c·Δt/2.

Es werde nun die Datensammelzeit berechnet, die benötigt wird, um einen Datenabschnitt für die Bildebene zu erzeugen.

Hierzu sei angenommen, daß die Wiederholperiode T gleich 200 µs ist, die Zahl der Abtast­ zeilen gleich 64 Elemente und die Zahl der Aussendungen in der gleichen Richtung gleich 9 (einmal für die Verwendung in einem Bild im B-Modus und acht mal zur Verwendung bei der Doppler-Detektion) ist. Die für die Bildung eines Vollbildes erforderliche Zeit ist gegeben durch

200 µs × 9 × 64 = 115,2 ms.

Dies führt zu einer Vollbildrate von etwa 8 (1/115,2 ms=8,6). Diese Vollbildrate reicht für eine Diagnose nicht aus. Wenn man allerdings zur Verbesserung der Vollbildrate die Anzahl der Wiederholungen bezüglich der gleichen Richtung herabsetzt, bringt dies Genauigkeits­ probleme mit sich.

Eine Möglichkeit zur Verbesserung der Vollbildrate besteht darin, die Zahl der Aussendun­ gen in der gleichen Richtung zu verringern. Die Reduzierung der Anzahl der in der gleichen Richtung erfolgenden Aussendungen kann zu einer großen Varianz des für die Detektierung der Geschwindigkeit benutzten komplexen Autokorrelationswerts führen und beeinträchtigt so die Genauigkeit der schließlich gewonnen Geschwindigkeit V. Eine solche Beeinträchti­ gung der Genauigkeit wird jedoch vermieden, wenn man auch die komplexen Autokorrela­ tionswerte nutzt, die aus der benachbarten Abtastzeile und der benachbarten Tiefe abgelei­ tet werden, wie dies in Fig. 38 dargestellt ist.

Fig. 43 zeigt ein Blockschaltbild eines entsprechenden Ultraschall-Diagnosesystems, bei dem die obige Überlegung berücksichtigt wurde. Im folgenden werden nur die Abweichun­ gen gegenüber dem System von Fig. 37 beschrieben.

Das Ultraschall-Diagnosesystem von Fig. 43 besitzt eine Prozessoreinheit 131 zur Mittel­ wertbildung, die hinter einer atan-Recheneinheit 130 angeordnet ist. Die Mittelwert-Prozes­ soreinheit 131 ist so angeordnet, daß die betreffenden Geschwindigkeiten V(j, t), die der jeweils zugeordneten Zeile j und der zugeordneten Tiefe t angehören, die in der atan-Re­ cheneinheit 130 errechnet werden, einer Mittelwertbildung unterziehen, wie dies in Fig. 38(A) bis 38(C) dargestellt ist, und zwar entweder bezüglich der benachbarten Abtastzeilen­ richtung (Fig. 38(A)), oder bezüglich der Tiefenrichtung (Fig. 38(B)) auf einer einzelnen Ab­ tastzeile oder sowohl bezüglich der Abtastzeilenrichtung als auch der Tiefenrichtung (Fig. 38 (C)). Auf diese Weise läßt sich die Detektierungsgenauigkeit verbessern, ohne daß die Vollbildrate herabgesetzt wird.

Das in Fig. 43 dargestellte Schema der Mittelwertberechnung ist jedoch, was die Verbesse­ rung der Detektierungsgenauigkeit betrifft, noch unbefriedigend. Deshalb ist eine weitere Verbesserung der Detektierungsgenauigkeit anzustreben.

Im Hinblick auf die vorangehenden Ausführungen ist es deshalb ein erstes Ziel der vorlie­ genden Erfindung, die Detektierungsgenauigkeit zu verbessern, ohne die Vollbildraten her­ abzusetzen, oder die Vollbildraten zu verbessern, ohne die Präzision zu verringern.

Bei dem Ultraschall-Diagnosesystem nach dem Stand der Technik, das anhand von Fig. 41 beschrieben wurde, wird die Information über eine Bewegung im Innern des Subjekts, z. B. die Information über Blutströmungsgeschwindigkeit, auf der Basis des Prinzips der Impuls­ paar-Methode abgeleitet. Es ist jedoch zu berücksichtigten, daß die Empfangssignale als von einer Zufallsstruktur reflektierte Signale in Wirklichkeit so große Fehler enthalten, daß sich die Phasendifferenz rein zufällig ändert oder die vermutete Geschwindigkeit infolge des Dämpfungseinflusses eine Versatz aufweist.

Um diesen Fehler zu eliminieren hat man versucht, diejenigen Informationen, die sich auf die Bewegung im Innern des Subjekts bezieht, mit größerer Genauigkeit zu gewinnen. Ein solcher Versuch ist in der japanischen Offenlegungs-Gazette Nr. 286751/1991 beschrieben.

Fig. 44 zeigt ein Blockschaltbild zur Erläuterung eines Verfahrens, das einer Weiterentwick­ lung des vorgenannten Vorschlags entspricht.

In Fig. 44 sind solche Teile, die Teilen in Fig. 41 entsprechen, mit den gleichen Bezugszei­ chen versehen wie dort. Eine erneute Beschreibung dieser Teile erübrigt sich.

Das von der Empfangsschaltung 203 ausgegebene Empfangssignal wird einer Quadratur­ demodulatorschaltung 204_1 zugeführt und dort in komplexe Signale umgewandelt. Die komplexen Signale werden A/D-Wandlerschaltungen 205_1 und 206_1 zugeführt und dort in entsprechende komplexe Digitalsignale umgewandelt. Diese komplexen Digitalsignale werden einer Phasendifferenz-Berechnungseinheit 220 zugeführt. Das von der Empfangs­ schaltung 203 ausgegebene Empfangssignal wird außerdem über eine analoge Verzöge­ rungsleitung 212, die das Signal um die Verzögerungszeit Δτ verzögert, einer Quadraturde­ modulatorschaltung 204_2 zugeführt und dort in komplexe Signale umgewandelt. Diese komplexen Signale werden A/D-Wandlerschaltungen 205_2 und 206_2 zugeführt und dort jeweils in komplexe Digitalsignale umgewandelt. Diese komplexen Digitalsignale werden der Phasendifferenz-Berechnungseinheit 220 zugeführt. Die Verzögerung des Empfangssi­ gnals durch die Verzögerungsleitung 212 soll die Situation simulieren, daß das Gewebe entlang der Richtung, in der die Ultraschallimpulsstrahlen ausgesendet werden, gleichför­ mig um die entsprechende Verzögerungszeit Δτ verschoben ist.

Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 220 berechnet die Phasendifferenz Δθ_r zwischen zwei komplexen Signalen, die aus einem einzigen ursprünglichen Empfangssignal abgelei­ tet sind, und gibt die berechnete Phasendifferenz Δθ_r an einen Speicher 221.

Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 220 berechnet außerdem eine Phasendifferenz Δθ_1,2 zwischen einem Empfangssignal, das der erstmaligen Aussendung des Ultraschallim­ pulsstrahls entspricht, und einem Empfangssignal, das der zweiten Aussendung des Ultra­ schallimpulsstrahls entspricht, und gibt die berechnete Phasendifferenz Δθ_1,2 an den Spei­ cher 221. Diese Phasendifferenz Δθ_1,2 ist der oben anhand von Fig. 41 beschriebenen Pha­ sendifferenz äquivalent, die sich in Abhängigkeit von der Zufallsstruktur im Innern des Sub­ jekts erheblich ändert.

Anschließend wird die Phasendifferenz Δθ_r aus dem Speicher 221 ausgelesen und einer Korrekturfaktor-Berechnungseinheit 222 zugeführt, in der ein Korrekturfaktor Δτ/Δθ berech­ net wird, und dann an eine Korrektur-Recheneinheit 223 weitergegeben. Auch die Phasen­ differenz Δθ_1,2 wird aus dem Speicher 221 ausgelesen und direkt zu der Korrektur-Rechen­ einheit 223 weitergeleitet.

In der Korrektur-Recheneinheit 223 wird die empfangene Phasendifferenz Δθ_1,2 mit dem Korrekturfaktor Δθ/Δθ_r multipliziert, um eine hochgenaue Zeitdifferenz Δθ_1,2 · Δτ/Δθ_r zu be­ rechnen. Diese Zeitdifferenz Δθ_1,2 Δτ/Δθ_r wird einer Gewebeparameter-Berechnungseinheit 224 zugeführt, in der Gewebeparameter, die jeweils für den Härtegrad des zugehörigen Punkts innerhalb des Subjekts kennzeichnend sind, auf der Basis der Zeitdifferenz Δθ_1,2 · Δτ/Δθ_r berechnet werden, die für die betreffenden Punkte im Innern des Subjekts berechnet wurden. Die so gewonnenen Gewebeparameter werden einer Anzeigeeinheit 125 zuge­ führt und dort angezeigt.

Die Zeitdifferenz Δθ_1,2 · Δτ/Δθ_r werden im folgenden näher beschrieben.

Die Phasendifferenz Δθ_r bezeichnet, wie oben erwähnt, eine Phasendifferenz zwischen zwei Empfangssignalen, die in der Weise gewonnen wurden, daß man ein einziges Emp­ fangssignal auf zwei Systeme aufteilt und das Signal, das einem dieser Systeme zugeord­ net ist, um die Verzögerungszeit Δτ verzögert wird, so daß man zwei Empfangssignale er­ hält. D.h. die Phasendifferenz Δθ_r enthält ähnliche Phasenfehler wie die Phasendifferenz Δθ_1,2. Wenn die Phasenänderung einer glatten Verlauf hat und deshalb durch einen linearen Ausdruck adäquat approximiert werden kann, mit anderen Worten, wenn die Phasendiffe­ renz Δθ_r der Verzögerungszeit Δτ proportional ist, kann durch Multiplizieren der bekannten Verzögerungszeit Δτ mit einem Proportionalitätsfaktor Δθ_1,2/Δθ_r aus diesen Phasendifferen­ zen Δθ_1,2 und Δθ_r die Zeitdifferenz Δθ_1,2 · Δτ/Δθ_r, die dem Bewegungsbetrag des Subjekts entspricht, exakt bestimmt werden.

Die Verwendung des anhand von Fig. 44 erläuterten Verfahrens ermöglicht eine Korrektur der Fehler innerhalb einer Grenze, in der die lineare Approximierung gültig ist. Man benötigt jedoch für ein derartiges Verfahren eine extrem exakte Verzögerungszeit Δτ und muß des­ halb eine hochpräzise analoge Verzögerungsleitung 212 vorsehen. Dies führt natürlich zu einer Kostenerhöhung des Systems. Außerdem werden bei einem solchen System die Doppelsysteme aus Quadraturdemodulatorschaltungen usw. benötigt so daß auch der Schaltungsumfang größer wird. Dies führt ebenfalls zu einer Kostenerhöhung des Diagno­ sesystems und läuft dem Bemühen entgegen, das Diagnosesystem zu miniaturisieren.

Die oben erwähnte japanische Patent-Offenlegungs-Gazette Nr. 286751/1991 offenbart ei­ ne Technik, die anstelle zwei Systeme mit jeweils einer Quadraturdemodulatorschaltung usw., wie dies in Fig. 44 dargestellt ist, nur ein einziges System aufweist, wobei eine Um­ schaltung zwischen der Durchleitung durch die Verzögerungsleitung 212 und einer Umge­ hung der Verzögerungsleitung 212 vorgesehen ist. Da es aber häufig vorkommt, daß das Subjekt sich während der Wiederholperiode bewegt, ist der Korrektureffekt in diesem Fall gering. Es wird außerdem ein Schema vorgeschlagen, bei dem keine Verzögerungsleitung benutzt wird, sondern statt dessen die Zeitlage der Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls bei jeder Wiederholung um einen Betrag geändert wird, der der Verzögerungszeit Δτ ent­ spricht. Auch bei diesem Schema geht jedoch die Korrekturwirkung verloren.

Nach der japanischen Patent-Offenlegungs-Gazette 286751/1991 werden zur Bestimmung der Phasendifferenz Δθ zwischen den Empfangssignalen, von denen das eine verzögert und das andere nicht verzögert wird, zunächst die Phasen der betreffenden Signale detektiert und dann die Differenz (Phasendifferenz Δθ_r) von Phase zu Phase berechnet, wobei eine sogenannte volle Phasendrehung (Phasensprung von π bis -π) zu berücksichtigen ist. Das übliche Ultraschallempfangssignal weist jedoch zahlreiche volle Phasendrehungen auf, so daß die Korrektur sehr mühsam ist.

Im Hinblick auf diese Ausführungen besteht ein zweites Ziel der vorliegenden Erfindung darin, ein Ultraschall-Diagnosesystem zur Verfügung zu stellen, das in der Lage ist, eine Bewegung innerhalb des Subjekts mit hoher Präzision zu erkennen, wobei eine Schaltungs­ struktur mit relativ einfacher Anordnung verwendet wird.

Bei Ultraschall-Diagnosesystemen nach dem Stand der Technik wird die Geschwindigkeit V, wie oben erläutert, auf der Basis von Gleichung (12) bestimmt und die gewonnene Ge­ schwindigkeit V nach der Tiefenrichtung (z-Richtung) differenziert, wie dies in Gleichung (13) dargestellt ist. Dadurch wird der Geschwindigkeitsgradient dV/dz für die jeweilige Zeit berechnet. Falls die Bewegung innerhalb des Subjekts jedoch schnell ist und eine Doppler­ verschiebung auftritt, die größer ist als diejenige, die die in Gleichung (11) angegebenen maximale Treiberfrequenz f_dmax verursacht, tritt in dem berechneten Wert ein Fehler auf.

Fig. 45(A) bis (D) zeigen jeweils Ansichten zur Erläuterung dieses Problems.

Es sei angenommen, daß dann, wenn die Phasendifferenz, die im wesentlichen in Bezug auf zwei Punkte A und B detektiert werden sollen, die jeweils in einer bestimmten Tiefe liegen, mit Δθ_A bzw. Δθ_B bezeichnet sind, wie dies in Fig. 45(A) dargestellt ist, die Phasen­ differenz Δθ_A innerhalb π und die Phasendifferenz Δθ_B außerhalb von π liegt. Die Phasendif­ ferenz ist übrigens nur zwischen -π und π einfach zu identifizieren. Deshalb wird, wie in Fig. 45(B) dargestellt, bezüglich Δθ_A der Wert in der Nähe von π detektiert. Bezüglich Δθ_B wird hingegen der Wert in der Nähe von -π detektiert. Dies wirft das Problem der Phasendre­ hung auf, wobei die Phase um 2π springt. Gleichung (12) zeigt, daß die Phasendifferenz Δθ der Geschwindigkeit V proportional ist und daß die nach Gleichung (12) bestimmte Ge­ schwindigkeit V Werte annimmt, wie sie in Fig. 45(B) dargestellt sind. Aus diesem Grund kann der auf der Basis von Gleichung (13) berechnete Geschwindigkeitsgradient dV/dz ei­ nen großen Fehler aufweisen und von dem tatsächlichen Wert des Geschwindigkeitsgra­ dienten (Fig. 45(D)) weit entfernt sein, wie dies in Fig. 45(C) dargestellt ist.

Es ist deshalb ein drittes Ziel der vorliegenden Erfindung, ein Ultraschall-Diagnosesystem zur Verfügung zu stellen, das in der Lage ist, den Geschwindigkeitsgradienten mit großer Genauigkeit zu berechnen, ohne daß Probleme durch volle Phasendrehungen auftreten.

Zur Erreichung des oben genannten ersten Ziels dient ein erstes erfindungsgemäßes Ultra­ schall-Diagnosesystem
mit einem Sender-Empfänger zum wiederholten Aussenden von Ultraschallwellen in ei­ ner Abtastzeilenrichtung in ein Subjekt und zum Empfangen reflektierter Ultraschallwellen aus dem Innern des Subjekts zur Erzeugung von Empfangssignalen,
mit einem Quadraturdemodulator zur Gewinnung eines quadraturdemodulierten Aus­ gangssignals aus jedem der Empfangssignale,
mit einem Autokorrelator zur Bestimmung eines komplexen Autokorrelationswerts des quadraturdemodulierten Ausgangssignals,
mit einem Bewegungsinformations-Detektor zur Detektierung einer Information über die Blutströmung in dem Subjekt oder einer Information, die sich auf die Bewegung eines Ge­ webes in dem Subjekt bezieht, auf der Basis des von dem Autokorrelator bestimmten kom­ plexen Autokorrelationswerts,
das dadurch gekennzeichnet ist,
daß eine Mittelwert-Recheneinheit zum Bestimmen eines Mittelwerts der komplexen Autokorrelationswerte über eine Mehrzahl von Punkten vorgesehen ist, die einem vorbe­ stimmten Punkt in dem Subjekt benachbart sind,
und daß der Bewegungsinformations-Detektor die Information über die Blutströmung in dem Subjekt oder die Information, die sich auf eine Gewebebewegung in dem Subjekt be­ zieht, auf der Basis des Mittelwerts bestimmt.

Bei diesem System ist es vorteilhaft, wenn die Mittelwert-Recheneinheit einen Mittelwert der komplexen Autokorrelationswerte in Bezug auf Punkte auf einer Mehrzahl von dem ge­ nannten vorbestimmten Punkt benachbarten Abtastzeilen ermittelt, wobei alle diese Punkte in der gleichen Tiefe liegen wie der genannte vorbestimmte Punkt.

Es ist weiter von Vorteil, wenn die Mittelwert-Recheneinheit einen Mittelwert der komple­ xen Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehrzahl von Punkten bestimmt, die auf einer vorbestimmten Abtastzeile einander benachbart sind.

Es ist weiterhin vorteilhaft, wenn die Mittelwert-Recheneinheit einen Mittelwert der kom­ plexen Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehrzahl von Punkten bestimmt, die den genannten vorbestimmten Punkt auf einer zweidimensionalen Basis umgeben.

Die Terminologie "durchschnittlicher Wert" kann "Durchschnittswert", "Mittelwert" oder dgl. bedeuten und sollte nicht in einem zu engen Sinn interpretiert werden. Für den Ausdruck "durchschnittlicher Wert" ist jede Bedeutung akzeptabel, die einen Wert auf einer Durch­ schnittsbasis bezeichnet, z. B. ein Medianwert, (Maximum + Minimum)/2. Zur Vereinfa­ chung wird im folgenden der Ausdruck "durchschnittlicher Wert" als "Mittelwert" bezeichnet.

Zur Erreichung des oben erwähnten zweiten Ziels der Erfindung dient das zweite erfin­ dungsgemäße Ultraschall-Diagnosesystem, das gekennzeichnet ist durch
Mittel zur Anzeige eines tomographischen Bildes eines Subjekts auf der Basis eines Empfangssignals, das eine Information enthält, die sich auf Ultraschallreflexion entlang ei­ ner Abtastzeile bezieht, die in dem Subjekt verläuft, wobei das Empfangssignal in der Weise erzeugt wird, daß Ultraschallimpulsstrahlen in das Subjekt gesendet werden und vom Innern des Subjekts reflektierte Ultraschallwellen durch eine Mehrzahl von Ultraschall­ wandlern empfangen werden, um eine Strahlbündelung durch Phasensteuerung durchzu­ führen,
eine Einrichtung zur Detektierung einer Bewegung in dem Subjekt auf der Basis einer Mehrzahl von Empfangssignalen, die jeweils eine Information über die Ultraschallreflexion entlang ein und derselben Abtastzeile enthalten, wobei die Mehrzahl von Empfangssignalen in der Weise erzeugt wird, daß Ultraschallimpulsstrahlen wiederholt mehrere Male in der gleichen Richtung in das Subjekt ausgesendet werden,
(2_1) eine komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung zur Umwandlung der Empfangssi­ gnale vor oder nach der Strahlbündelung durch Phasensteuerung in ein erstes komplexes Signal unter Verwendung eines Referenzsignals mit einer vorbestimmten Referenzfrequenz ω⁰
(2_2) eine Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals zur Erzeugung eines zweiten komplexen Signals und eines dritten komplexen Signals aus dem ersten komple­ xen Signal, wobei das zweite komplexe und das dritte komplexe Signal um eine vorbe­ stimmte Zeitdifferenz Δτ gegeneinander zeitverschoben sind,
(2_3) eine komplexe Korrelations-Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines kom­ plexen Korrelationswerts C_i,i(t, Δτ) in einem Zeitpunkt t, wobei dann, wenn Ultraschallim­ pulsstrahlen wiederholt in einer vorbestimmten Richtung in das Subjekt ausgesendet wer­ den, ein Referenzzeitpunkt der i-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls als Startpunkt des zweiten und dritten komplexen Signals ausgewählt werden, die der i-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbestimmten Richtung zugeordnet sind, so wie zur Be­ rechnung eines zusätzlichen komplexen Autokorrelationswerts C_i,i+1(t) im Zeitpunkt t, wo­ bei die Referenzzeitpunkte der i-ten und (i+1)-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der genannten vorbestimmten Richtung jeweils als Startpunkt des zweiten komplexen Signals zum nächsten zweiten komplexen Signal gewählt werden, die der i-ten bzw. (i+1)-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der genannten vorbestimmten Richtung zugeordnet sind, und
(2_4) eine Bewegungsgrößen-Berechnungseinrichtung zur Berechnung einer Größe, die für eine der Zeit t zugeordnete zwischen den Zeitpunkten der i-ten und der (i+1)-ten Aus­ sendung des Ultraschallimpulsstrahls auftretende Bewegung in Bezug auf einen Beobach­ tungspunkt in dem Subjekt kennzeichnend ist, auf der Basis der komplexen Korrelations­ werte C_i,i(t, Δτ) und C_i,i+1(t).

