DE19619808A1 - Ultraschall-Abbildungsverfahren und Ultraschall-Diagnosesystem - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Ultraschallabbildung bzw. Ultraschall-Bildgabe und auf ein diagnostisches Ultraschallsystem (Ultraschall-Diagnosesy­ stem), das imstande ist, ein Kontrastechobild unter Ausnutzung der Eigenschaft von Echos dahingehend, daß die Echos aufgrund der starken Streueigenschaften eines Ultraschall- Kontrastmediums, das in einen Patientenkörper injiziert ist, relativ zu Ultraschallwellen betont bzw. verstärkt werden, zu erzeugen, und die Geschwindigkeit des Kontrastmediums unter Einsatz einer Doppler-Technik (Doppler-Methode) zu messen.

In den letzten Jahren haben mit Kontrastechos arbeitende Methoden, bei denen ein Ul­ traschall-Kontrastmedium eingesetzt wird, auf dem Gebiet der Analyse von myokardialen Bildern Aufmerksamkeit auf sich gezogen. Eine myokardiale Kontrastecho-Methode, die von einer intraarteriellen Injektion begleitet ist, bei der ein Ultraschall-Kontrastmedium durch die Arterie injiziert wird, wurde als eine der mit Kontrastechos arbeitenden Metho­ den untersucht. Diese Methode wird zur Erzeugung eines Perfusionsbilds bzw. Durch­ strömungsbilds und damit zur Beurteilung einer Region herangezogen, die durch eine myokardiale Blutströmung durchströmt wird. Bei der myokardialen Kontrastecho-Methode wird ein Ultraschall-Kontrastmedium (z. B. ein 5%ig verdünntes humanes Albumin mit einem Schaum, der manuell oder mit Hilfe eines Schallgebers erzeugt wird) über einen Katheter injiziert, der in die Aorta eingeführt ist. Eine Region, die durch eine myokardiale Blutströmung durchströmt wird, wird als ein betonter bzw. verstärkter Bereich in einem B-Modus-Bild aufgrund des Kontrastmediums angezeigt.

In ähnlicher Weise wurde eine mit Kontrastecho arbeitende Methode, die von einer intraarteriellen Injektion begleitet ist, selbst für die Untersuchung eines Unterleibsbereichs im Zuge der Beurteilung eines Tumors, der von der hepatischen Arterie (Leber-Arterie) durchflossen wird, untersucht. Ein diagnostisches Ultraschallsystem für allgemeine Unter­ suchungen und/oder eine Arbeitsstation werden als ein Diagnosesystem bzw. Diagnosege­ rät eingesetzt, bei dem diese Kontrastecho-Methoden realisiert sind. Folglich kann eine Verstärkung in einem B-Modus-Bild anhand einer visuellen Überprüfung bewertet werden, oder es kann eine Änderung des Luminanzpegels (Helligkeitspegels) quantitativ bewertet werden, nachdem in einem Speicher gespeicherte Bilddaten in der Arbeitsstation geeignet verarbeitet werden.

Ferner wird seit kurzem auch die Entwicklung von Ultraschall-Kontrastmedien selbst ernst­ haft untersucht. Es wurden Ultraschall-Kontrastmedien entwickelt, die eine Beurteilung des linken Herzens bzw. der linken Herzkammer mit Hilfe einer intravenösen Injektion er­ möglichen. Es wurde auch eine Ultraschall-Kontrastechomethode, bei der diese Art eines Kontrastmediums eingesetzt wird, in Untersuchung genommen und zum Testeinsatz gebracht.

Die Ultraschall-Kontrastmedien beinhalten z. B. "ein Mikrobläschen, das durch Einbringen von Luft in eine Albumin-Membran erzeugt wird, die sich bildet, wenn das 5%ig ver­ dünnte humane Albumin durch Ultraschallwellen bearbeitet wird, und bei dem ein durch­ schnittlicher Durchmesser eines Partikels ungefähr 4 Mikrometer beträgt" (Produktname: Albunex injection 5 ml). Dieses Kontrastmedium wird durch Shionogi Co., und Ltd. importiert und vertrieben.

Unter den vorstehend erwähnten, bekannten Kontrastecho-Methoden ist es bei einer Kontrastecho-Methode, die von einer intraarteriellen Injektion begleitet ist, notwendig, einen Katheter in die Aorta einzuführen. Diese Methode ist daher auf Krankenhäuser beschränkt, die über eine relativ umfangreiche Ausstattung (Operationssaal) verfügen, die die Einführung ermöglicht. Darüber hinaus wird ein Patient einer starken Beanspruchung bzw. Belastung ausgesetzt, da diese diagnostische Methode invasiv ist. Aus diesen Grün­ den wird die Abtastmethode wahrscheinlich nicht generell klinische Orte bzw. allgemeine klinische Behandlungsräume erreichen.