In dem vorerwähnten System sind die Mittel zur Umwandlung des komplexen Signals nicht auf eine spezielle Struktur beschränkt.

So ist es beispielsweise möglich, eine Einrichtung zur Strahlbündelung durch Phasensteue­ rung für eine Mehrzahl von anlogen Empfangssignalen vorzusehen, die aus einer Mehrzahl von Ultraschallwandlern abgeleitet sind,
wobei die genannte komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodu­ lator aufweist zur Quadraturdemodulation der der Strahlbündelung durch Phasensteuerung unterzogenen analogen Empfangssignale unter Verwendung zweier um 90° gegeneinander phasenverschobener analoger Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Umwandlung der Empfangssignale in das erste komplexe Signal in analoger Form.

Es ist ferner möglich, daß das System ferner aufweist:
eine Einrichtung zur Strahlbündelung durch Phasensteuerung für eine Mehrzahl von analogen Empfangssignalen, die aus einer Mehrzahl von Ultraschallwandlern abgeleitet sind, und
einen A/D-Wandler zur Umwandlung der von der Einrichtung zur Strahlbündelung ausge­ gebenen analogen Empfangssignale in digitale Empfangssignale,
wobei die komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodulator auf­ weist zur Quadraturdemodulation der von dem A/D-Wandler ausgegebenen digitalen Emp­ fangssignale unter Verwendung zweier um 90° gegeneinander phasenverschobener digita­ ler Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Umwandlung der Empfangssignale in das erste komplexe Signal in digitaler Form.

Das System kann außerdem aufweisen:
einen A/D-Wandler zur Umwandlung einer Mehrzahl von aus einer Mehrzahl von Ultra­ schallwandlern abgeleiteten analogen Empfangssignalen in eine Mehrzahl von digitalen Empfangssignalen,
eine Einrichtung zur Strahlbündelung durch Phasensteuerung für die Mehrzahl von digita­ len Empfangssignalen, die von dem A/D-Wandler ausgegeben werden,
wobei die komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodulator auf­ weist zur Quadraturdemodulation der von der Strahlformungseinrichtung ausgegebenen digitalen Empfangssignale unter Verwendung zweier gegeneinander um 90° phasenver­ schobener digitaler Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Umwandlung der Emp­ fangssignale in das erste komplexe Signal in digitaler Form.

Es kann auch vorgesehen sein,
daß die komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodulator auf­ weist zur Quadraturdemodulation einer Mehrzahl von analogen Empfangssignalen, die von einer Mehrzahl von Ultraschallwandlern ausgegeben werden, oder einer Mehrzahl von digi­ talen Empfangssignalen, die durch A/D-Wandlung aus der Mehrzahl von analogen Emp­ fangssignalen gewonnen werden, unter Verwendung zweier gegeneinander um 90° pha­ senverschobener analoger oder digitaler Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Umwandlung der Empfangssignale in eine Mehrzahl der ersten komplexen Signale,
und daß das System ferner Mittel zur Durchführung einer Strahlbündelung durch Pha­ sensteuerung für die Mehrzahl der ersten komplexen Signale aufweist, die von der komple­ xen Signal-Umwandlungseinrichtung abgeleitet werden, wodurch das erste komplexe Si­ gnal gewonnen wird, das der Strahlbündelung durch Phasensteuerung unterzogen wird.

Bei dem oben erwähnten System ist die Einrichtung zur Erzeugung des komplexen zeitver­ schobenen Signals nicht auf eine spezifische Struktur beschränkt.

So ist es beispielsweise möglich,
daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale unter Verwendung eines Abta­ sttakts, der aus Taktimpulsen mit den Zeitintervallen Δτ besteht, die der genannten Zeitdif­ ferenz Δτ entsprechen, wodurch das zweite und das dritte komplexe Signal in digitaler Form erzeugt werden, oder
daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale unter Verwendung eines Ab­ tasttakts, der aus Taktimpulsen besteht, die jeweils ein der Zeitdifferenz Δτ entsprechendes Zeitintervall Δτ haben, wobei das 1/N-fache (N ganz) der betreffenden Operationszeitinter­ valle Zeitintervalle für die sequentielle Berechnung einer Größe für jeden Beobachtungs­ punkt, die kennzeichnend ist für die Bewegung einer Mehrzahl von Beobachtungspunkten, die in der genannten vorbestimmten Richtung in dem Objekt fluchten, durch die Zeitdiffe­ renz Δτ ausgedrückt wird, damit zur Erzeugung des zweiten komplexen Signals in digitaler Form und des dritten komplexen Signals in digitaler Form.

Es ist außerdem möglich, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorliegenden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale unter Ver­ wendung eines Abtasttakts mit einer Mehrzahl von Taktimpulsen der Zeitdifferenz Δτ in ei­ ner Periode, die jedem der jeweiligen Operationszeitintervalle für die sequentielle Berech­ nung einer Größe für jeden Beobachtungspunkt äquivalent ist, wobei diese Größe die kennzeichnend ist für die genannte Bewegung einer Mehrzahl von Beobachtungspunkten die in der genannten vor­ bestimmten Richtung in dem Subjekt fluchten, so daß das zweite und das dritte komplexe Signal in digitaler Form erzeugt werden.

Es ist ferner möglich, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals ei­ nen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung sowohl des Realteils als auch des Imaginärteils des in analoger Form vorliegenden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale un­ ter Verwendung einer Mehrzahl von Abtasttakten, die jeweils um die Zeitdifferenz Δτ ge­ geneinander phasenverschoben sind, so daß das zweite und das dritte komplexe Signal in digitaler Form erzeugt werden.

Es ist außerdem möglich, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals ein Dehnungsfilter zur Dehnung des in digitaler Form vorliegenden ersten komplexen Si­ gnals mit einem Abtastintervall, das dem 1/N-fachen (N ganz) der Zeitdifferenz Δτ ent­ spricht, und damit zur Erzeugung des zweiten und des dritten komplexen Signals in digitaler Form, wobei das zweite und das dritte komplexe Signal um die Zeitdifferenz Δτ gegenein­ ander verschoben sind.

Es ist auch möglich, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals eine Interpolationseinrichtung aufweist zum Interpolieren des in digitaler Form vorliegenden er­ sten Signals und damit zur Erzeugung des zweiten und des dritten komplexen Signals in digitaler Form, wobei das zweite und das dritte komplexe Signal um die Zeitdifferenz Δτ ge­ geneinander verschoben sind.

Weiterhin ist es möglich,
daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler auf­ weist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorliegen­ den ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Signal beinhalten, unter Verwendung eines vorbestimmten Abtasttakts, sowie eine interpolieren­ de Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der dritten komplexen Signale, oder
daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Si­ gnal beinhalten, unter Verwendung eines Abtasttakts, der aus Taktimpulsen besteht, deren Zeitintervall jeweils dem 1/N-fachen (N ganz) jedes der betreffenden Operationszeitinter­ valle für die sequentielle Berechnung einer Größe für jeden Beobachtungspunkt entspricht, die kennzeichnend ist für die genannte Bewegung einer Mehrzahl von Beobachtungspunk­ ten, die in der vorbestimmten Richtung in dem Objekt fluchten, sowie eine interpolierende Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der drit­ ten komplexen Signale, oder
daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Si­ gnal beinhalten, unter Verwendung eines Abtasttakts mit einer Mehrzahl von Taktimpulsen einer vorbestimmten Zeitdifferenz innerhalb einer Periode, die den einzelnen betreffenden Operationszeitintervallen zur sequentiellen Berechnung einer Größe für jeden Beobach­ tungspunkt äquivalent ist, sowie eine interpolierende Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der dritten komplexen Signale, oder
daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung sowohl des Realteils als auch des Imaginärteils des in analoger Form vorliegenden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Signal beinhalten, unter Verwendung einer Mehrzahl von gegeneinander phasen­ verschobenen Abtasttakten, sowie eine interpolierende Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der dritten komplexen Signale.

Bei dem zweiten System nach der vorliegenden Erfindung, das oben beschrieben wurde, ist vorgesehen,
daß die Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße eine Zeitdifferenz Δt(t)_i,i+1 zwischen aufeinanderfolgenden Zeitpunkten berechnet, die mit der Reflexion von Ultra­ schallimpulsstrahlen von dem Beobachtungspunkt bei der i-ten bzw. der (i+1)-ten Aussen­ dung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbestimmten Richtung zusammenhängt, wobei die betreffenden Referenzzeitpunkte für die Aussendung der Ultraschallimpulsstrahlen jeweils als Startpunkt bezüglich der zugeordneten Reflexion auf der Basis der folgenden Gleichung ausgewählt sind:

worin Δθ_i,i(t, Δτ) die aus dem komplexen Korrelationswert C_i,i(t, Δτ) berechnete Phasendiffe­ renz im Zeitpunkt t des der i-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbe­ stimmten Richtung zugeordneten ersten und zweiten komplexen Signals bezeichnet, und Δθ_i,i+1(t) die Phasendifferenz in dem Zeitpunkt t zwischen aufeinanderfolgenden er­ sten komplexen Signalen bezeichnet, die der i-ten bzw. der (i+1)-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahl in der genannten vorbestimmten Richtung entspricht.

Nach einem anderen Aspekt ist vorgesehen, daß die Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße als einer für die Bewegung repräsentative Größe wenigstens eine aus den ausgewählten Zeitdifferenzen Δt zwischen aufeinanderfolgenden Zeitpunkten (so auch in 20) berechnet, die mit der Reflexion von Ultraschallimpulsstrahlen von dem Beobach­ tungspunkt bei der i-ten bzw. der (i+1)-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbestimmten Richtung zusammenhängt, wobei die betreffenden Referenzzeitpunkte für die Aussendung der Ultraschallimpulsstrahlen jeweils als Startpunkt bezüglich der zugeord­ neten Reflexion ausgewählt sind, und daß ferner eine Bewegungsgröße des Beobach­ tungspunkts auf der Basis der Zeitdifferenz Δt und der Ultraschallgeschwindigkeit c in dem Subjekt sowie eine Bewegungsgeschwindigkeit des Beobachtungspunkts, der auf der Ba­ sis der Bewegungsgröße und der Wiederholperiode T der Aussendungen des Ultraschall­ impulsstrahls in der vorbestimmten Richtung berechnet wird.

Vorzugsweise bestimmt die Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße eine Größe, die kennzeichnend ist für die Bewegung, die in Bezug auf mehrere der genannten Zeitdiffe­ renzen Δt einem Glättungsprozeß unterzogen wurde und/oder die Einrichtung zur Berech­ nung der Bewegungsgröße bestimmt eine Größe, die kennzeichnend ist für die Bewegung, die in Bezug auf drei- oder mehrmalige Aussendungen des Ultraschallimpulsstrahls in der genannten vorbestimmten Richtung einem Glättungsprozeß unterzogen wurde.

Es kann auch eine räumliche Differenziereinrichtung vorgesehen sein zur räumlichen Diffe­ renzierung einer Größe, die für die von der Einrichtung zur Berechnung der Bewegungs­ größe berechnete Bewegung kennzeichnend ist, um die Änderungsrate der für die Bewe­ gung repräsentativen Größe in der vorbestimmten Richtung zu bestimmen.

Vorzugsweise ist eine Informations-Extraktionseinrichtung vorgesehen zum Extrahieren der in dem zweiten komplexen Signal und in dem dritten komplexen Signal enthaltenen Blutin­ formation aus der Störkomponente der Information durch Abtrennung.

Außerdem ist vorzugsweise eine Anzeigevorrichtung zum Anzeigen einer Größe vorgese­ hen, die kennzeichnend ist für die genannte Bewegung und/oder einer auf der Basis der diese Bewegung kennzeichnenden berechneten Größe durch deren Überlagerung über das tomographische Bild.

Zur Erreichung des oben beschriebenen dritten Ziels der Erfindung dient das dritte erfin­ dungsgemäße Ultraschall-Diagnosesystem, bei dem Empfangssignale in der Weise erzeugt werden, daß Ultraschallimpulsstrahlen in ein Subjekt gesendet und vom Innern des Sub­ jekts reflektierte Ultraschallwellen empfangen werden,
wobei das System gekennzeichnet ist durch
(3_1) komplexe Signal-Umwandlungsmittel zur Umwandlung des Empfangssignals in ein komplexes Signal, das aus zwei Signalen besteht, die in einem Quadraturverhältnis zuein­ ander stehen,
(3_2) eine quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinheit zur Berechnung qua­ dratischer komplexer Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Signal, die mit der Aussendung von Ultraschallimpulsstrahlen zu unterschiedlichen Zeitpunkten entlang einer vorbestimmten Abtastzeile in Zusammenhang stehen, wenn Ultraschallim­ pulsstrahlen wiederholt entlang der vorbestimmten Abtastzeile ausgesendet werden, die in Tiefenrichtung in das Subjekt verläuft, sowie von einem komplexen Signal zum nächsten komplexen Signal, die mit den jeweiligen Exemplaren aus einer Mehrzahl von Tiefenposi­ tionen auf der genannten Abtastzeile in Zusammenhang stehen, und
(3_3) eine Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines Geschwindigkeitsgradienten in dem Subjekt auf der Basis der quadratischen komplexen Autokorrelationswerte.

Bei diesem System kann vorgesehen sein,
(3_4) daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung für jedes der genannten komplexen Signale, die Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu vonein­ ander abweichenden Zeitpunkten zugeordnet sind, komplexe Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Signal berechnet, die jeweils voneinander abweichenden Tiefenpositionen auf der vorbestimmten Abtastzeile zugeordnet sind, und daß sie anschlie­ ßend komplexe Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Autokorrelati­ onswert berechnet, die Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen in voneinander abwei­ chenden Zeitpunkten zugeordnet sind;
(3_5) daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung für jede von mehreren Tiefenpositionen bei Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu voneinan­ der abweichenden Zeitpunkten entlang der vorbestimmten Abtastzeile komplexe Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Signal berechnen, die mit demselben Zeitpunkt in Zusammenhang stehen, und daß sie anschließend komplexe Auto­ korrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Autokorrelationswert berechnet, die Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen in voneinander abweichenden Tiefenpositio­ nen zugeordnet sind;
(3_6) die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung gleichzeitig sowohl die Operationen an einer komplexen Autokorrelation von einem zum nächsten komplexen Signal ausführt, die voneinander verschiedenen Aussendungen zugeordnet sind, als auch eine komplexe Autokorrelation von einem zum nächsten komplexen Signal bezüglich einer Tiefenrichtung zugeordnet sind.

Die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung von Punkt (3_2) umfaßt alle Aspekte der Punkte (3_4) bis (3_6), und es genügt, wenn der oben erwähnte quadratische komplexe Autokorrelationswert berechnet wird.

Es ist möglich, daß
(3_7) die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung von Punkt (3_2) einen einzigen quadratischen komplexen Autokorrelationswert berechnet, um einen Ge­ schwindigkeitsgradienten im Hinblick auf eine einzige Tiefenposition auf einer vorbestimm­ ten Abtastzeile zu bestimmen.

Es ist auch möglich, daß
(3_8) die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung von Punkt (3_2) mehrere quadratische komplexe Autokorrelationswerte berechnet, um den Geschwindig­ keitsgradienten im Hinblick auf die einzige Tiefenposition zu bestimmen.

Es ist auch möglich, daß
(3_9) die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung von Punkt (3_2) für jede von mehreren Tiefenpositionen bei Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu voneinander abweichenden Zeitpunkten entlang der vorbestimmten Abtastzeile komplexe Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Signal berechnen, die mit der­ selben Tiefenposition in Zusammenhang stehen, und daß sie anschließend komplexe Au­ tokorrelationswerte des komplexen Autokorrelationswerts berechnet, der eine vorbestimm­ te Tiefenposition betrifft, und der komplexen Autokorrelationswerte, die die jeweils zuge­ ordneten aus einer Mehrzahl von Tiefenpositionen betreffen.

Weiterhin ist es möglich, daß
(3_10) daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung für jede von mehreren Tiefenpositionen bei Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu voneinan­ der abweichenden Zeitpunkten entlang der vorbestimmten Abtastzeile komplexe Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Signal berechnen, die mit der­ selben Tiefenposition in Zusammenhang stehen, und daß sie anschließend an einem er­ sten Satz eine komplexe Autokorrelationsrechnung durchführt, der die einer Mehrzahl von Tiefenpositionen zugeordneten komplexen Autokorrelationswerte umfaßt, und einem zwei­ ten Satz der die einer Mehrzahl von Tiefenpositionen zugeordneten komplexen Autokorre­ lationswerte umfaßt, die die den ersten Satz bildenden komplexen Autokorrelationswerte überlappen dürfen.

Bei dem dritten System gemäß vorliegender Erfindung ist vorgesehen, daß
(3_11) die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung von Punkt (3_2) so ausgelegt ist, daß sie mehrere komplexe Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehr­ zahl von Tiefenpositionen bestimmt, um einen Geschwindigkeitsgradienten bezüglich einer vorbestimmten Tiefenposition zu bewerten und
die Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung von Punkt (3_3) so ausgelegt, daß sie in jedem aus der Mehrzahl der genannten komplexen Autokorrelationswerten enthal­ tene Phasennachrichten bestimmt, um den Geschwindigkeitsgradienten bezüglich der ge­ nannten vorbestimmten Tiefenposition durch Regression einer vorbestimmten ungeraden Funktion auf bestimmte Phasennachrichten zu bewerten.

In diesem Fall ist es vorteilhaft, wenn die vorbestimmte ungerade Funktion eine gerade Li­ nie ist.

Bei dem dritten System gemäß vorliegender Erfindung ist außerdem vorgesehen, daß
(3_12) die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung zur Bestimmung einer Mehrzahl der genannten komplexen Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehr­ zahl von Tiefenpositionen dient, um einen Geschwindigkeitsgradienten in Bezug auf eine vorbestimmte Tiefenposition zu bewerten,
und daß die Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines komplexen Autokorrelationswerts zwischen aufeinanderfolgenden Exemplaren der genann­ ten komplexen Autokorrelationswerte dient, um den Geschwindigkeitsgradienten in Bezug auf die vorbestimmte Tiefenposition auf der Basis des so bestimmten komplexen Autokor­ relationswerts zu bewerten.

Die Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung von Punkt (3_3) weist üblicher­ weise einen Quadraturdemodulator auf zur Quadraturdemodulation der Empfangssignale unter Verwendung zweier um 90° gegeneinander phasenverschobener Sinussignale als Re­ ferenzsignal, wodurch die Empfangssignale in das komplexe Signal umgewandelt werden.

Das dritte System gemäß vorliegender Erfindung weist außerdem vorzugsweise 36

Es kann außerdem eine Einrichtung vorgesehen sein zur Strahlbündelung durch Phasen­ steuerung für eine Mehrzahl von analogen Empfangssignalen, die aus einer Mehrzahl von Ultraschallwandlern abgeleitet sind, und ein A/D-Wandler zur Umwandlung der von der Ein­ richtung zur Strahlbündelung ausgegebenen analogen Empfangssignale in digitale Emp­ fangssignale, wobei die komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemo­ dulator aufweist zur Quadraturdemodulation der von dem A/D-Wandler ausgegebenen digi­ talen Empfangssignale unter Verwendung zweier um 90° gegeneinander phasenverscho­ bener digitaler Sinussignale als Referenzsignal und damit zur Umwandlung der Empfangssi­ gnale in das erste komplexe Signal in digitaler Form.

Schließlich ist es auch möglich, eine Anzeigeeinrichtung vorzusehen zur Anzeige des Ge­ schwindigkeitsgradienten anstelle eines tomographischen Bildes oder eines Farb-Doppler­ bildes oder zur Überlagerung desselben über das tomographische Bild oder das Farb- Dopplerbild mit von diesen abweichenden Farben.

Das Farb-Doppler-Bild beinhaltet ein Bild, in dem eine Blutströmung und eine Gewebebe­ wegung mit den zugehörigen Farben angezeigt werden.

Die Blutströmungsgeschwindigkeit und die Geschwindigkeit V(j, t_i) einer Gewebebewegung sind der Phasendifferenz Δθ (j, t_i) proportional, die durch eine inverse Tangens-(atan)-Opera­ tion an einem in Gleichung (1) dargestellten komplexen Autokorrelationswert Cor (j, t_i) nach Gleichung (2) gewonnen wird (siehe Gleichung (3)). Mit anderen Worten, die Geschwindig­ keit V(j, t) wird durch eine nichtlineare Umwandlung des komplexen Autokorrelationswerts Cor (j, t_i) bestimmt.

Die Inhaber der vorliegenden Patentanmeldung haben festgestellt, daß bei dem Stand der Technik nach Fig. 43 die Geschwindigkeit V(j, t_i) nach der nichtlinearen Umwandlung einer Mittelwertbildung unterzogen wird und daß deshalb eine hinreichende Verbesserung der Detektierungsgenauigkeit nicht zu erwarten ist. Ausgehend von dieser Erkenntnis wurde das erste Ultraschall-Diagnosesystem nach der vorliegenden Erfindung vervollständigt.

Und zwar wird bei dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem gemäß vorliegender Erfindung vor einer arithmetischen Operation zur nichtlinearen (atan)-Umwandlung ein Mittelwert von komplexen Autokorrelationswerten bewertet und anschließend diese arithmetische Opera­ tion zur nichtlinearen (atan)-Umwandlung durchgeführt, um die Geschwindigkeit zu be­ stimmen. Auf diese Weise können die Detektierungsgenauigkeit und die Vollbildrate be­ trächtlich verbessert werden.

Im folgenden sei anhand von Fig. 38(A) beispielhaft der Umfang der Verbesserung in der Vollbildrate bei dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem gemäß der Erfindung abgeschätzt.

Selbst dann, wenn 8 Aussendungen in der gleichen Richtung durchgeführt werden, um ei­ ne Blutströmungsgeschwindigkeit zu detektieren, lassen die ersten Daten sich im allgemei­ nen nicht als Daten verwenden, weil sie durch eine Störkomponente kontaminiert sind, die sich von den nachfolgenden Daten unterscheidet. Die Verwendung eines sekundären FIR- Filters als MTI-Filter dient dazu, zwei Datenelemente zu verringern. Falls diese Bedingung gegeben ist, sind die Dat 97782 00070 552 001000280000000200012000285919767100040 0002019500856 00004 97663en, die für eine komplexe Autokorrelation nach Gleichung (1) zur Verfügung stehen, durch n=8-2-1=5 gegeben. Die Anzahl der Elemente in der Summe in Gleichung (1) ist also gleich 4.

Es sei nun der Fall betrachtet, daß eine Mittelwertbildung über drei einander benachbarte Abtastzeilen durchgeführt wird, wie dies in Fig. 38(A) dargestellt ist. Der Grund dafür, daß diese Situation unterstellt wird, liegt darin, daß man davon ausgehen kann, daß im Bereich dreier benachbarter Abtastzeilen keine extremen Änderungen in der Blutströmungsge­ schwindigkeit auftreten.

Da die Anzahl der Elemente der Summe in Gleichung (1) den Wert 4 annimmt, gewinnt man durch die Summe nach drei benachbarten Abtastzeilen einen Mittelwert aus 4 × 3=12 Elementen, wodurch die Genauigkeit verbessert wird.

Selbst wenn die Wiederholungszahl bezüglich der gleichen Abtastzeilenrichtung bis auf 6 reduziert wird, läßt sich durch die Verwendung eines Mittelwerts über drei benachbarte Ab­ tastzeilen die Gefahr einer Beeinträchtigung der Genauigkeit vermeiden, da die Anzahl von Gliedern in der Summe den Wert (6-2-1-1)=6 annimmt. Wie folgende Gleichung zeigt, kann in diesem Fall die Vollbildrate bis auf 11 erhöht werden:

200 µs × 7 × 64=89,6 ms
1/89,6 ms=11,2.

Falls eine Gewebebewegung eines lebenden Körpers detektiert wird, schafft dies weitere gute Bedingungen, weil die Detektierung der Bewegung kein MTI-Filter erfordert und des­ halb keine Daten verlorengehen können. Außerdem ist dies der Grund dafür, daß die Vor­ aussetzung besser erfüllt ist, daß ein Übergangsbetrag nicht so stark variiert.

Es sei beispielsweise angenommen, daß 4 Aussendungen bezüglich ein und derselben Richtung durchgeführt werden, um die Bewegung zu detektieren (die übrigen Bedingungen seien die gleichen wie oben). In diesem Fall nimmt die Vollbildrate den Wert 15 an, wie fol­ gende Gleichung zeigt:

Summandenzahl: 4-1=3
200 µs × 5 × 64=64,0 ms
1/64 ms=15,6.

Selbst wenn man die Zahl der Aussendungen in der gleichen Richtung bis auf 2 reduziert, läßt sich die Vollbildrate durch die Verwendung des Mittelwerts über drei benachbarte Ab­ tastzeilen bis auf 26 zu erhöhen, wie folgende Gleichung zeigt:

Summandenzahl: (2-1) × 3=3
200 µs × 3 × 64=38,4 ms
1/38,4 ms=26,0.

Die obige Beschreibung betrifft die Mittelwertbildung über die Abtastrichtung. Das gleiche gilt im Hinblick auf den Mittelwert über eine Tiefenrichtung und den Mittelwert auf einer zweidimensionalen Basis.

Als nächstes sei das Prinzip des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems gemäß der vorlie­ genden Erfindung erläutert.

Ein Empfangssignal x(t), das nur eine Realteil-Komponente aufweist, läßt sich nach folgen­ der Gleichung in Form einer Fourier-Reihenentwicklung ausdrücken:

Wenn nun ein analytisches Signal z(t) ausgedrückt wird durch

(17) z₁(t)=x₁(t) + j y₁(t)

worin y(t) die Hilbert-Transformation von x(t) ist, läßt sich aus den Gleichungen (16) und (17) folgende Gleichung gewinnen:

worin
f₀ die Referenzfrequenz der Quadraturdemodulation
ω₀=2πf₀ die Referenz-Kreisfrequenz der Quadraturdemodulation
h_c(t) den Realteil eines durch Quadraturdemodulation gewonnenen komplexen Signals
h_s(t) den Imaginärteil eines durch Quadraturdemodulation gewonnen komplexen Signals
bedeuten.

Wenn man unterstellt, daß das analytische Signal z₁(t) insgesamt um eine Bewegungs­ distanz Δx entlang einer vorbestimmten Richtung in dem Subjekt verschoben wird, wird das analytische Signal dann durch z₂(t) ausgedrückt und ist einem Signal z₂(t)=z₁(t-Δτ) äquivalent, das man dadurch gewinnt, daß man das analytische Signal z_i(t) um die Zeitdiffe­ renz Δτ=2·Δx/c verschoben wird (der Faktor "2" berücksichtigt den Hin- und Herweg der Ul­ traschallwellen über die Bewegungsdistanz Δx).

Aus Gleichung (18) gewinnt man folgende Gleichung

(20) z₂(t)=z₁(t-Δτ)
=[h_c(t-Δτ)+j h_s(t-Δτ)] × exp [j ω₀(t-Δτ)]
= [h_c(t-Δτ)+j h_s(t-Δτ)] × exp [j ω₀t]exp[-j ω₀Δτ)]

Wenn man Gleichung (20) mit Gleichung (18) vergleicht, erkennt man, daß die Phasendiffe­ renz zwischen dem analytischen Signal z₂(t) und dem analytischen Signal z₁(t) der Summie­ rung einer Phasendifferenz äquivalent ist, die sich ergibt, wenn das durch die Quadratur­ demodulation erzeugte komplexe Signal [h_c(t) + j h_s(t)] um die der Bewegungsdistanz Δx entsprechende Zeitdifferenz Δθ und eine Komponente (-ω₀ Δθ) verschoben wird.

Fig. 1 dient zur Erläuterung des Prinzips des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems gemäß der vorliegenden Erfindung. In dieser Figur ist auf der Abszissenachse die Zeit t und auf der Ordinatenachse die Phase aufgetragen. Im folgenden sei Gleichung (20) erläutert.

In Fig. 1 stellt die mit θ₁(t) bezeichnete Kurve ein Phasensignal dar, das aus dem quadratur­ demodulierten Signal [h_c(t) + j h_s(t)] von Gleichung (18) abgeleitet ist.

Das heißt, das Phasensignal θ₁(t, Δτ) läßt sich ausdrücken durch

(21) θ₁(t)=arctan [h_c(t)/h_s(t)].

Die mit θ₁(t, Δτ) bezeichnete Kurve stellt ein Phasensignal dar, das von dem quadraturde­ modulierten Signal [h_c(t-Δτ) + j h_s(t-Δτ)] abgeleitet ist, das durch Verschiebung des qua­ draturdemodulierten Signals [h_c(t) + j h_s(t)] um die Zeitdifferenz Δτ gewonnen wird. D.h. das Phasensignal θ₁(t, Δτ) läßt sich ausdrücken durch

(22) θ₁ (t, Δτ)=arctan [h_c(t-Δτ)/h_s(t-Δτ)]

Die mit θ₁(t, Δτ) bezeichnete Kurve entspricht der Kurve θ₁(t), die um Δτ entlang der Zeitba­ sis t verschoben ist. Die mit θ₁(t, Δτ)-ω₀ bezeichnete Kurve entspricht der Kurve des Pha­ sensignals θ₁(t, Δτ), die um -ω₀ Δτ n der Zeichnung vertikal nach oben und unten verscho­ ben ist. θ₂(t) bezeichnet ein Phasensignal, das aus Empfangssignalen von Ultraschallimpul­ sen abgeleitet ist, die nach dem Ablauf der Periode T nach Aussendung von Ultraschallim­ pulsen ausgesendet wurden, um Empfangssignale zu gewinnen, die zur Bestimmung des Phasensignals θ₁(t) beitragen.

Hier soll die in Fig. 1 dargestellte Zeitdifferenz Δt berechnet werden, die der Bewegungs­ größe des Subjekts während einer Periode entspricht, in der die Zeit um die Periode T fort­ schreitet.

Wenn sowohl ein Empfangssignal und ein zusätzliches Signal, das, wie oben anhand von Fig. 44 beschrieben, durch Verschiebung des Empfangssignals um eine Verzögerungszeit Δ τ gewonnen wird, einer Quadraturdemodulation unterzogen werden und die Phasendiffe­ renz Δθ_r zwischen diesen Signalen zur Zeit t₀ bestimmt wird, ergibt sich die Phasendiffe­ renz Δθ_r als die in Fig. 1 dargestellte Phasendifferenz A-C aus dem komplexen Korrelati­ onswert zur Zeit t₀. Wenn hingegen die Phasendifferenz Δθ_1,2 bestimmt wird, die aus dem Empfangssignal in Zeitpunkten gewonnen wird, die um das Aussendeintervall T der Ultra­ schallimpulsstrahlen gegeneinander verschoben sind, entspricht diese der Phasendifferenz A-D.

Die Bestimmung der A-C-Phasendifferenz Δθ_r und der A-D-Phasendifferenz Δθ_1,2 ergibt durch ihre proportionale Beziehung:

Δt=Δθ_1,2·Δτ/Δθ_r.

Bei dem anhand von Fig. 44 erläuterten Stand der Technik wird das Empfangssignal verzö­ gert, und es werden die beiden Signale vor und nach der Verzögerung der Quadraturdemo­ dulation unterzogen.

Bei dem zweiten erfindungsgemäßen Ultraschall-Diagnosesystem wird anstelle einer direk­ ten Bestimmung der Phasendifferenz A-C ein Phasensignal θ₁(t, Δτ) in der Weise erzeugt, daß das Phasensignal θ₂(t) um die Zeitdifferenz Δτ verzögert wird, die Phasendifferenz zwi­ schen diesen Phasensignalen, d. h. die A-B-Phasendifferenz θ_1,1(t, Δτ) bestimmt wird und die so ermittelte Phasendifferenz θ_1,1(t, Δτ) und die B-C-Phasendifferenz - ω₀Δτ addiert werden, so daß sich die Phasendifferenz A-C ergibt.

D.h., die Zeitdifferenz ist gegeben durch

wobei der Wert Δθ_1,2(t) aus einer komplexen Korrelationsrechnung in einer Mehrzahl von komplexen Signalen berechnet wird, die durch wiederholte Aussendungen von Ultraschall­ impulsen gewonnen werden. Der Wert Δθ_1,1(t, Δτ) wird als Phasendifferenz zwischen den quadraturdemodulierten Signalen [h_c(t) + j h_s(t)] und [h_c(t-Δθ/h_s(t-Δθ)] berechnet.

Mit anderen Worten, bei dem zweiten Ultraschall-Diagnosesystem gemäß vorliegender Er­ findung wird das zweite komplexe Signal dadurch erzeugt, daß das erste komplexe Signal, das durch eine komplexe Signalumwandlungsschaltung, z. B. eine Quadraturdemodulator­ schaltung gewonnen wird, um Δτ verschoben wird, so daß zwischen dem ersten und dem zweiten quadraturdemodulierten Signal eine Phasendifferenz (die in Fig. 1 dargestellte A-B- Phasendifferenz) Δθ_1,1(t, Δτ) auftritt. Daher genügt es bei dem zweiten erfindungsgemäßen Ultraschall-Diagnosesystem im wesentlichen, wenn die komplexe Signalumwandlungs­ schaltung nur für ein System vorgesehen ist. Es ist so möglich, die Bewegung des Subjekts mit einer vereinfachten Schaltungsanordnung hochgenau zu detektieren. Anders als bei der in der japanischen Patent-Offenlegungs-Gazette 286 751/1993 offenbarten Anordnung, bei der eine Quadraturdemodulatorschaltung für nur ein einziges System aufgewendet wird, ist es bei dem zweiten erfindungsgemäßen Ultraschall-Diagnosesystem möglich, das zweite und das dritte komplexe Signal, jeweils um Δτ von einander getrennt, durch eine einmalige Aussendung eines Ultraschallstrahls abzuleiten. Das Problem, daß die Korrekturwirkung durch eine Bewegung des Subjekts während der Wiederholung beeinträchtigt wird, tritt deshalb nicht auf.

Als nächstes sei das Prinzip des dritten erfindungsgemäßen Ultraschall-Diagnosesystems erläutert.

Beim Stand der Technik wird das komplexe Signal, wie oben erwähnt, nach den Gleichun­ gen (9) und (12) zeitweilig in eine Geschwindigkeit umgewandelt und diese Geschwindig­ keit anschließend bezüglich der Tiefenrichtung (z-Richtung) differenziert, wie dies in Glei­ chung (13) angegeben ist. Auf diese Weise wird ein Gradient dV/dz der Geschwindigkeit bezüglich der Tiefenrichtung berechnet. Dies führt zu einem Geschwindigkeitsfehler. Der Fehler in der Geschwindigkeit V tritt, wie in Fig. 45(A) dargestellt, an einem Punkt auf, an dem der Winkel den Wert π in Polarkoordinaten überschreitet. Die Phasendifferenz zwi­ schen dem Tiefenpunkt A und dem Tiefenpunkt B ist logisch gegeben durch Δθ_A - Δθ_B. Beim Stand der Technik wird das komplexe Signal zeitweilig in die Geschwindigkeit V um­ gewandelt. Dies führt äquivalent zu der folgenden Operation

(24) (Δθ_B-2π)-Δθ_A=(Δθ_B-Δθ_A)-2π.

Dies bringt den Fehler 2π mit sich.

Zur Lösung dieses Problems berechnet man erfindungsgemäß einen komplexen Autokorre­ lationswert bezüglich der Tiefenrichtung (z-Richtung) entlang einer vorbestimmten Abtast­ zeile eines komplexen Autokorrelationswerts bezüglich eines (im folgenden als "Wiederhol­ richtung" bezeichneten) Intervalls, in welchem Ultraschallstrahlen wiederholt entlang der vorbestimmten Abtastzeile ausgesendet werden.

Zunächst werden die Gleichungen (12) und (13) folgendermaßen modifiziert:

Wenn man Gleichung (12) betrachtet, erhält man

(25) V=(c/2ω₀T)<Δ,θ<

worin das Symbol Δ, das in Gleichung (12) ein Differential (oder eine Differenz) bezeichnet, durch das Symbol Δ_i ersetzt ist, um klarzustellen, daß es sich um ein Differential (oder eine Differenz) in Wiederholrichtung handelt. D.h., <Δ_i θ< bezeichnet einen Erwartungswert ei­ ner Phasendifferenz Δ_i θ zwischen der i-ten und der (i+1)-ten Aussendung eines Ultraschall­ strahls entlang der gleichen vorbestimmten Abtastzeile.

Wenn man Gleichung (13) betrachtet, wird der Geschwindigkeitsgradient dV/dz folgender­ maßen ausgedrückt

(26) dV/dz=(1/Δz) (c/ω₀T) {<Δ_i θ_j+1<-<Δ_i θ_j <}
=(1/ω₀TΔt)<Δ_zΔ_iθ<

worin Δz die Differenz zwischen dem j-ten und dem (j+1)-ten Beobachtungspunkt in z-Rich­ tung bezeichnet und Δ_z bedeutet, daß es sich um ein Differential (oder eine Differenz) han­ delt, die auf die z-Richtung bezogen ist. D.h., <Δ_z Δ_i θ< bezeichnet einen Erwartungswert einer Differenz Δ_z Δ_i θ der Phasendifferenz Δ_i θ, die die Wiederholrichtung (i-Richtung), be­ zogen auf die Tiefenrichtung, betrifft.

Im folgenden sei anhand von Fig. 2 ein Verfahren zur Berechnung des Erwartungswerts <Δ_z Δ_i θ< erläutert.

Fig. 2 dient zum Verständnis des Prinzips des dritten erfindungsgemäßen Ultraschall-Dia­ gnosesystems, bei dem Ultraschallstrahlen mehrere Male entlang der gleichen Abtastzeile ausgesendet werden, und bei dem eine Gesamtheit von komplexen Empfangssignaldaten auf einer typischen Basis dargestellt werden.

Anhand von Fig. 2 sei ein bestimmter Aspekt der vorliegenden Erfindung erläutert. Da die Empfangszeit t des Empfangssignals bei einer einmaligen Aussendung eines Ultraschall­ strahls einer bestimmten Tiefenposition entlang der Abtastzeile zugeordnet ist, wird das Symbol t_j das für Zeit kennzeichnend ist, auch als Symbol verwendet, das die Tiefenpositi­ on, so wie sie ist, kennzeichnet.

Ein komplexer Autokorrelationswert bei der Tiefe t_j läßt sich entsprechend der Gleichung (8) durch folgende Gleichung ausdrücken:

(27) <C_i,i+1(t_j)<_i=Σ z_i(t_j)*z_i+1(t_j)

wobei <. . .< eine Ausgleichs-Operation bezüglich der Wiederholrichtung i und das Symbol * eine komplexe Konjugierte bedeuten. Die Ausgleichsfunktion ist durch die Summierung Σ in Wiederholrichtung i ersetzt, wie dies in Gleichung (27) angegeben ist. Entsprechend lau­ tet der komplexe Autokorrelationswert in der Tiefe t_j+1

(28) <C_i,i+1(t_j+1)<_i=Σ z_i(t_j+1)*z_i+1(t_j+1).

Der (im folgenden als quadratischer komplexer Autokorrelationswert bezeichnete) komple­ xe Autokorrelationswert der Gleichungen (27) und (28) ist

(29) < C_{i, i+1} (t_j) <_i*<C_{i, i+1}(t_j+1) <_i

an dem die Rechnung ausgeführt wird. Der Erwartungswert <Δz Δi θ< wird nach folgender Gleichung berechnet

Die Durchführung dieser Rechnung erlaubt es, den Geschwindigkeitsgradienten dV/dz di­ rekt, d. h. ohne Berechnung der Geschwindigkeit V zu bestimmen. Selbst wenn in der Ge­ schwindigkeit ein "Phasensprung" auftritt, wie er in Fig. 45(B) dargestellt ist, existiert in Wirklichkeit keine so hohe Bewegungsgeschwindigkeit in dem Subjekt, daß die Differenz zwischen den durch Gleichung (30) ausgedrückten Phasendifferenzen oder die Differenz zwischen den Phasendifferenzen Δθ_A und Δθ_B, wie in Fig. 45(A) dargestellt, den Wert 2π überschreitet. Deshalb läßt sich der Geschwindigkeitsgradient mit großer Genauigkeit be­ rechnen, wie dies in Fig. 45(D) dargestellt ist.

Es sei erwähnt, daß sich die vorangehende Erläuterung nur auf die Tiefe t_j und die Tiefe t_j+1 bezieht. Falls in Bezug auf die Tiefenrichtung jedoch die Daten mehrerer Punkte (t_j, t_j+1, t_j+2, t_j+3), . . .,) verwendet werden, läßt sich Gleichung (29) folgendermaßen ausdrücken:

worin < . . . < eine Ausgleichs-Operation in Bezug auf eine Tiefenrichtung j bedeutet. Aus Gleichung (31) läßt sich die Differenz der Phasendifferenzen von Gleichung (30) folgender­ maßen ausdrücken

Nach der vorangehenden Erläuterung wird ein komplexer Autokorrelationswert bezüglich der Wiederholrichtung i und sodann ein zusätzlicher Autokorrelationswert bezüglich der Tie­ fenrichtung des erstgenannten komplexen Autokorrelationswerts berechnet. Die Rechnung ist jedoch nicht auf diese Reihenfolge beschränkt. Insbesondere ist es auch möglich, die folgende Gleichung als eine solche auszuführen, die der Gleichung (31) entspricht. Außer­ dem kann in der folgenden Gleichung die Reihenfolge der Summenbildung bezüglich der Werte i, j und k vertauscht werden:

Bei dem dritten erfindungsgemäßen Ultraschall-Diagnosesystem wird, wie oben erwähnt, der Geschwindigkeitsgradient ermittelt, ohne daß zuvor die Geschwindigkeit V bestimmt wird. Deshalb kann der Geschwindigkeitsgradient mit großer Genauigkeit berechnet wer­ den, ohne daß das Problem der Phasendrehung eine Rolle spielt.

Die Reihenfolge der Rechnung ist, wie oben erwähnt, bei der vorliegenden Erfindung nicht vorgeschrieben. Dadurch, daß zunächst die komplexen Autokorrelationswerte <C_i,i+1(t)< der komplexen Signale nacheinander in Wiederholrichtung (ein Intervall zwischen der i-ten und der (i+1)-ten Aussendung von Ultraschallstrahlen) bestimmt werden, ist es vielmehr möglich, nicht nur den Geschwindigkeitsgradienten zu ermitteln, sondern auf der Basis des nach Gleichung (9) und (12) ermittelten komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t)< auch die Geschwindigkeit zu bestimmen.

Es ist außerdem möglich, daß die Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung in dem dritten erfindungsgemäßen Ultraschall-Diagnosesystem jedesmal auf der Basis der Gleichungen (32) und (26) den Geschwindigkeitsgradienten dV/dz berechnet. Es ist jedoch auch möglich, zunächst eine entsprechende Tabelle des quadratischen komplexen Autokor­ relationswerts und des Geschwindigkeitsgradienten oder eine entsprechende Tabelle des Rechenergebnisses von Gleichung (32) und des Geschwindigkeitsgradienten zu speichern und den Geschwindigkeitsgradienten unter Benutzung der entsprechenden Tabellen zu be­ stimmen. Dies geschieht ähnlich wie bei verschiedenen Aspekten des dritten erfindungs­ gemäßen Ultraschall-Diagnosesystems, die im folgenden beschrieben werden.

Als nächstes seien anhand von Fig. 3 und 4 weitere Aspekte des dritten erfindungsgemä­ ßen Ultraschall-Diagnosesystems beschrieben.

Die jeweiligen auf die Wiederholrichtung i bezogenen komplexen Autokorrelationswerte in den Tiefen t_j, t_j+1, t_j+2, t_j+3, . . . (worin t_j+1-t_j=Δt) lassen sich ähnlich wie in den Gleichun­ gen (27) und (28) folgendermaßen ausdrücken (siehe Teil (b) in Fig. 3):

Zur Vereinfachung der Darstellung wird in diesem Ausdruck übrigens der Fall unterstellt, daß die signifikante Wiederholungsgröße i=1_d 5 ist.

Wenn die Tiefe t_j+1 als eine vorbestimmte Tiefenposition bezeichnet wird, lassen sich ein komplexer Autokorrelationswert (oder ein quadratischer komplexer Autokorrelationswert im Sinne der vorliegenden Erfindung) eines komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t)< in Gleichung (34), der der vorbestimmten Tiefenposition zugeordnet ist, sowie komplexe Au­ tokorrelationswerte <C_i,i+1(t)< in Gleichung (34) (k bezeichnet die Verschiebungsgröße k = 0, ±1, ±2, . . . ) die der vorbestimmten Tiefenposition jeweils benachbarten Tiefenpositio­ nen zugeordnet sind, durch folgende Gleichung ausdrücken (siehe Teil (c) in Fig. 4):

(35) R (k; t_j+2)=<C_i,i+1(t_j+2+k)<_j <C_i,i+1(t_j+2)<_j*

Die durch Gleichung (35) bestimmte Phase läßt sich folgendermaßen ausdrücken (siehe Teil (d) in Fig. 4):

Die Phase ∠R (k; t_j+2) liegt, wie Fig. 5 zeigt, im wesentlichen auf einer geraden Linie, die durch den Ursprung verläuft, wenn die Verschiebungsgröße k als Variable genommen wird, falls der Geschwindigkeitsgradient im Nachbarbereich der Tiefe t_j+2 im wesentlichen kon­ stant ist. Die Berechnung des Gradienten der Phase ∠R (k; t_j+2) macht es möglich, die Größe der Ausdehnung und Kontraktion der Tiefe t_j+2 in dem Subjekt zu detektieren. Da die Phase ∠R (k; t_j+2) durch den Ursprung verläuft, ermöglicht die Beschränkung der Phase auf eine ungerade Funktion die Bestimmung des Gradienten, wie dies aus Fig. 5 erkennbar ist. Hier wird als einfachstes Beispiel für eine ungerade Funktion der Fall einer Beschränkung auf die gerade Linie erläutert. Zur Vereinfachung sei ferner nur der Fall für k=0, ±1, ±2 erläutert. Hier wird folgende Definition gegeben:

(37) y₀ = ∠R (-2; t_j+2), x₀ = j
y₁ = ∠R (-1; t_j+2), x₁ = j + 1
y₂ = ∠R (0; t_j+2), x₂ = j + 2
y₃ = ∠R (1; t_j+2), x₃ = j + 3
y₄ = ∠R (2; t_j+2), x₄ = j + 4

Es ist unter diesen Umständen die Approximation nach der Methode der kleinsten Quadra­ te (Linienregression), bei der ª und b so bestimmt werden, daß sich für die folgende Glei­ chung (38) ein Minimum ergibt:

Wenn folgende Bedingungen erfüllt sind

gilt die Gleichung

Deshalb kann der Phasengradient ∠R (k; t_j+2) in Form des Faktors ª in dem oben erwähnten Fall nach folgender Gleichung berechnet werden:

Sobald der Phasengradient bestimmt ist, kann der Geschwindigkeitsgradient nach folgender Gleichung berechnet werden

Als nächstes sei ein weiterer Aspekt des dritten erfindungsgemäßen Ultraschall-Diagnose­ systems anhand von Fig. 6 erläutert. Teil (b) von Fig. 6 zeigt, ähnlich wie Teil (b) von Fig. 4, komplexe Autokorrelationswerte nach den Wiederholrichtungen i in den Tiefen t_j, t_j+1, . . .

Gleichung (34) dient dazu, auf der Basis eines komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t)<_j an einer vorbestimmten Tiefe t_j+2, jeweils komplexe Autokorrelationswerte des komple­ xen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t_j+2)<_j und das zugehörige Exemplar der komplexen Au­ tokorrelationswerte <C_i,i+1(t_j+2+k)<_j an den jeweiligen Tiefen in der Nähe des komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t_j+2)<_j zu bestimmen. Statt dessen ist es jedoch auch mög­ lich, die Korrelation zwischen den einzelnen Datensätzen zu berechnen, die jeweils mit dem zugeordneten Exemplar der einzelnen benachbarten Tiefenpositionen zusammenhängen.

Ein komplexer Autokorrelationswert dreier aufeinanderfolgender Datensätze mit der Tiefe t_j+2 im Zentrum läßt sich beispielsweise durch folgende Gleichung (siehe Teil (f) von Fig. 6) ausdrücken:

Allgemeiner läßt sich ein komplexer Autokorrelationswert von aufeinanderfolgenden (M+1) Datensätzen (M ist eine ungerade Zahl) mit der Tiefe t_j+2 im Zentrum durch folgende Glei­ chung ausdrücken:

Anschließend läßt sich durch die gleiche Rechnung wie in den Gleichungen (36) bis (42) der Geschwindigkeitsgradient bewerten.

Nach dem oben erwähnten Schema wird nach der Bestimmung des quadratischen komple­ xen Autokorrelationswerts R (K; t_j+2) unter Verwendung der Gleichungen (35), (43) oder (44) der Gradient der Phase ∠R (K; t_j+2) durch Einschränkung der Phase auf die ungerade Funk­ tion (z. B. eine gerade Linie) bestimmt und so der Geschwindigkeitsgradient detektiert. Es ist jedoch auch möglich, einen komplexen Autokorrelationswert nach einer k-Richtung auf dem quadratischen komplexen Autokorrelationswert R (K; t_j+2) zu berechnen und den Ge­ schwindigkeitsgradienten auf der Basis des berechneten komplexen Autokorrelationswerts zu bestimmen. Es sei beispielsweise angenommen, daß R(0; t_j+2) R(4; t_j+2) berechnet wurde, wenn ihre komplexe Autokorrelation nach der folgenden Gleichung berechnet wurde

Der Geschwindigkeitsgradient wird nach folgender Gleichung berechnet

Nach einem der verschiedenen Aspekte des dritten erfindungsgemäßen Ultraschall-Dia­ gnosesystems ist es auch möglich, den Geschwindigkeitsgradienten mit großer Genauig­ keit zu berechnen, ohne daß die Geschwindigkeit V selbst berechnet wird, so daß kein Problem bezüglich der Phasendrehung auftritt.

Fig. 1 zeigt eine Ansicht zum Verständnis des Prinzips des zweiten Ultraschall-Diagno­ sesystems nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,

Fig. 2 bis 6 zeigen jeweils Ansichten zur Veranschaulichung des Prinzips des dritten Ul­ traschall-Diagnosesystems nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 7 zeigt das Blockschaltbild einer Anordnung zur Detektierung der Blutströmungs­ geschwindigkeit in dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem nach einem Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 8 bis 10 zeigen jeweils ein Flußdiagramm eines arithmetischen Verarbeitungsalgo­ rithmus in dem Ultraschall-Diagnosesystem von Fig. 7,

Fig. 11 zeigt ein Beispiel für eine Mittelwert-Verarbeitungseinheit als Blockdiagramm,

Fig. 12 zeigt das Blockdiagramm einer Anordnung zur Detektierung der Blutströmungs­ geschwindigkeit in dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem nach einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 13 zeigt das Blockschaltbild einer Anordnung zur Detektierung der Blutströmungs­ geschwindigkeit in dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem nach einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 14 zeigt das Blockschaltbild des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 15 und 16 zeigen jeweils Beispiele einer komplexen Signalumwandlungsschaltung als Blockschaltbild,

Fig. 17 zeigt das Beispiel einer Empfangsschaltung mit einem digitalen Strahlformer zur Strahlbündelung der Phase von digitalen Empfangssignalen,

Fig. 18 zeigt ein Schaltungsbeispiel, in der eine Empfangsschaltung und eine komplexe Signalumwandlungsschaltung organisch miteinander gekoppelt sind, als Block­ schaltbild,

Fig. 19 und 20 zeigen jeweils ein Schaltungsbeispiel der in Fig. 14 als Block dargestell­ ten Mittel zur Erzeugung mehrerer komplexer Signale in Intervallen mit der Zeit­ differenz Δθ als Blockschaltbild,

Fig. 21 zeigt ein Zeitdiagramm zum Verständnis des Funktionsprinzips von Schaltungen, die in Fig. 19 und 20 dargestellt sind,

Fig. 22 zeigt ein Blockschaltbild einer beispielhaften Schaltungsanordnung von Mitteln zur Erzeugung mehrerer komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdifferenz Δθ die in Fig. 14 als Block dargestellt ist,

Fig. 23 zeigt das Blockschaltbild einer beispielhaften Schaltungsanordnung des in Fig. 22
als Block dargestellten Dehnungsfilters,

Fig. 24 zeigt ein Zeitdiagramm zur Erläuterung der Funktion des Dehnungsfilters,

Fig. 25 und 26 zeigen jeweils Blockschaltbilder von Beispielen für die Einrichtungen zur Erzeugung mehrerer komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdifferenz Δθ, die in Fig. 14 als Block dargestellt ist,

Fig. 27 zeigt eine Darstellung zur Erläuterung eines Beispiels für einen Interpolations­ vorgang in der in Fig. 25 dargestellten Interpolationseinrichtung,

Fig. 28 bis 30 zeigen jeweils ein Blockschaltbild für die beispielhafte Ausbildung der Ge­ schwindigkeits-Berechnungseinrichtung von Fig. 14,

Fig. 31(A) und (B) zeigen jeweils eine Darstellung zur Erläuterung eines Verfahrens zur Glät­ tung im Hinblick auf die Zeitdifferenz Δτ,

Fig. 32 zeigt ein Blockschaltbild für ein Beispiel der Geschwindigkeits-Berechnungsein­ richtung von Fig. 14,

Fig. 33(A) bis (C) zeigen jeweils eine Darstellung zum Verständnis der Wirkungen des zwei ten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegen­ den Erfindung,

Fig. 34(A) bis (B) zeigen jeweils eine zusätzliche Darstellung zur Erläuterung von Wirkungen des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,

Fig. 35 zeigt ein schematisches Diagramm des dritten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 36 zeigt ein schematisches Diagramm des dritten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung,

Fig. 37 zeigt ein Blockschaltbild einer Anordnung zur Detektierung der Blutströmungs­ geschwindigkeit bei einem Ultraschall-Diagnosesystem nach dem Stand der Technik,

Fig. 38(A) bis 38(C) zeigen jeweils typische Darstellungen von Abtastzeilen in dem Subjekt für den Fall, daß die Blutströmungsgeschwindigkeit detektiert wird,

Fig. 39(A) bis 39(D) zeigen jeweils ein Diagramm zur Erläuterung der Funktion des Standes der Technik,

Fig. 40 zeigt ein Flußdiagramm für den arithmetischen Algorithmus beim Stand der Technik,

Fig. 41 zeigt ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Doppler-Diagnosesystems nach dem Stand der Technik,

Fig. 42 zeigt ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Diagnosesystems nach dem Stand der Technik,

Fig. 43 zeigt ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Diagnosesystems nach dem Stand der Technik,

Fig. 44 zeigt ein Blockschaltbild zur Erläuterung eines weiteren Verfahrens nach dem Stand der Technik,

Fig. 45(A) bis 45(D) zeigen jeweils eine Ansicht zur Erläuterung des beim Stand der Technik auftretenden Problems.

Im folgenden seien Ausführungsbeispiele der Erfindung beschrieben.

Fig. 7 zeigt ein Blockschaltbild einer Anordnung zur Detektierung der Blutströmungsge­ schwindigkeit in dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung. In Fig. 7 und den folgenden Figuren sind gleiche Teile mit den gleichen Be­ zugszeichen versehen wie die entsprechenden Teile in den oben beschriebenen Figuren. Auf eine Wiederholung der entsprechenden Beschreibung wird verzichtet.

Das Blockschaltbild von Fig. 7 zeigt eine Steuereinheit 108 und das Subjekt 111 (das in Fig. 37 und 43, die den Stand der Technik betreffen, nicht dargestellt ist). Diese Elemente sind für die Erfindung jedoch nicht wesentlich. Das Wesentliche des vorliegenden Ausführungs­ beispiels liegt darin, daß zwischen einer komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 128 und einer atan-Recheneinheit 130 eine Mittelwert-Verarbeitungseinheit 129 angeordnet ist, die - anders als die Mittelwert-Verarbeitungseinheit 131 von Fig. 43 - vor der nichtlinearen Umwandlung (atan-Rechenoperation entsprechend Gleichung (2)) einen Mittelwert der in der komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 128 berechneten komplexen Autokorrelati­ onswerte bestimmt.

Fig. 8 bis 10 zeigen jeweils ein Flußdiagramm für einen arithmetischen Verarbeitungsalgo­ rithmus in dem in Fig. 7 dargestellten Ultraschall-Diagnosesystem.

Fig. 8 bezieht sich auf einen Algorithmus zur Bestimmung der Blutströmungsgeschwindig­ keit unter Verwendung komplexer Autokorrelationswerte nach der Tiefe t_i auf m Elementen von Abtastzeilen.

Die Aktualisierung des Bildschirms ermöglicht eine Initialisierung in Bezug auf die Abtastzei­ lenzahl k und die Tiefe t_i. Anschließend werden quadraturdemodulierte Signale in Bezug auf die Tiefen t_i auf m Elementen von Abtastzeilen, in deren Zentrum die Abtastzeile mit der Abtastzeilennummer k liegt, aus den Speichern 122 und 124 ausgelesen, wobei diese Signale durch die folgende Gleichung ausgedrückt werden, so daß die komplexe Autokorre­ lations-Recheneinheit 128 komplexe Autokorrelationswerte im Bezug auf die Abtastzeilen j und die Tiefen t_i berechnet.

{C_j(i)}_t=ti = {R_j(i), I_j(i); i 0 1, . . . , n, j=k+m/2}_t=ti

Unter der Annahme, daß m=3 ist, werden die folgenden drei komplexen Autokorrelati­ onswerte Cor (k-1, t_i), Cor (k, t_i) und Cor (k + 1, t_i) bestimmt.

(47) Cor(k-1,t_i) = Σ[C_k-1(i)×C_k-1(i+1)*]_t=ti
Cor (k, t_i) = Σ[C_k(i) × C_k(i+1)*]_t=ti
Cor (k+1, t_i) = Σ[C_k+1(i) × C_k+t(i+1)*]_t=ti

Als nächstes berechnet die Mittelwert-Verarbeitungseinheit 129 einen Mittelwert AVCor (k, t_i) dieser komplexen Autokorrelationswerte.

Die Gleichung (48) ist die Darstellung eines Additionswerts. Falls jedoch die Phasendiffe­ renz wie in der weiter unten angegebenen Gleichung (49) berechnet werden soll, ist es nicht wesentlich, ob der Additionswert oder der Mittelwert gewonnen wird. Es ist deshalb zulässig, den Additionswert als Mittelwert zu behandeln.

Nachdem der Mittelwert AVCor (k, t_i) auf der Basis von Gleichung (48) gewonnen ist, be­ rechnet die atan-Recheneinheit 130 die Phasendifferenz Δτ (k, t_i) auf der Basis der folgen­ den Gleichung (49):

(49) Δθ(k, t_i)=atan [Im {AVCor (k, t_i)}/Real{AVCor (k, t_i)}].

Unter Benutzung der so gewonnenen Phasendifferenz Δτ (k, t_i) wird die Geschwindigkeit V (k, t_i) nach folgender Gleichung (50) bestimmt:

(50) V (k, t_i)={Δθ (k, t_i)·C}/(4πf₀T)

Die oben erwähnten Operationen werden wiederholt, während die Tiefe t_i und die Abtast­ zeilennummer j inkrementiert werden, so daß auf dem betreffenden Bild eine Blutströ­ mungsgeschwindigkeit gewonnen werden kann.

Fig. 9 betrifft einen Algorithmus zur Bestimmung einer Blutströmungsgeschwindigkeit un­ ter Verwendung komplexer Autokorrelationswerte nach Tiefen, z. B. in drei Punkte t=t_i-1, t_i, t_i+1, die auf derselben Abtastzeile k einander benachbart sind.

Die Aktualisierung des Bildschirms erlaubt eine Initialisierung in Bezug auf die Abtastzeilen­ nummer k und die Tiefe t_i. Anschließend werden quadraturdemodulierte Signale für die Tie­ fen t=t_i-1, t_i, t_i+1 auf einer Abtastzeile mit der Abtastzeilennummer k, die durch die folgen­ de Gleichung ausgedrückt werden, aus den Speichern 122 und 124 ausgelesen, so daß die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 128 drei komplexe Autokorrelationswerte in Be­ zug auf die Tiefen t_i-1, t_i, t_i+1 auf der Abtastzeile k berechnet.

Die oben erwähnten drei komplexen Autokorrelationswerte Cor (k, t_i-1) Cor (k, t_i), Cor (k, t_i+1) lassen sich ausdrücken durch

Als nächstes berechnet die Mittelwert-Verarbeitungseinheit 129 einen Mittelwert AVCor (k, t_i) dieser komplexen Autokorrelationswerte.

Nachdem der Mittelwert AVCor (k, t_i) auf der Basis von Gleichung (52) gewonnen wurde, berechnet die atan-Recheneinheit 130 die Phasendifferenz Δτ (k, t_i) auf der Basis der fol­ genden Gleichung (53):

(53) Δθ (k, t_i)=atan [Im{AVCor (k, t_i)}/Real {AVCor (k, t_i)}]

Mit der so gewonnenen Phasendifferenz Δτ (k, t_i) wird die Geschwindigkeit V (k, t_i) nach der folgenden Gleichung (54) bestimmt:

(54) V(k, t_i)={Δθ(k, t_i) · C}/(4π f₀ T)

Fig. 10 betrifft einen Algorithmus zur Bestimmung der Blutströmungsgeschwindigkeit unter Benutzung komplexer Autokorrelationswerte nach Tiefen, z. B. in drei Punkte t = t_i-1, t_i, t_i+1 auf m Elementen von Abtastzeilen.

Die Aktualisierung des Bildschirms erlaubt eine Initialisierung in Bezug auf die Abtastzeilen­ nummer k und die Tiefe t_i. Anschließend werden aus den Speichern 122 und 124 quadra­ turdemodulierte Signale für die Tiefen t=t_i-1, t_i, t_i+1 auf m Elementen von Abtastzeilen, in deren Zentrum sich die Abtastzeile mit der Nummer k befindet, ausgelesen, die durch die folgende Gleichung ausgedrückt werden, so daß die komplexe Autokorrelations-Rechen­ einheit 128 die komplexen Autokorrelationswerte bezüglich der Tiefen t_i und die Abtastzei­ len j berechnet.

Es sei wieder angenommen, daß m=3 ist. Es werden dann die folgenden neun komplexen Autokorrelationswerte Cor (k-1, t), Cor (k, t), Cor (k + 1, t); t=t_i-1, t_i, t_i+1 bestimmt:

Als nächstes berechnet die Mittelwert-Verarbeitungseinheit 129 einen Mittelwert AVCor (k, t_i) dieser komplexen Autokorrelationswerte.

Nachdem der Mittelwert AVCor (k, t_i) auf der Basis der Gleichung (56) gewonnen wurde, berechnet die atan-Recheneinheit 130 die Phasendifferenz Δτ (k, t_i) auf der Basis der Glei­ chung (57):

(57) Δθ (k, t_i)=atan [Im {AVCor (k, t_i)}/Real {AVCor (k, t_i)}].

Mit der so gewonnenen Phasendifferenz Δτ (k, t_i) wird die Geschwindigkeit V (k, t_i) nach der folgenden Gleichung (58) bestimmt:

(58) V(k, t_i)={Δθ (k, t_i) · C}/(4π f₀T)

Fig. 11 zeigt ein Ausführungsbeispiel der Mittelwert-Verarbeitungseinheit von Fig. 7 als Blockschaltbild.

Nach Gleichung (1) läßt sich der komplexe Autokorrelationswert in Bezug auf die Abtast­ zeile k und die Tiefe t_i ausdrücken durch

Der Mittelwert AVCor (k, t_i) der entsprechenden drei Abtastzeilen in Abtastrichtung ist ge­ geben durch

(60) AVCor (k, t_i)=Cor (k-1; t_i) + Cor (k; t_i) + Cor (k+1; t_i)

In Bezug auf die (k+1)-te Abtastzeile ist damit ein Mittelwert AVCor (k + 1, t_i) gegeben durch

(61) AVCor (k+1; t_i)=Cor (k; t_i) + Cor (k+1; t_i) + Cor (k+2; t_i)
= AVCor (k, t_i) + Cor (k+2; t_i)-Cor (k-1; t_i)

D. h., wenn der Mittelwert AVCor (k, t_i) auf der interessierenden Abtastzeile bestimmt wird, kann der Mittelwert AVCor (k + 1, t_i) auf der nächstfolgenden Abtastzeile aus dem Mittelwert AVCor (k, t_i) der vorhergehenden Abtastzeile berechnet werden.

Dies läßt sich auch in Bezug auf die Tiefenrichtung anwenden.

Der Mittelwert AVCor (k, t_i) der entsprechenden drei Teile in der Tiefenrichtung ist gegeben durch

(62) AVCor (k, t_i)=Cor (k; t_i-1) + Cor (k; t_i) + Cor (k; t_i+1)

Deshalb ist in Bezug auf die Tiefe (t_i+1) der Mittelwert AVCor (k, t_i+1) gegeben durch

(63) AVCor (k; t_i+1)=Cor (k; t_i) + Cor (k; t_i+1) + Cor (k; t_i+2)
= AVCor (k, t_i) + Cor (k; t_i+2)-Cor (k-1; t_i-1)

In Fig. 11 entspricht das Ausgangssignal der komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 128 dem Element 2 von Gleichung (61) oder dem Element 2 von Gleichung (63). Die Ausgangssignale aus den Speichern 129_1 und 129_2 entsprechen dem Element 3 von Gleichung (61) oder dem Element 3 von Gleichung (63). Die ersten Addierer-Subtrahierer 129_3 und 129_4 subtrahieren die Elemente 2 und 3. Die zweiten Speicher 129_5 und 129_6 speichern das Element 1 von Gleichung (61) oder das Element 1 von Gleichung (63). Die zweiten Addierer-Subtrahierer 129_7 und 129_8 dienen zur Berechnung von Additionswer­ ten der Ausgangssignale der ersten Addierer-Subtrahierer 129_3 und 129_4 und der Ausgangssignale der zweiten Speicher 129_5 bzw. 129_6 Diese Additionswerte nehmen die linke Seite der Gleichung (61) oder die linke Seite der Gleichung (63) an, die jeweils aktualisierte komplexe Autokorrelationswerte sind.

Entsprechend dem in Fig. 8 bis 10 dargestellten Algorithmus erscheinen die arithmetischen Operationen der komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 128 und der Mittelwert-Verarbeitungseinheit 129 kompliziert im Vergleich zu den in Fig. 40 dargestellten Algorithmen nach dem Stand der Technik. Die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 128 ist jedoch die gleiche wie beim Stand der Technik. Auch die in Fig. 11 dargestellte Mittelwert-Verarbeitungseinheit 129 läßt sich auf einfache Art und Weise implementieren.

Fig. 12 zeigt das Blockschaltbild einer Anordnung zur Detektierung einer Blutströmungsge­ schwindigkeit in dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem nach einem weiteren Ausfüh­ rungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Im folgenden werden nur die Unterschiede ge­ genüber dem Ausführungsbeispiel von Fig. 7 beschrieben.

Bei diesem Ausführungsbeispiel sind mehrere Schaltungsgruppen vorgesehen, die aus Quadraturdemodulatoreinheiten 116 bis zu komplexen Autokorrelations-Recheneinheiten 128 bestehen. Es ist bekannt, durch einmaliges Aussenden und Empfangen von Ultra­ schallstrahlen gleichzeitig mehrere eng benachbarte Abtastzeilen zu gewinnen. Man kann das System entsprechend dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung so ausge­ stalten, daß der Mittelwert der komplexen Autokorrelationswerte jeweils im Hinblick auf die entsprechenden Tiefenpositionen auf den einzelnen Abtastzeilen bestimmt wird, die in der oben beschriebenen Weise gleichzeitig gewonnen werden.

Fig. 13 zeigt das Blockschaltbild einer Anordnung zur Detektierung einer Blutströmungsge­ schwindigkeit in dem ersten Ultraschall-Diagnosesystem nach einem weiteren Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung. Auch dieses System ist so angeordnet, daß durch einmaliges Aussenden und Empfangen von Ultraschallstrahlen gleichzeitig mehrere Abtastzeilen ge­ wonnen werden. Das vorliegende Ausführungsbeispiel ist jedoch so ausgebildet, daß die von dem Wandler 112 abgeleiteten Empfangssignale durch einen A/D-Wandler 113 in digi­ tale Signale umgewandelt und anschließend durch einen digitalen Strahlformer 115 meh­ rere Abtastzeilen gebildet und quadraturdemodulierte Signale auf den betreffenden Abtast­ zeilen jeweils durch das zugeordnete Exemplar aus einer Mehrzahl von digitalen Quadratur­ demodulatoren 117 erzeugt werden. Die digitalen Quadraturdemodulatoren 117 können in diesem Fall jeweils so ausgebildet sein, daß das Empfangssignal mit einem gegenüber dem Empfangssignal um 90° phasenverschobenen Sinussignal multipliziert und die Hochfre­ quenz durch ein Digitalfilter eliminiert wird und im übrigen eine Quadraturkomponente durch ein Digitalfilter berechnet wird. Die Erfindung ist nicht auf die Anordnung des Strahl­ formers beschränkt, und die redundante Beschreibung ist hier weggelassen.

Als nächstes sei ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel des zweiten Ultraschall-Diagnose­ systems gemäß vorliegender Erfindung beschrieben.

Fig. 14 zeigt ein Blockschaltbild des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem Aus­ führungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.

Von einer Sendeschaltung 202 werden Impulssignale, die jeweils eine vorbestimmte Zeitla­ ge haben, an Ultraschallwandler 201 übertragen, die in mehreren Elementen angeordnet sind, so daß sie Ultraschallimpulsstrahlen jeweils in einer vorbestimmten Richtung in das (nicht dargestellte) Subjekt aussenden. Die in das Subjekt eingestrahlten Ultraschallimpuls­ strahlen werden dort reflektiert, und die reflektierten Ultraschallwellen werden von den Ultraschallwandlern 201 empfangen und einer Empfangsschaltung 203 zugeführt. In der Empfangsschaltung 203 werden die Ultraschallwellen einer Strahlbündelung durch Phasen­ steuerung unterzogen, um entsprechende Empfangssignale zu erzeugen. Das Empfangssi­ gnal wird einer komplexen Signalumwandlungsschaltung 204 und einer Detektorschaltung 213 zugeführt.

Die komplexe Signalumwandlungsschaltung 204 weist eine Quadraturdemodulatorschal­ tung auf. In dieser wird das Empfangssignal einer Quadratur demoduliert und dadurch das er­ ste komplexe Signal [h_ci(t) + j h_si(t)] erzeugt, auf das in der vorliegenden Anmeldung Bezug genommen wird, wobei die Indizes "c" und "s" Cosinus bzw. Sinus bedeuten und der Index "i" anzeigt, daß das Signal zur i-ten Aussendung gehört, wenn die Ultraschallimpulsstrahlen wiederholt in einer vorbestimmten Richtung in das Subjekt ausgesendet werden. Das erste komplexe Signal [h_ci(t) + j h_si(t)] wird einer Einrichtung 205 zugeführt, die eine Mehrzahl komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdifferenz Δτ erzeugt. In dieser Einrichtung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl von komplexen Signalen in Intervallen der Zeitdifferenz Δτ wird das erste komplexe Signal [h_ci(t) + j h_si(t)] digitalisiert und dadurch das zweite komple­ xe Signal und zusätzlich das dritte komplexe Signal gewonnen, das gegenüber dem zweiten komplexen Signal um Δτ zeitverschoben ist. Das zweite komplexe Signal und das dritte komplexe Signal sind jeweils digitale Signale. Wenn das zweite komplexe Signal durch [R_i(t) + j I_i(t)], ausgedrückt wird, ist das dritte komplexe Signal [R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)]. Die Einrich­ tung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdiffe­ renz Δτ wird weiter unten näher beschrieben.

Das zweite und dritte komplexe Signal [R_i(t) + j I_i(t)] und [R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)], die von der Einrichtung 205 erzeugt werden, werden über einen Schalter 207 oder sowohl über den Schalter 207 als auch über eine Störeliminierungseinrichtung 206, die aus einem MTI-Filter oder dgl. besteht, einer komplexen Korrelations-Recheneinheit 208 zugeführt.

Wenn eine Blutströmungsinformation detektiert werden soll, bewirkt der Signaldurchgang durch die Störeliminierungseinrichtung 206 die Entfernung der Störkomponente. Wenn hin­ gegen eine Information über eine Bewegung des Gewebes innerhalb des Subjekts gewon­ nen werden soll, braucht die Blutströmungsinformation nicht eliminiert zu werden, da ein Blutströmungssignal extrem schwächer ist als das von einem Gewebe reflektierte Signal. Es ist natürlich auch möglich, ein Filter zur Eliminierung der Blutströmungsinformation vor­ zusehen.

Beim Empfang des zweiten und dritten komplexen Signals [R_i(t)+j I_i(t)] bzw. [R_i(t+Δτ)+jI_i(t+Δτ}] unterzieht die komplexe Korrelations-Recheneinheit 208 das zweite komplexe Signal [R_i(t)+j I_i(t)] und das dritte komplexe Signal [R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)] einer komplexen Korrelations-Re­ chenoperation, die in der folgenden Gleichung dargestellt ist, so daß das Korrelationssignal C_i,i t, Δτ) erzeugt wird.

(64) C_i,i(t, Δτ)=[R_i(t) + j I_i(t)]*[R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)]

worin das Zeichen * eine komplexe Konjugierte bedeutet.

Die komplexe Korrelations-Recheneinheit 208 führt ferner eine komplexe Korrelationsrech­ nung zwischen dem betreffenden zweiten komplexen Signal und dem zusätzlichen zweiten komplexen Signal aus, das durch die nachfolgende Aussendung von Ultraschallstrahlen gewonnen wird, so daß das Korrelationssignal C_i,i+_i(t) erzeugt wird.

(65) C_{i, i+1}(t)=[R_i(t) + j I_i(t)]*[R_i+1 (t) + j I_i+1 (t)]

worin das Zeichen * eine komplexe Konjugierte bezeichnet.

Da Anordnungen für die komplexe Korrelations-Recheneinheit 208 allgemein bekannt sind, kann hier auf ihre detaillierte Beschreibung verzichtet werden.

Um ein Geschwindigkeitssignal über die Bewegung innerhalb des Subjekts zu gewinnen, wird das von der komplexen Korrelations-Recheneinheit 208 berechnete Korrelationssignal C_i,i+1(t) einer Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung 209 zugeführt, die ein Beispiel für eine Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße darstellt. Die Anordnung der Ge­ schwindigkeits-Berechnungseinrichtung 209 wird weiter unten näher beschrieben.

Das von der Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung 209 berechnete Geschwindigkeits­ signal wird entweder direkt oder über eine Einrichtung 210 zur räumlichen Differenzierung einem digitalen Abtastwandler 211 zur Umwandlung des Empfangssignals in ein Anzeigesi­ gnal zugeführt.

Die Einrichtung 210 zur räumlichen Differenzierung enthält ein FIR-Filter, eine Differenz­ schaltung oder eine ähnliche Anordnung, in der das Empfangssignal einer räumlichen Diffe­ renzierung bezüglich einer vorbestimmten Richtung, in der die Ultraschallimpulsstrahlen in das Subjekt ausgesendet werden, unterzogen wird. Dadurch wird die Änderungsrate der Bewegungsgeschwindigkeit des Subjekts bezüglich der vorbestimmten Richtung ermittelt. Das Signal, das für die Änderungsrate der Geschwindigkeit kennzeichnend ist und das durch die Einrichtung 210 zur räumlichen Differenzierung ermittelt wird, wird ebenfalls dem digitalen Abtastwandler 211 zugeführt.

Die von der Empfangsschaltung 203 erzeugten Empfangssignale werden außerdem einer Detektorschaltung 213 zugeführt und dort detektiert. Der Ultraschallwandler 201 sendet Ultraschallstrahlen in verschiedenen Richtungen in das Subjekt. Die Detektorschaltung 213 führt eine Detektierung für Mehrfach-Empfangssignale aus und erzeugt Signale, die jeweils ein tomographisches Bild, z. B. ein B-Modus-Bild, ein N-Modus-Bild oder dgl. tragen. Die so erzeugten Signale werden dem digitalen Abtastwandler 211 zugeführt. Die von dem digita­ len Abtastwandler 211 ausgegebenen Anzeigesignale werden einer Anzeigeeinheit 212 mit einem Anzeigebildschirm, z. B. in Form einer Kathodenstrahlröhre, zugeführt. Die Anzeige­ einheit 212 zeigt ein tomographisches Bild in dem Subjekt an oder eine Geschwindigkeits­ information, die sich auf die Bewegung der betreffenden Punkte in dem Subjekt bezieht, oder eine Information über die Änderungsrate der Geschwindigkeit, die dem tomographi­ schen Bild überlagert wird. Auf diese Weise kann die "Härte" der jeweiligen Beobachtungs­ punkte in dem Subjekt erfaßt werden und steht dann für Diagnosezwecke zur Verfügung.

Fig. 15 zeigt das Blockschaltbild eines Beispiels für die komplexe Signalumwandlungsschal­ tung 204, die in Fig. 14 als Block dargestellt ist.

Die von der Empfangsschaltung 203 ausgegebenen (analogen) Empfangssignale, die einer Strahlbündelung durch Phasensteuerung unterzogen wurden, werden zwei analogen Mul­ tiplizierern 241 und 242 zugeführt, die die komplexe Signalumwandlungsschaltung 204 bil­ den. Außerdem werden den beiden analogen Multiplizierern 241 und 242 analoge Sinus­ signale cos ω₀t bzw. sin (ω₀t zugeführt, die gegeneinander um 90° phasenverschoben sind. In jedem der analogen Multiplizierer 241 und 242 wird das Empfangssignal mit dem zuge­ ordneten Sinussignal multipliziert. Die von den analogen Multiplizierern 241 und 242 ausge­ gebenen Signale werden über Tiefpaßfilter 243 bzw. 244 jeweils einem A/D-Wandler 531 bzw. 532 zugeführt. Der Durchlauf der Signale durch die Tiefpaßfilter 243 und 244 dient zur Eliminierung einer Hochfrequenzkomponente. Auf diese Weise wird das erste (analoge) komplexe Signal [h_ci(t) + j h_si(t)] gebildet. Der Realteil h_ci(t) und der Imaginärteil h_si(t) des er­ sten komplexen Signals [h_ci(t) + j h_si(t)] werden den A/D-Wandlern 531 bzw. 532 zugeführt. Diese können alternativ die Einrichtung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl von komplexen Signalen in Intervallen mit der Zeitdifferenz Δτ bilden, die in Fig. 14 als Block dargestellt ist. Sie können zwischen der komplexen Signalumwandlungsschaltung 204 und der Einrichtung 205 angeordnet sein. Den A/D-Wandlern 531 und 532 wird ein Abtasttakt SPCK zugeführt, und das erste (analoge) komplexe Signal [h_ci(t) + j h_si(t)] wird nach Maßgabe des Abtasttakts SPCK in das erste (digitale) komplexe Signal umgewandelt.

Fig. 16 zeigt das Blockschaltbild eines weiteren Beispiels für die komplexe Signalumwand­ lungsschaltung 204, die in Fig. 14 als Block dargestellt ist.

Die von der Empfangsschaltung 203 ausgegebenen Empfangssignale, die einer Strahlbün­ delung durch Phasensteuerung unterzogen wurden, werden einem zwischen der Emp­ fangsschaltung 203 und der komplexen Signalumwandlungsschaltung 204 angeordneten A/D-Wandler 503 zugeführt und in digitale Empfangssignale umgewandelt. Diese digitalen Empfangssignale werden zwei digitalen Multiplizierern 811 und 821 zugeführt, die die komplexe Signalumwandlungsschaltung 204 bilden. Den digitalen Multiplizierern 811 und 821 werden außerdem digitalen Sinussignale cos ω₀t bzw. sin ω₀t zugeführt, die um 90° gegeneinander phasenverschoben sind. In jedem der digitalen Multiplizierer 811 und 821 wird das Empfangssignal mit dem zugeordneten Sinussignal multipliziert. Die von den digi­ talen Multiplizierern 811 und 821 ausgegebenen Signale werden digitalen Tiefpaßfiltern 831 bzw. 841 zugeführt. Der Durchgang der Signale durch die Tiefpaßfilter 831 und 841 dient zur Eliminierung einer Hochfrequenzkomponente. Auf diese Weise wird das erste (digitale) komplexe Signal gebildet.

Fig. 17 zeigt die Schaltung eines Beispiels für die Empfangsschaltung mit einem digitalen Strahlformer zur Durchführung einer Strahlbündelung der digitalen Empfangssignale durch Phasensteuerung.

Die Empfangsschaltung 203 enthält eine Mehrzahl von Vorverstärkern 231_1, . . . 231_N ei­ ner Mehrzahl von A/D-Wandlern 232_1, . . . 232_N und einen digitalen Strahlformer 233. Eine Mehrzahl von Empfangssignalen, die von den in Form mehrerer Elemente angeordneten Ultraschallwandlern 201 abgeleitet werden, gelangen über die einzelnen Vorverstärker 231 _1, . . . 231_N und die A/D-Wandler 232_1, . . . 232_N zu dem digitalen Strahlformer 233. Der digitale Strahlformer 233 unterzieht die einzelnen Empfangssignale Strahlbündelung durch Phasensteuerung auf einer digitalen Basis und gibt die verarbeiteten digitalen Signale aus. Die von der Empfangsschaltung 203 ausgegebenen digitalen Empfangssignale werden einem Nachlauffilter 534 zugeführt, das zwischen der Empfangsschaltung 203 und der komplexen Signalumwandlungsschaltung 204 angeordnet ist. Das Nachlauffilter 534 ist ein adaptives Filter, in dem mit Rücksicht auf die Tatsache, daß die Hochfrequenzkomponente von Ultraschallwellen teilweise gedämpft wird, wenn die Ultraschallwelle in Tiefenrichtung in das Subjekt wandert, ein Filterfaktor adaptiv für jede Tiefe geändert wird, um so für jede Tiefe ein optimales Signal zu extrahieren. Die von dem Nachlauffilter 534 ausgegebenen Empfangssignale werden der komplexen Signalumwandlungsschaltung 204 zugeführt. Diese besteht aus den digitalen Multiplizierern 811 und 821 und den digitalen Tiefpaßfiltern 831 und 841, die in Fig. 16 dargestellt sind, da die der komplexen Signalumwandlungs­ schaltung zugeführten Empfangssignale digitale Signale sind.

Fig. 18 zeigt ein Blockschaltbild eines Beispiels für eine Schaltungsanordnung, in der eine Empfangsschaltung und eine komplexe Signalumwandlungsschaltung organisch miteinan­ der verbunden sind.

Eine Mehrzahl von Empfangssignalen, die von den in Form mehrerer Elemente angeordne­ ten Ultraschallwandlern 201 abgeleitet werden, werden über die einzelnen Vorverstärker 231_1, . . . 231_N einer Mehrzahl von Quadraturdemodulatoren 234_1, . . . 234_N zugeführt, die jeweils die gleiche Anordnung haben wie die in Fig. 15 dargestellte komplexe Signa­ lumwandlungsschaltung 204. Die Quadraturdemodulatoren 234_1, . . . 234_N geben jeweils das erste komplexe Signal in analoger Form aus. Diese ersten analogen komplexen Signale werden von A/D-Wandlern 235_1_1, 235_1_2; . . . ; und 235_N_1, 235_N_2 digitalisiert. Ein digitaler Strahlformer 236 unterzieht das komplexe Signal von Realteil zu Realteil und von Imaginärteil zu Imaginärteil einer Strahlbündelung durch Phasensteuerung. Das erste von dem digitalen Strahlformer ausgegebene komplexe Signal, das der Strahlbündelung durch Phasensteuerung unterzogen wurde, wird über das Nachlauffilter 534 der in Fig. 14 darge­ stellten Einrichtung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdifferenz Δτ zugeführt.

Fig. 18 zeigt ein Beispiel, bei dem die Quadraturdemodulatoren 234_1, . . . 234_N jeweils zur Quadraturdemodulierung eines analogen Signals benutzt werden. Es ist jedoch auch mög­ lich, die Schaltung so auszubilden, daß die von den Vorverstärkern 231_1, . . . 231_N ausge­ gebenen Empfangssignale, wie in Fig. 17 dargestellt, in digitale Signale umgewandelt und dann den Quadraturdemodulatoren (siehe den komplexen Signalwandler in Fig. 16) jeweils zur Quadraturdemodulierung des digitalen Signals zugeführt werden, und daß dann das Ausgangssignal dieser Quadraturdemodulatoren dem digitalen Strahlformer 236 zugeführt wird. Es ist außerdem möglich, die Schaltung so auszubilden, daß die Ausgangssignale der in Fig. 18 dargestellten Quadraturdemodulatoren 234_1, . . . 234_N dem analogen Strahlfor­ mer zugeführt werden und die ersten komplexen Signale der Strahlbündelung durch Pha­ sensteuerung in Form eines analogen Signals unterzogen und anschließend in die ersten komplexen Signale digitaler Form umgewandelt werden.

Fig. 19 und 20 zeigen Blockschaltbilder von Beispielen für Schaltungsanordnungen der Ein­ richtung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdif­ ferenz Δτ, die in Fig. 14 summarisch als Block dargestellt ist. Fig. 21 zeigt ein Zeitdiagramm zur Erläuterung des Funktionsprinzips der Schaltungen von Fig. 19 und 20.

Ein in Fig. 21 dargestelltes Taktsignal CLK bestimmt ein Zeitintervall, das dem Intervall zwi­ schen einzelnen Beobachtungspunkten entspricht. Die Geschwindigkeits-Berechnungsein­ richtung 209 berechnet sequentiell die Geschwindigkeit an jedem dieser Beobachtungs­ punkte, die innerhalb des Subjekts in einer vorbestimmten Richtung miteinander fluchten. Ein Abtast-Taktsignal SPCK bestimmt die Abtastzeiten in den in Fig. 19 und 20 dargestellten A/D-Wandlern (ADC).

Der in Fig. 19 dargestellte Schaltungsblock empfängt ein erstes (analoges) komplexes Signal [h_ci(t) + j h_si(t)], das von der in Fig. 14 dargestellten komplexen Signalumwandlungs­ schaltung 204 erzeugt wird.

Der Realteil h_ci(t) und der Imaginärteil h_si(t) des ersten komplexen Signals [h_ci(t) + j h_si(t)] werden den A/D-Wandlern 251 bzw. 252 zugeführt, in diesen synchron mit dem von einer Steuersignal-Generatoreinheit 253 abgegebenen Abtast-Taktsignal abgetastet und mit der Umwandlung in ein digitales Signal in einem Speicher 254 vorübergehend gespeichert.

Es sei angenommen, daß das Abtast-Taktsignal SPCK, wie in Fig. 21(a) dargestellt, ein Abtast-Taktsignal ist, das die gleiche Wiederholperiode hat wie das Taktsignal CLK. Die oben erwähnte Zeitdifferenz Δτ entspricht der Dauer er Periode des Taktsignals CLK. Spe­ ziell in diesem Fall entstehen aus den einzelnen Signalen, die durch die jeweilige eine Peri­ ode des Taktsignals CLK gegeneinander verschoben sind, das zweite komplexe Signal [R_i(t) + j I_i(t)] bzw. das dritte komplexe Signal [R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)].

Bei der in Fig. 19 dargestellten Anordnung ist es, wie in Fig. 21(b) gezeigt, möglich, ein Ab­ tast-Taktsignal SPCK mit einer Periode zu verwenden, die gleich dem 1/N-fachen (N ganz) der Periode des Taktsignals CLK ist. Wenn man diesen Fall mit dem Fall von Fig. 21(a) ver­ gleicht und wenn die Intervalle der Beobachtungspunkte die gleichen sind, wie im Fall von Fig. 21(a), benötigt man schnellere A/D-Wandler. Es ist jedoch möglich, eine Mehrzahl von Zeitintervallen auszuwählen, z. B. ein Zeitintervall, das einem Taktimpuls des Abtast-Takt­ signals SPCK von Fig. 21(b) entspricht, und dabei die oben erwähnte Zeitdifferenz Δτ anzu­ nehmen. Durch eine arithmetische Operation, bei der die Mehrzahl von Zeitintervallen je­ weils so gewählt sind, daß sie gleich der oben erwähnten Zeitdifferenz Δτ sind, ist es außer­ dem möglich, einen Mittelwert der Resultate der arithmetischen Operation zu ermitteln und dadurch die Genauigkeit der Geschwindigkeitsberechnung zu verbessern. Diese Mittelwert­ bildung wird weiter unten beschrieben.

Bei der in Fig. 19 dargestellten Anordnung ist es, wie in Fig. 21(c) möglich, das Abtast- Taktsignal SPCK zu verwenden, das für jede Periode des Taktsignals CLK mehrere Taktim­ pulse (z. B. 2 Taktimpulse) aufweist. Bei dem in Fig. 21(c) dargestellten Fall bilden Signale, die bei jeder Periode des Taktsignals mit dem einen und dem anderen von zwei Taktimpul­ sen abgetastet werden, das zweite komplexe Signal [R_i(t) + j I_i(t)] bzw. das dritte komplexe Signal [R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)].

Der in Fig. 20 dargestellte Schaltungsblock enthält zwei Paare von A/D-Wandlern 251_1, 251_2; 252_1, 252_2 jeweils zur Digitalisierung des Realteils h_ci(t) bzw. des Imaginärteils h_si(t) des ersten komplexen Signals [h_ci(t) + j h_si(t)]. Von diesen vier A/D-Wandlern 251_1, 251_2; 252_1, 252_2 werden den A/D-Wandlern 251_1, 252_1 und den A/D-Wandlern 251_2, 252_2 zwei Abtast-Taktsignale SPCK1 bzw. SPCK2 zugeführt, die, wie in Fig. 21(d) dargestellt, gegeneinander phasenverschoben sind. Die Zeitverschiebung zwischen den beiden Abtast-Taktsignalen SPCK1 und SPCK2 beinhaltet die oben erwähnte Zeitdifferenz Δτ.

Fig. 22 zeigt ein Blockschaltbild für ein Beispiel der in Fig. 14 als Block dargestellten Einrich­ tung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdiffe­ renz Δτ.

Die in Fig. 22 dargestellte Schaltung nimmt ein (digitales) komplexes Signal [h_ci(t) + j h_si(t)] auf, das von der in Fig. 14 dargestellten komplexen Signalumwandlungsschaltung 204 er­ zeugt wird.

Der Realteil h_ci(t) und der Imaginärteil h_si(t) des ersten komplexen Signals [h_ci(t) + j h_si(t)] werden "Dehnungsfiltern" 255 bzw. 256 zugeführt.

Fig. 23 zeigt ein Schaltungsbeispiel für das in Fig. 22 als Block dargestellte Dehnungsfilter. Fig. 24 zeigt ein Zeitdiagramm zur Erläuterung der Funktion des Dehnungsfilters. Die beiden Dehnungsfilter 255 und 256 haben gleiche Struktur. Deshalb wird nur das Dehnungsfilter 255 beschrieben.

Das Dehnungsfilter 255 besitzt zwei D-Flip-Flops 255a und 255b. Dem jeweiligen Datenein­ gang dieser D-Flip-Flops 255a und 255b wird ein digitales Signal R(t) zugeführt, das in dem Realteil enthalten ist. Das digitale Signal R(t) ist, wie in Fig. 24 gezeigt, einem Signal äquiva­ lent, das mit dem Abtast-Taktsignal SPCK abgetastet wird, dessen Periode gleich dem 1/N-fachen (N=ganze Zahl, hier N=1) einer Periode der oben erwähnten Zeitdifferenz Δτ ent­ spricht. Das digitale Signal R(t) ist als Ansammlung von Zeitsequenzdaten ausgedrückt, die in Fig. 24 mit schwarzen Punkten, weißen Punkten und quadratischen Marken dargestellt sind. Den betreffenden Takteingängen der D-Flip-Flops 255a und 255b wird das Abtast- Taktsignal SPCK zugeführt. Den Rücksetzeingängen der D-Flip-Flops 255a und 255b wer­ den Signale /EN1 bzw. /EN2 zugeführt, die in Fig. 24 dargestellt sind.

Bei einer solchen Anordnung wird das digitale Signal R(t) durch die D-Flip-Flops 255a und 255b "dehnt". Als Ergebnis geben die D-Flip-Flops 255a und 255b Signale R_i(t) bzw. R_i(t + Δτ) aus, die um die Zeitdifferenz Δτ gegeneinander verschoben sind. Entsprechend gibt das in Fig. 22 dargestellte andere Dehnungsfilter 256 Signale I_i(t) und I_i(t + Δτ) aus. Diese Signale R_i(t), R_i(t + Δτ), I_l(t) und I_i(t + Δτ) werden in einem Speicher 254 vorübergehend gespeichert. Es sei hier erwähnt, daß die Kombination [R_i(t) + j I_i(t)] der Signale R_i(t) und I_i(t) und die Kombination [R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)] der Signale R_i(t + Δτ) und I_i(t + Δτ) als zweites komple­ xes Signal bzw. als drittes komplexes Signal bezeichnet werden.

Fig. 25 und 26 zeigen jeweils ein Blockschaltbild einer beispielhaften Schaltungsanordnung für die Einrichtung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdifferenz Δτ, die in Fig. 14 als Block dargestellt ist.

Beim Vergleich von Fig. 25 mit Fig. 19 erkennt man, daß die Schaltung von Fig. 25 eine Einrichtung 255 zur arithmetischen Interpolation aufweist und der Speicher 254 von Fig. 19 in Fig. 25 in Form zweier getrennter Speicher 254_1 und 254_2 dargestellt ist.

Falls das in der Schaltung von Fig. 25 verwendete Abtast-Taktsignal SPCK für das Abtasten in einer um die oben erwähnte Zeitdifferenz Δτ verschobenen Zeitlage nicht zur Verfügung steht, mit anderen Worten, in einem Fall, in dem beispielsweise als Abtast-Taktsignal SPCK ein Taktsignal verwendet wird, das das gleiche ist wie das Taktsignal CLK von Fig. 21(a), obwohl die gewünschte Zeitdifferenz Δτ die in Fig. 21(b) dargestellte Zeitdifferenz Δτ ist, ermöglicht die arithmetische Interpolation die Gewinnung eines komplexen Signals, das um die gewünschte Zeitdifferenz Δτ verschoben ist.

Fig. 27 veranschaulicht ein Beispiel für den Interpolationsvorgang in der Einrichtung 255 von Fig. 25.

Es sei angenommen, daß ein in dem Realteil h_ci(t) des eingegebenen komplexen Signals [h_ci(t) + j h_si(t)] enthaltenes Signal in Intervallen Δt_s abgetastet wird und daß durch Abtasten in den Zeitpunkten t₁ und t₂ Signale R_i(t₁) bzw. R_i(t₂) gewonnen werden, die den Abstand Δ t_s voneinander haben, wie dies in Fig. 27 dargestellt ist. Das Signal R_i(t₁ + Δτ) im Zeitpunkt t₁ + Δτ wird in diesem Fall nach folgender Gleichung berechnet:

Das gleiche gilt für den Imaginärteil.

Bei der in Fig. 27 dargestellten Schaltung werden die von den A/D-Wandlern 251 und 252 digitalisierten Signale in dem Speicher 254_1 unverändert in Form des zweiten komplexen Signals [R_i(t) + j I_i(t)] gespeichert. Außerdem werden die von den A/D-Wandlern 251 und 252 digitalisierten Signale einer Einrichtung 255 zur arithmetischen Interpolation zugeführt, in der sowohl der Realteil als auch der Imaginärteil einer arithmetischen Interpolation nach Gleichung (66) unterzogen werden und dadurch das dritte komplexe Signal [R_i(t + Δτ) + j I_i(t + Δτ)] erzeugt wird, das um die Zeitdifferenz Δτ versetzt ist und dem Speicher 254_2 zuge­ führt wird.

Die obige Gleichung (66) ist ein Beispiel für eine primäre Interpolation. Die arithmetische Interpolationseinrichtung 255 ist jedoch nicht notwendigerweise eine solche, die eine pri­ märe Interpolation ausführt. Es ist auch möglich, die arithmetische Interpolationseinrichtung so auszubilden, daß eine gewünschte Ordnung der Interpolation implementiert ist, wobei die Rechengeschwindigkeit, die geforderte Genauigkeit der Interpolation und dgl. zu be­ rücksichtigen sind.

Fig. 26 zeigt ein Beispiel, bei dem die arithmetische Interpolationseinrichtung 255 mit einer Anordnung kombiniert ist, die der Anordnung von Fig. 20 gleicht. Die Funktion dieser Schal­ tung ergibt sich aus der Beschreibung zu Fig. 20 und 25 von selbst. Deshalb kann eine nähere Erläuterung hier entfallen.

Die in Fig. 14 dargestellte Einrichtung 205 zur Erzeugung einer Mehrzahl komplexer Signale in Intervallen mit der Zeitdifferenz Δτ kann, wie oben beschrieben, mit verschiedenen Anordnungen implementiert werden.

Fig. 28 und 29 zeigen jeweils ein Schaltungsbeispiel für die Geschwindigkeits-Berech­ nungseinrichtung, die in Fig. 14 dargestellt ist.

Die in Fig. 28 dargestellte Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung besitzt zwei Phasen­ differenz-Berechnungseinheiten 291 und 292, denen Korrelationssignale C_i,i(t, Δτ) bzw. C_i,i+1(t) zugeführt werden, die von der in Fig. 14 dargestellten komplexen Korrelations-Re­ cheneinheit 208 berechnet werden. Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 291 nimmt die bei der Bestimmung des komplexen Signals [h_ci(t) + j h_si(t)] durch die komplexe Signal­ umwandlungsschaltung 204 verwendete Referenz-Kreisfrequenz ω₀ sowie die oben er­ wähnte Zeitdifferenz Δτ aus der (nicht dargestellten) Gesamtsteuereinheit auf, um das in Fig. 14 dargestellte System insgesamt zu steuern. Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 291_ gibt als Rechenergebnis den Teil Δτ/{Δθ_i,i(t, Δt)-ω⁰ Δτ} der folgenden Gleichung aus:

Diese Gleichung (67) wurde gewonnen, indem Gleichung (23) umgeschrieben wurde, um dem vorliegenden Ausführungsbeispiel in Bezug auf das Suffix und dgl. zu entsprechen. Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 291 kann durch ein ROM (Nur-Lesespeicher) im­ plementiert werden, das Δτ/{Δθ_i,i(t, Δt)-ω₀ Δτ} als Speicherdaten und C_i,i(t, Δτ), ω₀, Δτ als Adressen speichert. Das Rechenergebnis Δτ/{Δθ_i,i(t, Δt)-ω₀ Δτ}, das von der Phasendiffe­ renz-Berechnungseinheit 291 ausgegeben wird, wird einem Multiplizierer 293 zugeführt.

Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 292 nimmt das Phasensignal C_i,i+1(t) auf und gibt Δθ_i,i+1(t) aus. Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 292 kann ebenfalls durch ein ROM implementiert sein, das Δθ_i,i+1(t) als Speicherdaten und C_i,i+1(t) als Adresse speichert. Die Phasendifferenz Δθ_i,i+1(t), die von der Phasendifferenz-Berechnungseinheit 292 ausgege­ ben wird, wird ebenfalls dem Multiplizierer 293 zugeführt.

Der Multiplizierer 293 multipliziert Δτ/{Δθ_i,i(t, Δτ)-ωo Δτ} mit Δθ_i,i+1(t), die ihm von den Pha­ sendifferenz-Berechnungseinheiten 291 bzw. 292 zugeführt werden und berechnet die durch Gleichung (67) gegebene Zeitdifferenz Δt, die einem Bewegungsbetrag des Subjekts entspricht. Diese Zeitdifferenz Δt wird einer Verarbeitungseinheit 294 zugeführt, die über die Wiederholung i glättet. Im vorliegenden Fall werden Ultraschallstrahlen für jeweils die gleiche Richtung in das Subjekt jeweils achtmal ausgesendet und während der Aussen­ dung eine Mehrzahl von Zeitdifferenzen Δt bestimmt. Die Verarbeitungseinrichtung 294 zur Glättung in Richtung der Wiederholung i dient dazu, einen Mittelwert <Δt< der Zeitdiffe­ renzen Δt zu ermitteln, die über mehrere Zeiten bestimmt werden. Dieser Mittelwert <Δt< wird einer Einheit 295 zur Geschwindigkeitsumwandlung zugeführt. Dieser Einheit 295 zur Geschwindigkeitsumwandlung werden außerdem die Wiederholperiode T der Aussendung der Ultraschallstrahlen sowie die Ultraschallgeschwindigkeit c in dem Subjekt von der (nicht dargestellten) Gesamtsteuereinheit zugeführt. Somit berechnet die Einheit 295 zur Ge­ schwindigkeitsumwandlung die Geschwindigkeit V(t) auf der Basis der folgenden Gleichung

Die Periode T und die Ultraschallgeschwindigkeit c werden in der in Fig. 29 dargestellten Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung 209 zusätzlich der Phasendifferenz-Berechnungs­ einheit 291 zugeführt. Die Phasendifferenz-Berechnungseinheit 291 liefert folgende Ge­ schwindigkeit:

Der Multiplizierer 293 bestimmt bei jedem Mal die Geschwindigkeit V(t), während die Ver­ arbeitungseinheit 294 eine Glättung in Richtung der Wiederholung i bewirkt, um die Durch­ schnittsgeschwindigkeit V(t) zu bestimmen.

Fig. 30 und 32 zeigen jeweils Blockschaltbilder von Beispielen der in Fig. 14 dargestellten Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung 209.

Der Vergleich der Schaltungsanordnung der Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung von Fig. 30 mit derjenigen von Fig. 28 zeigt, daß die in Fig. 30 dargestellte Schaltungsanord­ nung sich von derjenigen in Fig. 28 lediglich darin unterscheidet, daß zwischen der Pha­ sendifferenz-Berechnungseinheit 291 und dem Multiplizierer 293 eine Verarbeitungseinheit 296 zur Glättung nach Δτ vorgesehen ist.

In der Verarbeitungseinheit 296 zur Glättung nach Δτ wird beispielsweise dann, wenn meh­ rere Zeitdifferenzen Δτ bestimmt werden, so wie dies in Teil (b) von Fig. 21 dargestellt ist, oder wenn mehrere Zeitdifferenzen ΔT durch eine interpolierende Rechenoperation oder dgl. bestimmt werden, ein Glättungsprozeß über die Zeitdifferenz Δτ für eine Mehrzahl von Rechenergebnissen durchgeführt wird, die jeweils dem zugeordneten Exemplar aus einer Mehrzahl von Zeitdifferenzen Δτ entsprechen, die von der Phasendifferenz-Berechnungs­ einheit 291 ausgegeben werden.

Fig. 31(A) und (B) dienen jeweils zur Erläuterung eines Verfahrens zur Glättung über die Zeitdifferenz Δτ.

Fig. 31(A) zeigt, daß es möglich ist, eine Mehrzahl von Rechenergebnissen, die von der Phasendifferenz-Berechnungseinheit 291 ausgegeben werden (siehe Fig. 30), einer einfa­ chen Mittelwertbildung zu unterziehen, wenn voneinander unterschiedliche Zeitdifferenzen Δτ zur Verfügung stehen. Fig. 31(B) zeigt, daß in einem Fall, in welchem (durch Marken · dargestellte) extrem unterschiedliche Werte von der Phasendifferenz-Berechnungseinheit ausgegeben werden, die darauf zurückzuführen sind, daß unterschiedliche Zeitdifferenzen Δτ vorliegen, über die verbleibenden Werte geglättet wird, während die extrem abweichen­ den Werte eliminiert werden. Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird die Mittel­ wertbildung für die Mehrzahl von Rechenergebnissen, die darauf zurückzuführen sind, daß voneinander abweichende Zeitdifferenzen Δτ vorliegen, übrigens mit dem gleichen Gewicht ausgeführt. Es ist auch möglich, durch Änderung der Zeitdifferenz Δτ eine gewichtete Mit­ telwertbildung durchzuführen. Auf diese Weise kann die Geschwindigkeit V(t) mit größerer Genauigkeit bestimmt werden, und zwar nicht nur durch Mittelwertbildung oder Ausgleich während der Wiederholung der Aussendung von Ultraschallimpulsstrahlen in der gleichen Richtung durch die Einheit 294 zur Glättung über die Wiederholung i, sondern auch dadurch, daß der Mittelwert aus einer Mehrzahl von Rechenergebnissen gebildet wird, die aus den komplexen Signalen gewonnen werden, die einer Mehrzahl von Zeitdifferenzen Δτ entspre­ chen.

Fig. 32 zeigt ein Beispiel, bei dem die Verarbeitungseinheit 296 zur Glättung über Δτ der Anordnung hinzugefügt ist, die der in Fig. 29 dargestellten Anordnung gleicht. Die Funktion dieser Anordnung ergibt sich aus der Beschreibung zu Fig. 29 und 30 von selbst. Eine nähere Erläuterung erübrigt sich deshalb.

Als nächstes seien die Wirkungen des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems gemäß vorlie­ gender Erfindung erläutert, die durch Simulation bestätigt wurden.

Fig. 33(A) bis (C) zeigen jeweils Darstellungen zum Verständnis der Funktion des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.

Fig. 33(A) illustriert auf Modellbasis den Übergang in Bezug auf die jeweiligen Beobach­ tungspunkte in Tiefenrichtung entlang einer vorbestimmten Richtung in dem Subjekt. Es sei angenommen, daß in dem Subjekt, wie in Fig. 33(A) gezeigt, zwischen der ersten Aussen­ dung und der zweiten Aussendung der Ultraschallimpulsstrahlen ein Übergang stattfindet. Diese zweifachen Aussendungen sind gepaart, und es werden dann 64 Signalsätze er­ zeugt, wobei angenommen wird, daß das Subjekt aus einem Körper besteht, der Ultraschall in einer Zufallsverteilung streut. In dieser Situation ist den Empfangssignalen eine Zufalls- Geräuschkomponente überlagert, wobei ein Signal/Rauschverhältnis (S/N) von 60 dB ange­ nommen ist.

Fig. 33(B) zeigt eine Darstellung mit einen Schätzwert Δx, der nach dem herkömmlichen Impulspaar-Verfahren auf der Basis der in der oben beschriebenen Weise erzeugten Signale bestimmt wird, sowie die Standardabweichung SD von Δx.

Fig. 33(C) zeigt eine Darstellung mit einen Schätzwert Δx, der nach dem erfindungsgemä­ ßen Verfahren auf der Basis der in der oben beschriebenen Weise erzeugten Signale be­ stimmt wird, sowie die Standardabweichung SD von Δx.

Wie aus Fig. 33(B) und (C) hervorgeht, liegt der nach dem erfindungsgemäßen Verfahren bestimmte Schätzwert Δx näher bei dem tatsächlich gegebenen Übergang (Δx in Fig. 33(A)). Wenn man die Standardabweichung SD des Schätzwerts entsprechend dem her­ kömmlichen Impulspaar-Verfahren betrachtet (Fig. 33(B)), ändert sie sich erheblich in Ab­ hängigkeit vom Betrag des Übergangs. Beim erfindungsgemäßen Verfahren nimmt die Standardabweichung SD hingegen im wesentlichen konstante Varianz an.

Fig. 34(A) bis (B) zeigen jeweils eine zusätzliche Darstellung zum Verständnis der Funktion des zweiten Ultraschall-Diagnosesystems nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegen­ den Erfindung.

Fig. 34(A) zeigt die Differenz der Standardabweichung SD zwischen den Impulspaar-Verfah­ ren und dem Verfahren gemäß vorliegender Erfindung für den Fall, daß S/N=40 dB ist, wo­ bei der gegebene Übergang Δx die Abszisse bildet. Fig. 34(B) zeigt die Differenz in der Standardabweichung SD zwischen dem Impulspaar-Verfahren und dem Verfahren gemäß vorliegender Erfindung für den Fall, daß S/N=20 dB ist, wobei der gegebene Übergang Δx die Abszisse bildet. Für den Fall, daß S/N=40 dB ist, liefert das Verfahren gemäß vorliegen­ der Erfindung im Vergleich zu dem Impulspaar-Verfahren hervorragende Schätzgenauigkeit. Für den Fall, daß S/N=20 dB ist, ist die Differenz zwar gering, trotzdem liefert das Verfah­ ren gemäß vorliegender Erfindung im Vergleich mit dem Impulspaar-Verfahren ebenfalls hervorragende Schätzgenauigkeit.

Als nächstes sei ein Ausführungsbeispiel des dritten Ultraschall-Diagnoseverfahrens gemäß der Erfindung beschrieben.

Fig. 35 zeigt ein schematisches Diagramm des dritten Ultraschall-Diagnosesystems nach ei­ nem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. In Fig. 35 sind gleiche Teile mit den selben Bezugszeichen versehen, wie in Fig. 42. Um überflüssige Wiederholungen zu ver­ meiden, werden nur die Abweichungen beschrieben.

Die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 410 in dem in Fig. 35 dargestellten Ultraschall- Diagnosesystem berechnet nicht nur einen komplexen Autokorrelationswert (C_i,i+1(t)<_i in Wiederholungsrichtung (während der i-ten Aussendung und der (i+1)-ten Aussendung) sondern auch einen komplexen Autokorrelationswert (sekundärer komplexer Autokorrelati­ onswert) «C_i,i+1(t_j)<i * <C_i,i+i(t_j+1)<_i<_j in Tiefenrichtung des komplexen Autokorrelati­ onswerts <C_i,i+1(t)<_i, wobei diese beiden Werte einer Geschwindigkeits- und Geschwin­ digkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung 411 zugeführt werden. In dieser dient der komplexe Autokorrelationswert <C_i,i+1(t)<_i zur Berechnung einer Geschwindigkeit V auf der Basis der Gleichungen (9) und (12) und der sekundäre komplexe Autokorrelationswert «C_i,i+1(t_j)<_i*<C_i,i+1(t_j+1)<_i<_j zur Berechnung eines Geschwindigkeitsgradienten dV/dz auf der Basis der Gleichungen (32) und (26). Es ist übrigens auch möglich, die Geschwin­ digkeits- und Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung 411 so anzuordnen, daß anstelle einer direkten Berechnung der Geschwindigkeit V und des Geschwindigkeitsgra­ dienten dV/dz ein ROM (Nur-Lesespeicher) zur Speicherung einer entsprechenden Tabelle des komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t)<_i und der Geschwindigkeit V und einer entsprechenden Tabelle des zweiten komplexen Autokorrelationswerts «C_{i, i+1}(t_j)<_i* <C_i,i+1(t_j+1)<_i<_j und des Geschwindigkeitsgradienten dV/dz verwendet wird und die Ge­ schwindigkeit V und der Geschwindigkeitsgradient dV/dz aus diesen entsprechenden Tabel­ len bestimmt werden.

Das in Fig. 35 dargestellte Ultraschall-Diagnosesystem besitzt eine Glättungseinrichtung 412 zur Glättung des Geschwindigkeitsgradienten dV/dz, der durch die Geschwindigkeits- und Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung 411 gewonnen wird. Die Glät­ tungseinrichtung 412 dient dazu, den durch die Geschwindigkeits- und Geschwindigkeits­ gradienten-Berechungseinrichtung 411 gewonnenen Geschwindigkeitsgradienten dV/dz statistisch zu stabilisieren.

Es ist übrigens auch möglich, daß die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 410 in dem Ultraschall-Diagnosesystem von Fig. 35 anstelle des sekundären komplexen Autokorrelati­ onswerts C_i,i+1(t_j)<_i*<C_i,i+1(t_j+1)<_i<_j eine Mehrzahl von sekundären komplexen Au­ tokorrelationswerten (sekundären komplexen Autokorrelationsfunktionen) R (k; t_j+2) auf der Basis der Gleichungen (35), (43) oder (44) berechnet. In diesem Fall bestimmt die Ge­ schwindigkeits- und Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinheit 411 den Geschwin­ digkeitsgradienten dV/dz mit Hilfe einer Regression der aus den zweiten komplexen Auto­ korrelationswerten R (k; t_j+2) gewonnenen Phase WINKELZEICHEN R (k; t_j+2) auf eine un­ gerade Funktion, durch eine arithmetische Operation auf der Basis der Gleichungen (45) und (46) oder durch Bezugnahme auf entsprechende Tabellen anstelle der arithmetischen Operation.

Fig. 36 zeigt ein schematisches Diagramm des dritten Ultraschall-Diagnosesystems gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Es werden wieder nur die Abweichungen gegenüber dem Ausführungsbeispiel von Fig. 35 beschrieben.

Das in Fig. 36 dargestellte Ausführungsbeispiel besitzt zwei komplexe Autokorrelations- Recheneinheiten 410a und 410b anstelle der komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 410 von Fig. 35. Die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 410a entspricht der komple­ xen Autokorrelations-Recheneinheit 110 beim Stand der Technik (Fig. 42) und dient zur Be­ rechnung eines komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t)<_i in Wiederholungsrichtung. Der durch die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 410a bestimmte komplexe Autokor­ relationswert <C_i,i+1(t)<_i wird der anderen komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 410b zugeführt, in der der zweite komplexe Autokorrelationswert «C_i,i+1 (t_j)<_i*<C_i,i+1(t_j+1)<_i <_j auf der Basis des komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t)<_i bestimmt wird.

Das Ausführungsbeispiel von Fig. 36 besitzt außerdem anstelle der Geschwindigkeits- und Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinheit 411 von Fig. 35 eine Geschwindigkeits- Berechnungseinrichtung 411a sowie eine Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrich­ tung 411b. Die Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung 411a besteht aus einem ROM (Nur-Lesespeicher) oder dgl. zur Speicherung einer entsprechenden Tabelle des komplexen Autokorrelationswerts <C_i,i+1(t)<_i und der Geschwindigkeit V. Wenn der Geschwindig­ keits-Berechnungseinrichtung 411a den komplexen Autokorrelationswert <C_i,i+1(t)<_i zugeführt wird, wandelt sie ihn in die Geschwindigkeit V um. Die Geschwindigkeitsgradienten-Berech­ nungseinheit 411b besteht aus einem ROM oder dgl. zur Speicherung einer entsprechenden Tabelle des sekundären komplexen Autokorrelationswerts «C_i,i+1(t_j)<_i*<C_i,i+1(t_j+1)<_i<_j und des Geschwindigkeitsgradienten dV/dz. Wenn der Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungs­ einheit 411b den zweiten komplexen Autokorrelationswert «C_i,i+1(t_j)<_i*<SiC_i,i+1(t_j+1)<_j<_j zugeführt wird, wandelt sie ihn in den Geschwindigkeitsgradienten dV/dz um. Auch bei dem in Fig. 36 dargestellten Ausführungsbeispiel ist es, ähnlich wie bei dem Ausführungsbei­ spiel von Fig. 35, möglich, daß die komplexe Autokorrelations-Recheneinheit 410b in dem Ultraschall-Diagnosesystem von Fig. 35 anstelle des sekundären komplexen Autokorrelati­ onswerts C_i,i+1(t_j)<_i * <C_i,i+1(t_j+1)<_i<_j eine Mehrzahl von sekundären komplexen Au­ tokorrelationswerten (sekundären komplexen Autokorrelationsfunktionen) R (k; t_j+2) auf der Basis der Gleichungen (35), (43) oder (44) berechnet. In diesem Fall bestimmt die Ge­ schwindigkeits- und Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinheit 411 den Geschwin­ digkeitsgradienten dV/dz mit Hilfe einer Regression der aus den zweiten komplexen Auto­ korrelationswerten R (k; t_j+2) gewonnenen Phase ∠R (k; t_j+2) auf eine ungerade Funktion, durch eine arithmetische Operation auf der Basis der Gleichungen (45) und {46) oder durch Bezugnahme auf entsprechende Tabellen anstelle der arithmetischen Operation.

Wie diese Ausführungsbeispiele zeigen, kann die Funktion der Bestimmung des Ge­ schwindigkeitsgradienten in das System integriert werden, indem man zusätzlich ein Äqui­ valent der komplexen Autokorrelations-Recheneinheit 310 des Standes der Technik (Fig. 42) vorsieht oder die komplexe Autokorrelationseinheit 310 auf einer gemeinsamen Basis verwendet und indem man zusätzlich ein Äquivalent der Geschwindigkeits-Berechnungs­ einrichtung vorsieht, das ein ROM oder dgl. enthält, oder indem man die Speicherkapazität des ROM der Geschwindigkeits-Berechnungseinrichtung vergrößert, die dann auf einer gemeinsamen Basis mit der Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung zu ver­ wenden ist. So ist es bei dem dritten Ultraschall-Diagnosesystem gemäß der Erfindung möglich, den Geschwindigkeitsgradienten mit großer Genauigkeit zu bestimmen, indem man einer Anordnung des Ultraschall-Diagnosesystems nach dem Stand der Technik einige wenige Elemente hinzufügt, ohne daß die Funktion des Systems im übrigen beeinträchtigt wird.

Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die oben beschriebenen speziellen Ausführungsbei­ spiele beschränkt. Es sind vielmehr zahlreiche Änderungen und Modifizierungen innerhalb des Erfindungsgedankens und ihres Schutzumfangs möglich.

Claims (38)

1. Ultraschall-Diagnosesystem
mit einem Sender-Empfänger zum wiederholten Aussenden von Ultraschallwellen in ei­ ner Abtastzeilenrichtung in ein Subjekt und zum Empfangen reflektierter Ultraschallwellen aus dem Innern des Subjekts zur Erzeugung von Empfangssignalen,
mit einem Quadraturdemodulator zur Gewinnung eines quadraturdemodulierten Aus­ gangssignals jedes der Empfangssignale,
mit einem Autokorrelator zur Bestimmung eines komplexen Autokorrelationswerts des quadraturdemodulierten Ausgangssignals,
mit einem Bewegungsinformations-Detektor zur Detektierung einer Information über die Blutströmung in dem Subjekt oder einer Information, die sich auf die Bewegung eines Ge­ webes in dem Subjekt bezieht, auf der Basis des durch den Autokorrelator bestimmten komplexen Autokorrelationswerts,
dadurch gekennzeichnet,
daß eine Mittelwert-Recheneinheit zur Bestimmung eines Mittelwerts der komplexen Autokorrelationswerte über eine Mehrzahl von Punkten vorgesehen ist, die einem vorbe­ stimmten Punkt in dem Subjekt benachbart sind,
und daß der Bewegungsinformations-Detektor die Information über die Blutströmung in dem Subjekt oder die Information, die sich auf eine Gewebebewegung in dem Subjekt be­ zieht, auf der Basis des Mittelwerts bestimmt.

2. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittelwert-Recheneinheit einen Mittelwert der komplexen Autokorrelationswerte in Bezug auf Punkte auf einer Mehrzahl von dem genannten vorbestimmten Punkt benach­ barten Abtastzeilen ermittelt, wobei alle diese Punkte in der gleichen Tiefe liegen wie der genannte vorbestimmte Punkt.

3. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittelwert-Recheneinheit einen Mittelwert der komplexen Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehrzahl von Punkten bestimmt, die auf einer vorbestimmten Abtastzeile einander benachbart sind.

4. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittelwert-Recheneinheit einen Mittelwert der komplexen Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehrzahl von Punkten bestimmt, die den genannten vorbestimmten Punkt auf einer zweidimensionalen Basis umgeben.

5. Ultraschall-Diagnosesystem gekennzeichnet durch
Mittel zur Anzeige eines tomographischen Bildes eines Subjekts auf der Basis eines Empfangssignals, das eine Information enthält, die sich auf Ultraschallreflexion entlang ei­ ner Abtastzeile bezieht, die in dem Subjekt verläuft, wobei das Empfangssignal in der Weise erzeugt wird, daß Ultraschallimpulsstrahlen in das Subjekt gesendet werden und vom Innern des Subjekts reflektierte Ultraschallwellen durch eine Mehrzahl von Ultraschall­ wandlern empfangen werden, um eine Strahlbündelung durch Phasensteuerung durchzu­ führen,
eine Einrichtung zur Detektierung einer Bewegung in dem Subjekt auf der Basis einer Mehrzahl von Empfangssignalen, die jeweils eine Information über die Ultraschallreflexion entlang ein und derselben Abtastzeile enthalten, wobei die Mehrzahl von Empfangssignalen in der Weise erzeugt wird, daß Ultraschallimpulsstrahlen wiederholt mehrere Male in der gleichen Richtung in das Subjekt ausgesendet werden,
eine komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung zur Umwandlung der Empfangssignale vor oder nach der Strahlbündelung durch Phasensteuerung in ein erstes komplexes Signal unter Verwendung eines Referenzsignals mit einer vorbestimmten Referenzfrequenz ω₀, eine Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals zur Erzeugung eines zwei­ ten komplexen Signals und eines dritten komplexen Signals aus dem ersten komplexen Signal, wobei das zweite komplexe und das dritte komplexe Signal um eine vorbestimmte Zeitdifferenz Δτ gegeneinander zeitverschoben sind,
eine komplexe Korrelations-Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines komplexen Korrelationswerts (C_i,i(t, Δτ)) in einem Zeitpunkt t, wobei dann, wenn Ultraschallimpulsstrah­ len wiederholt in einer vorbestimmten Richtung in das Subjekt ausgesendet werden, ein Referenzzeitpunkt der i-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls als Startpunkt des zweiten und dritten komplexen Signals ausgewählt werden, die der i-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbestimmten Richtung zugeordnet sind, so wie zur Be­ rechnung eines zusätzlichen komplexen Autokorrelationswerts C_i,i+1(t) im Zeitpunkt t, wo­ bei die Referenzzeitpunkte der i-ten und (i+1)-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der genannten vorbestimmten Richtung jeweils als Startpunkt des zweiten komplexen Si­ gnals zum nächsten zweiten komplexen Signal gewählt werden, die der i-ten bzw. (i+1)-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der genannten vorbestimmten Richtung zuge­ ordnet sind, und
eine Bewegungsgrößen-Berechnungseinrichtung zur Berechnung einer Größe, die für eine der Zeit t zugeordnete zwischen den Zeitpunkten der i-ten und der (i+1)-ten Aussen­ dung des Ultraschallimpulsstrahls auftretende Bewegung in Bezug auf einen Beobach­ tungspunkt in dem Subjekt kennzeichnend ist, auf der Basis der komplexen Korrelations­ werte C_i,i(t, Δτ) und C_i,i+1(t).

6. System nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch
eine Einrichtung zur Strahlbündelung durch Phasensteuerung für eine Mehrzahl von ana­ logen Empfangssignalen, die aus einer Mehrzahl von Ultraschallwandlern abgeleitet sind, und
wobei die genannte komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodu­ lator aufweist zur Quadraturdemodulierung der der Strahlbündelung durch Phasensteue­ rung unterzogenen analogen Empfangssignale unter Verwendung zweier um 90° gegenein­ ander phasenverschobener analoger Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Um­ wandlung der Empfangssignale in das erste komplexe Signal in analoger Form.

7. System nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch
eine Einrichtung zur Strahlbündelung durch Phasensteuerung für eine Mehrzahl von ana­ logen Empfangssignalen, die aus einer Mehrzahl von Ultraschallwandlern abgeleitet sind, und
einen A/D-Wandler zur Umwandlung der von der Einrichtung zur Strahlbündelung ausge­ gebenen analogen Empfangssignale in digitale Empfangssignale,
wobei die komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodulator auf­ weist zur Quadraturdemodulation der von dem A/D-Wandler ausgegebenen digitalen Emp­ fangssignale unter Verwendung zweier um 90° gegeneinander phasenverschobener digita­ ler Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Umwandlung der Empfangssignale in das erste komplexe Signal in digitaler Form.

8. System nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch
einen A/D-Wandler zur Umwandlung einer Mehrzahl von aus einer Mehrzahl von Ultra­ schallwandlern abgeleiteten analogen Empfangssignalen in eine Mehrzahl von digitalen Empfangssignalen,
eine Einrichtung zur Strahlbündelung durch Phasensteuerung für die Mehrzahl von digita­ len Empfangssignalen, die von dem A/D-Wandler ausgegeben werden,
wobei die komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodulator auf­ weist zur Quadraturdemodulation der von der Strahlformungseinrichtung ausgegebenen digitalen Empfangssignale unter Verwendung zweier gegeneinander um 90° phasenver­ schobener digitaler Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Umwandlung der Emp­ fangssignale in das erste komplexe Signal in digitaler Form.

9. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,
daß die komplexe Signal-Umwandlungseinrichtung einen Quadraturdemodulator auf­ weist zur Quadraturdemodulation einer Mehrzahl von analogen Empfangssignalen, die von einer Mehrzahl von Ultraschallwandlern ausgegeben werden, oder einer Mehrzahl von digi­ talen Empfangssignalen, die durch A/D-Wandlung aus der Mehrzahl von analogen Emp­ fangssignalen gewonnen werden, unter Verwendung zweier gegeneinander um 90° pha­ senverschobener analoger oder digitaler Sinussignale als Referenzsignal, und damit zur Umwandlung der Empfangssignale in eine Mehrzahl der ersten komplexen Signale,
und daß das System ferner Mittel zur Durchführung einer Strahlbündelung durch Phasen­ steuerung für die Mehrzahl der von der komplexen Signal-Umwandlungseinrichtung abge­ leiteten ersten komplexen Signale aufweist, wodurch das einer Strahlbündelung durch Pha­ sensteuerung unterzogene erste komplexe Signal gewonnen wird.

10. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale unter Verwendung eines Abtast­ takts, der aus Taktimpulsen mit den Zeitintervallen Δτ besteht, die der genannten Zeitdiffe­ renz Δτ entsprechen, wodurch das zweite und das dritte komplexe Signal in digitaler Form erzeugt werden.

11. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale unter Verwendung eines Abtast­ takts, der aus Taktimpulsen besteht, die jeweils ein der Zeitdifferenz Δτ entsprechendes Zeitintervall Δτ haben, wobei das 1/N-fache (N ganz) der betreffenden Operationszeitinter­ valle für die sequentielle Berechnung einer Größe für jeden Beobachtungspunkt, die kenn­ zeichnend ist für die Bewegung einer Mehrzahl von Beobachtungspunkten, die in der ge­ nannten vorbestimmten Richtung in dem Objekt fluchten, durch die Zeitdifferenz Δτ ausge­ drückt wird, und daß dadurch das zweite und das dritte komplexe Signal in digitaler Form erzeugt werden.

12. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale unter Verwendung eines Ab­ tasttakts mit einer Mehrzahl von Taktimpulsen der Zeitdifferenz Δτ in einer Periode, die je­ dem der jeweiligen Operationszeitintervalle für die sequentielle Berechnung einer Größe für jeden Beobachtungspunkt äquivalent ist, wobei diese Größe kennzeichnend ist für die ge­ nannte Bewegung einer Mehrzahl von Beobachtungspunkten die in der genannten vorbe­ stimmten Richtung in dem Subjekt fluchten, so daß das zweite und das dritte komplexe Si­ gnal in digitaler Form erzeugt werden.

13. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung sowohl des Realteils als auch des Imaginärteils des in analoger Form vorliegenden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale unter Verwendung einer Mehrzahl von Abtasttakten, die jeweils um die Zeitdifferenz Δτ gegeneinander pha­ senverschoben sind, so daß das zweite und das dritte komplexe Signal in digitaler Form er­ zeugt werden.

14. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals ein Dehnungsfilter zur Dehnung des in digitaler Form vorliegenden ersten komplexen Signals mit einem Abtastin­ tervall, das dem 1/N-fachen (N ganz) der Zeitdifferenz Δτ entspricht, und damit zur Erzeu­ gung des zweiten und des dritten komplexen Signals in digitaler Form, wobei das zweite und das dritte komplexe Signal um die Zeitdifferenz Δτ gegeneinander verschoben sind.

15. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals eine Interpolationsein­ richtung aufweist zum Interpolieren des in digitaler Form vorliegenden ersten Signals und damit zur Erzeugung des zweiten und des dritten komplexen Signals in digitaler Form, wo­ bei das zweite und das dritte komplexe Signal um die Zeitdifferenz Δτ gegeneinander ver­ schoben sind.

16. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Si­ gnal beinhalten, unter Verwendung eines vorbestimmten Abtasttakts, sowie eine interpolie­ rende Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der dritten komplexen Signale.

17. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Si­ gnal beinhalten, unter Verwendung eines Abtasttakts, der aus Taktimpulsen besteht, deren Zeitintervall jeweils dem 1/N-fachen (N ganz) jedes der betreffenden Operationszeitinter­ valle für die sequentielle Berechnung einer Größe für jeden Beobachtungspunkt entspricht, die kennzeichnend ist für die genannte Bewegung einer Mehrzahl von Beobachtungspunk­ ten, die in der vorbestimmten Richtung in dem Objekt fluchten, sowie eine interpolierende Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der drit­ ten komplexen Signale.

18. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung des Realteils und des Imaginärteils des in analoger Form vorlie­ genden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Si­ gnal beinhalten, unter Verwendung eines Abtasttakts mit einer Mehrzahl von Taktimpulsen einer vorbestimmten Zeitdifferenz innerhalb einer Periode, die den einzelnen betreffenden Operationszeitintervallen zur sequentiellen Berechnung einer Größe für jeden Beobach­ tungspunkt äquivalent ist, sowie eine interpolierende Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der dritten komplexen Signale.

19. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Zeitverschiebung des komplexen Signals einen A/D-Wandler aufweist zur Umwandlung sowohl des Realteils als auch des Imaginärteils des in analoger Form vorliegenden ersten komplexen Signals jeweils in digitale Signale, die das zweite komplexe Signal beinhalten, unter Verwendung einer Mehrzahl von gegeneinander phasen­ verschobenen Abtasttakten, sowie eine interpolierende Recheneinrichtung zur Interpolation der genannten digitalen Signale zur Erzeugung der dritten komplexen Signale.

20. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße eine Zeitdifferenz Δt(t)_i,i+1 zwischen aufeinanderfolgenden Zeitpunkten berechnet, die mit der Reflexion von Ultra­ schallimpulsstrahlen von dem Beobachtungspunkt bei der i-ten bzw. der (i+1)-ten Aussen­ dung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbestimmten Richtung zusammenhängt, wobei die betreffenden Referenzzeitpunkte für die Aussendung der Ultraschallimpulsstrahlen je­ weils als Startpunkt bezüglich der zugeordneten Reflexion auf der Basis der folgenden Glei­ chung ausgewählt sind: worin Δθ_i,i(t, Δτ) die aus dem komplexen Korrelationswert C_i,i(t, Δτ) berechnete Phasendiffe­ renz im Zeitpunkt t des der i-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbe­ stimmten Richtung zugeordneten ersten und zweiten komplexen Signals bezeichnet, und Δθ_i,i+1(t) die Phasendifferenz in dem Zeitpunkt t zwischen aufeinanderfolgenden er­ sten komplexen Signalen bezeichnet, die der i-ten bzw. der (i+1)-ten Aussendung des Ultraschallimpulsstrahl in der genannten vorbestimmten Richtung entspricht.

21. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße als einer für die Bewegung repräsentative Größe wenigstens eine aus den ausgewählten Zeitdifferenzen Δt zwischen aufeinanderfolgenden Zeitpunkten (so auch in 20) berechnet, die mit der Reflexion von Ultraschallimpulsstrahlen von dem Beobachtungspunkt bei der i-ten bzw. der (i+1)-ten Aus­ sendung des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbestimmten Richtung zusammenhängt, wo­ bei die betreffenden Referenzzeitpunkte für die Aussendung der Ultraschallimpulsstrahlen jeweils als Startpunkt bezüglich der zugeordneten Reflexion ausgewählt sind, und daß fer­ ner eine Bewegungsgröße des Beobachtungspunkts auf der Basis der Zeitdifferenz Δt und der Ultraschallgeschwindigkeit c in dem Subjekt sowie eine Bewegungsgeschwindigkeit des Beobachtungspunkts, der auf der Basis der Bewegungsgröße und der Wiederholperi­ ode T der Aussendungen des Ultraschallimpulsstrahls in der vorbestimmten Richtung be­ rechnet wird.

22. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße eine Größe bestimmt, die kennzeichnend ist für die Bewegung, die in Bezug auf mehrere der genannten Zeitdifferen­ zen Δt einem Glättungsprozeß unterzogen wurde.

23. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Berechnung der Bewegungsgröße eine Größe bestimmt, die kennzeichnend ist für die Bewegung, die in Bezug auf drei- oder mehrmalige Aussendun­ gen des Ultraschallimpulsstrahls in der genannten vorbestimmten Richtung einem Glät­ tungsprozeß unterzogen wurde.

24. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß ferner eine räumliche Differenziereinrichtung vorgesehen ist zur räumlichen Diffe­ renzierung einer Größe, die für die von der Einrichtung zur Berechnung der Bewegungs­ größe berechnete Bewegung kennzeichnend ist, um die Änderungsrate der für die Bewe­ gung repräsentativen Größe in der vorbestimmten Richtung zu bestimmen.

25. System nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch eine Informations-Extraktionseinrichtung zum Extrahieren der in dem zweiten komplexen Signal und in dem dritten komplexen Signal enthaltenen Blutinformation aus der Störkom­ ponente der Information durch Abtrennung.

26. System nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch eine Anzeigevorrichtung zum Anzeigen einer Größe, die kennzeichnend ist für die ge­ nannte Bewegung und/oder einer auf der Basis der diese Bewegung kennzeichnenden be­ rechneten Größe durch deren Überlagerung über das tomographische Bild.

27. Ultraschall-Diagnosesystem, bei dem Empfangssignale in der Weise erzeugt werden, daß Ultraschallimpulsstrahlen in ein Subjekt gesendet und vom Innern des Subjekts reflek­ tierte Ultraschallwellen empfangen werden, gekennzeichnet durch
komplexe Signal-Umwandlungsmittel zur Umwandlung des Empfangssignals in ein komplexes Signal, das aus zwei Signalen besteht, die in einem Quadraturverhältnis zuein­ ander stehen,
eine quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinheit zur Berechnung quadrati­ scher komplexer Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Signal, die mit der Aussendung von Ultraschallimpulsstrahlen zu unterschiedlichen Zeitpunkten entlang ei­ ner vorbestimmten Abtastzeile in Zusammenhang stehen, wenn Ultraschallimpulsstrahlen wiederholt entlang der vorbestimmten Abtastzeile ausgesendet werden, die in Tiefenrich­ tung in das Subjekt verläuft, sowie von einem komplexen Signal zum nächsten komplexen Signal, die mit den jeweiligen Exemplaren aus einer Mehrzahl von Tiefenpositionen auf der genannten Abtastzeile in Zusammenhang stehen,
und eine Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines Geschwindigkeitsgradienten in dem Subjekt auf der Basis der quadratischen komplexen Autokorrelationswerte.

28. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung für jedes der ge­ nannten komplexen Signale, die Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu voneinan­ der abweichenden Zeitpunkten zugeordnet sind, komplexe Autokorrelationswerte von ei­ nem zum nächsten komplexen Signal berechnet, die jeweils voneinander abweichenden Tiefenpositionen auf der vorbestimmten Abtastzeile zugeordnet sind, und daß sie anschlie­ ßend komplexe Autokorrelationswerte von einem zum nächsten komplexen Autokorrelati­ onswert berechnet, die Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen in voneinander abwei­ chenden Zeitpunkten zugeordnet sind.

29. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung für jede von mehre­ ren Tiefenpositionen bei Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu voneinander ab­ weichenden Zeitpunkten entlang der vorbestimmten Abtastzeile komplexe Autokorrelati­ onswerte von einem zum nächsten komplexen Signal berechnen, die mit demselben Zeit­ punkt in Zusammenhang stehen, und daß sie anschließend komplexe Autokorrelationswer­ te von einem zum nächsten komplexen Autokorrelationswert berechnet, die Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen in voneinander abweichenden Tiefenpositionen zugeordnet sind.

30. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung für jede von mehre­ ren Tiefenpositionen bei Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu voneinander ab­ weichenden Zeitpunkten entlang der vorbestimmten Abtastzeile komplexe Autokorrelati­ onswerte von einem zum nächsten komplexen Signal berechnen, die mit derselben Tiefen­ position in Zusammenhang stehen, und daß sie anschließend komplexe Autokorrelations­ werte des komplexen Autokorrelationswerts berechnet, der eine vorbestimmte Tiefenposi­ tion betrifft, und der komplexen Autokorrelationswerte, die die jeweils zugeordneten aus einer Mehrzahl von Tiefenpositionen betreffen.

31. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung für jede von mehre­ ren Tiefenpositionen bei Aussendungen von Ultraschallimpulsstrahlen zu voneinander ab­ weichenden Zeitpunkten entlang der vorbestimmten Abtastzeile komplexe Autokorrelati­ onswerte von einem zum nächsten komplexen Signal berechnen, die mit derselben Tiefen­ position in Zusammenhang stehen, und daß sie anschließend an einem ersten Satz eine komplexe Autokorrelationsrechnung durchführt, der die einer Mehrzahl von Tiefenpositio­ nen zugeordneten komplexen Autokorrelationswerte umfaßt, und einem zweiten Satz der die einer Mehrzahl von Tiefenpositionen zugeordneten komplexen Autokorrelationswerte umfaßt, die die den ersten Satz bildenden komplexen Autokorrelationswerte überlappen dürfen.

32. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinheit so ausgebildet ist, daß sie eine Mehrzahl der genannten komplexen Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehrzahl von Tiefenpositionen be­ stimmen kann, um einen Geschwindigkeitsgradienten in Bezug auf eine vorbestimmte Tie­ fenposition zu bewerten, und daß die Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung zur Bestimmung von Phasennachrichten geeignet ist, die in jedem aus der genannten Viel­ zahl von komplexen Autokorrelationswerten enthalten sind, um den Geschwindigkeitsgra­ dienten in Bezug auf die vorbestimmte Tiefenposition durch Regression einer vorbestimm­ ten ungeraden Funktion auf die vorbestimmten Phasennachrichten zu bewerten.

33. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die vorbestimmte ungerade Funktion eine gerade Linie ist.

34. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet,
daß die quadratische komplexe Autokorrelations-Recheneinrichtung zur Bestimmung ei­ ner Mehrzahl der genannten komplexen Autokorrelationswerte in Bezug auf eine Mehrzahl von Tiefenpositionen dient, um einen Geschwindigkeitsgradienten in Bezug auf eine vorbe­ stimmte Tiefenposition zu bewerten,
und daß die Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines komplexen Autokorrelationswerts zwischen aufeinanderfolgenden Exemplaren der genann­ ten komplexen Autokorrelationswerte dient, um den Geschwindigkeitsgradienten in Bezug auf die vorbestimmte Tiefenposition auf der Basis des so bestimmten komplexen Autokor­ relationswerts zu bewerten.

35. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die Geschwindigkeitsgradienten-Berechnungseinrichtung einen Quadraturdemodula­ tor aufweist zur Quadraturdemodulation der Empfangssignale unter Verwendung zweier um 90° gegeneinander phasenverschobener Sinussignale als Referenzsignal, und daß dadurch die Empfangssignale in das komplexe Signal umgewandelt werden.

36. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß eine Glättungsvorrichtung zum Glätten des von der Geschwindigkeitsgradienten-Be­ rechnungseinrichtung berechneten Geschwindigkeitsgradienten vorgesehen ist.

37. System nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch eine Informations-Extraktionseinrichtung zum Extrahieren der in dem komplexen Signal enthaltenen Blutinformation aus der Störkomponente der Information durch Abtrennung.

38. System nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch eine Anzeigeeinrichtung zur Anzeige des Geschwindigkeitsgradienten anstelle eines to­ mographischen Bildes oder eines Farb-Dopplerbildes oder zur Überlagerung desselben über das tomographische Bild oder das Farb-Dopplerbild mit von diesen abweichenden Farben.