Die Blasen eines Kontrastmediums, das intraarteriell zu injizieren ist, sind relativ groß. Es besteht daher die Wahrscheinlichkeit, daß die Blasen in dem Herzmuskel oder in einer kapillaren Bett-Region stagnieren bzw. sich dort festsetzen. Eine Betonung bzw. Her­ vorhebung kann für mehrere Minuten andauern. Selbst wenn daher eine Doppler-Messung bei diesen vaskulären Regionen durchgeführt wird, spiegelt die Bewegungsgeschwindigkeit von Blasen eine Geschwindigkeit der Blutströmung nicht korrekt wieder.

Im Unterschied hierzu stellt eine Kontrastecho-Methode, die von einer intravenösen Injektion begleitet ist, die am geringsten invasive Methode dar und setzt einen Patienten nur einer geringen Beanspruchung aus. Jedoch erreicht ein Kontrastmedium den Herzmus­ kel oder irgendeine andere gewünschte Region über die Lunge. Im Vergleich mit der Kontrastecho-Methode, die von einer intraarteriellen Injektion begleitet ist, ist die Konzen­ tration des Kontrastmittels niedrig und es ist das Ausmaß der Verstärkung bzw. Betonung gering. In einer Region, die gegenüber dem Einfluß von Echos anfällig ist, die von umgebenden Geweben herrühren, wie es beispielsweise bei dem Herzmuskel oder der peripheren Region des Abdomens der Fall ist, ist es sehr schwierig, die Verstärkung, die durch ein Kontrastmedium erzielt wird, zu beobachten. Es entspricht der aktuellen Situa­ tion, daß diese Methode nicht bei der Beurteilung einer Region, die durch eine myokardia­ le Blutströmung durchströmt wird, unter Heranziehung eines Durchströmungsbilds, oder bei der Erfassung einer Blutströmung in dem Parenchym der Leber zum Einsatz gebracht werden kann.

Darüber hinaus ist bei der Erzeugung von Doppler-Farbbildern der Einfluß von Bewe­ gungsartefakten, die von den Bewegungen von umgebenden Geweben oder von den Bewe­ gungen von vaskulären Wänden herrühren, die ihrerseits durch die Atmung oder dgl. hervorgerufen werden, insbesondere bei der Untersuchung des Abdomens so stark, daß ein erzeugtes Bild nicht als ein Farb-Doppler-Bild dient bzw. benutzt werden kann.

Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, die aktuelle Situation auf dem Gebiet der bekannten Kontrastecho-Methoden unter Einsatz von Ultraschall-Kontrastmedien zu durchbrechen zu versuchen, und ein diagnostisches Ultraschallsystem bereitzustellen, das die Geschwindigkeit eines Kontrastmediums unter Einsatz einer Doppler-Methode selbst in dem Fall einer Region, die gegenüber dem Einfluß von Echos anfällig ist, die von umgebenden Geweben (Herzmuskel, Parenchym eines Organs oder dergleichen) herrühren, noch genauer messen kann, wobei eine Kontrastecho-Abbildung durchgeführt wird, die von einer intravenösen Injektion begleitet ist.

Zur Lösung der vorstehend genannten Aufgabe wird in Übereinstimmung mit der vor­ liegenden Erfindung ein Ultraschall-Diagnosesystem geschaffen, das in der nachstehend beschriebenen Weise aufgebaut ist.

Bei der vorliegenden Erfindung wird versucht, eine Doppler-Methode an eine Kontrast- Echo-Methode anzupassen, die auf den nichtlinearen Streueigenschaften von Blasen, die ein in den Körper eines Patienten injiziertes Ultraschall-Kontrastmedium bilden, basiert und das als eine "harmonische Echo"-Methode oder "Oberwellenecho"-Methode bezeichnet wird. In der Vergangenheit war es nicht bekannt, in welcher Weise der Doppler-Effekt einer nichtlinearen Komponente eines Echos, das von der Aussendung eines Ultraschall­ strahls mit einer Frequenz f₀ herrührt, in qualitativer und quantitativer Hinsicht wirksam ist. Der Erfinder des vorliegenden Erfindungsgegenstands widmete seine Aufmerksamkeit einer zweiten Harmonischen bzw. zweiten Oberwelle, die als eine für nichtlineare Kom­ ponenten typische Komponente dient, führte Experimente hinsichtlich der Bewertung des Doppler-Effekts bei der zweiten Oberwelle durch und konnte bestätigen, daß die Doppler­ verschiebung der zweiten Oberwelle äquivalent bzw. gleichwertig ist mit einer Dopplerver­ schiebung, die dann auftritt, wenn eine Ultraschallwelle mit einer Frequenz, die der Frequenz der zweiten Oberwelle entspricht, gesendet und empfangen wird. Die vorliegende Erfindung wurde auf der Grundlage dieser Erkenntnis entwickelt:

Ein Ultraschall-Kontrastmedium ist aus sehr kleinen Blasen zusammengesetzt. Echos werden aufgrund der starken Streueigenschaften der Blasen verstärkt. Es ist bekannt, daß die Streuung der Blasen bzw. durch die Blasen eine starke nichtlineare Charakteristik zeigt. Durch Ausnutzung dieser Charakteristik können Echos, die von irgendwelchen anderen Materialien als den Blasen herrühren, von Echos unterschieden werden, die von einem Kontrastmedium (Blasen) herrühren. Eine speziellere Prozedur bzw. weitere Einzelheiten werden nachstehend erläutert.

• (1) Eine Harmonische bzw. Oberwelle tritt aufgrund einer nichtlinearen Streuung auf. Unter Ausnutzung dieser Erscheinung wird lediglich eine Oberwelle relativ zu einer gesendeten Grundkomponente empfangen. Wenn eine Gewebedämpfung und eine Band­ breite, die bei einem Sende- und Empfangssystem als zulässig zur Verfügung steht, berücksichtigt werden, ist die Benutzung einer zweiten Harmonischen (Oberwelle) beson­ ders wirkungsvoll.
• (2) Eine Subharmonische (subharmonische Komponente) oder ihre Superharmonische tritt aufgrund einer nichtlinearen Streuung auf. Unter Ausnutzung dieser Erscheinung wird lediglich eine Subharmonische oder Superharmonische, bezogen auf eine gesendete Grundkomponente, empfangen.

Es läßt sich eine Bewegungsgeschwindigkeit eines Kontrastmediums durch Durchführung einer Berechnung gemäß der nachstehenden Umwandlungsgleichung erfassen, wobei angenommen ist, daß die Frequenz einer gesendeten Grundkomponente (fundamentale Komponente) = f₀ ist und die Frequenz einer Harmonischen, Subharmonischen oder Superharmonischen als α f₀ ausgedrückt wird:

v = VcosΘ = Cf_d/2(α f₀ + f_d),

oder läßt sich gemäß der nachstehenden Näherungs-Umwandlungsgleichung auf der Grundlage der Tatsache berechnen, daß eine Bewegungsgeschwindigkeit eines Objekts niedriger ist als eine Schallgeschwindigkeit:

v = VcosΘ = Cf_d/2α f₀.

Hierbei bezeichnet C eine Schallgeschwindigkeit, V eine Bewegungsgeschwindigkeit eines Objekts, v eine Komponente einer Bewegungsgeschwindigkeit in einer Richtung eines Ul­ traschallstrahls, Θ einen Winkel eines Ultraschallstrahls bezüglich einer Bewegungsrichtung eines Objekts, f₀ eine Sendefrequenz und f_d eine Dopplerverschiebung. Hierbei bedeutet die Sendefrequenz eine Trägerfrequenz eines Pulsgebers oder eine Mittenfrequenz (Mitte einer Bandbreite) oder eine Spitzenfrequenz in einem gesendeten Schalldruckspektrum.

Bei dieser Betriebsart ist es sehr wichtig, daß in dem Sendefrequenzband keine nichtlineare Komponente, die als α f₀ ausgedrückt wird, enthalten ist.

In Übereinstimmung mit einem Gesichtspunkt eines diagnostischen Ultraschallsystems gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Ultraschallsonde angesteuert, damit sie einen Ultraschallstrahl an einen Patienten aussendet und eine Strahlformung bezüglich Echos bzw. Echosignalen durchführt, die Mengen bzw. Größen von elektrischen Ausgangswerten darstellen, die von der Ultraschallsonde abgegeben werden. Eine Dopplerverschiebung einer nichtlinearen Komponente eines Echos, das einer Reflexion eines Ultraschallstrahls durch ein Kontrastmedium zuzuschreiben ist, das in den Körper eines Patienten injiziert wurde, wird aus dem Echo abgetastet. Die Dopplerverschiebung f_d wird in eine Bewe­ gungsgeschwindigkeit v in Übereinstimmung mit der nachstehenden Umwandlungsglei­ chung umgewandelt:

v = VcosΘ = Cf_d/2f_set + f_d

Hierbei bezeichnet C eine Schallgeschwindigkeit, V bezeichnet eine Bewegungsgeschwin­ digkeit eines sich bewegenden Objekts in dem Körper eines Patienten, v bezeichnet eine Komponente einer Bewegungsgeschwindigkeit V in einer Richtung eines Ultraschallstrahls, Θ bezeichnet einen Winkel eines Ultraschallstrahls bezüglich der Bewegungsrichtung eines Objekts, f_set bezeichnet eine Einstellfrequenz bzw. festgelegte Frequenz, die für eine Ge­ schwindigkeitsumwandlung herangezogen wird, und f_d bezeichnet eine Dopplerverschie­ bung. Vorzugsweise ist die Einstellfrequenz f_set die Frequenz eines in dem System benutz­ ten Referenzsignals, das derart festgelegt ist, daß es außerhalb eines Frequenzbands des gesendeten Ultraschallstrahls liegt. Anschließend wird eine Bewegungsinformation, die ein sich bewegendes Objekt in dem Körper des Patienten betrifft, auf der Grundlage der Geschwindigkeitskomponente v angezeigt.

In Übereinstimmung mit einem weiteren Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung wird ein Ultraschall-Diagnosesystem bereitgestellt, bei dem ein Objekt, in dem sich ein sich bewegender Bestandteil befindet, mit Hilfe eines Ultraschallstrahls gemäß dem Kontraste­ choverfahren auf der Basis einer Doppler-Methode abgetastet wird, wobei ein Ultraschall- Kontrastmedium in das Objekt für eine Einbringung in den sich bewegenden Bestandteil injiziert wird und das System aufweist: eine Einheit zur Ansteuerung einer Ultraschall­ sonde für eine Aussendung des Ultraschallstrahl-Signals in Richtung zu dem Objekt; eine Einheit für die Gewinnung eines Echosignals, das von dem Ultraschall-Kontrastmedium als Echo zurückkehrt, auf der Grundlage eines von der Ultraschallsonde empfangenen Ul­ traschallechosignal; eine Einheit zur Bewertung einer Information einer Dopplerverschie­ bungsfrequenz bezüglich einer nichtlinearen Komponente des Echosignals auf der Grundla­ ge eines Referenzsignals, dessen Frequenz außerhalb eines Frequenzbands des gesendeten Ultraschallstrahl-Signals festgelegt ist; und eine Einheit für die Sichtbarmachung der bewerteten Information der Dopplerverschiebungsfrequenz.

Gemäß einem anderen Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung wird ein Ultraschall­ abbildungsverfahren geschaffen, bei dem ein Objekt, das einen sich bewegenden Bestand­ teil enthält, mit Hilfe eines Ultraschallstrahl-Signals in einem Kontrastechoverfahren auf der Grundlage einer Doppler-Methode abgetastet wird, wobei ein Ultraschall-Kontrastme­ dium in das Objekt für eine Einbringung in den sich bewegenden Bestandteil injiziert wird und das Verfahren die Schritte aufweist: Ansteuern einer Ultraschallsonde zur Aussendung des Ultraschallstrahl-Signals in Richtung zu dem Objekt; Gewinnung eines Echosignals, das von dem Ultraschall-Kontrastmedium als Echo zurückkehrt, auf der Grundlage eines von der Ultraschallsonde empfangenen Ultraschallechosignals; Bewerten einer Information einer Dopplerverschiebungsfrequenz bezüglich einer nicht linearen Komponente des Echosignals auf der Grundlage eines Referenzsignals, dessen Frequenz außerhalb eines Frequenzbands des gesendeten Ultraschallstrahl-Signals festgelegt ist; und Sichtbarmachen der bewerteten Information der Dopplerverschiebungsfrequenz.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher beschrieben.

Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild eines diagnostischen Ultraschallsystems, das in Über­ einstimmung mit einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung steht,

Fig. 2 zeigt ein Schaltbild, in dem ein Beispiel einer Senderesonanzschaltung darge­ stellt ist,

Fig. 3 zeigt ein Blockschaltbild einer arithmetischen Einheit zur Geschwindigkeits­ berechnung (Geschwindigkeitsberechnungseinheit),

Fig. 4A und 4B sind Schaltbilder, in denen eine Ultraschallsonde und ein Sendespektrum dargestellt sind,

Fig. 5 zeigt ein Diagramm, in dem ein Beispiel einer Beziehung zwischen einem Sendespektrum und einer Referenzfrequenz dargestellt ist,

Fig. 6 zeigt ein Schaubild, in dem ein Beispiel eines tomographischen Bilds dargestellt ist, das bei diesem Ausführungsbeispiel erzeugt wird,

Fig. 7 zeigt ein Schaubild, in dem ein Beispiel eines Doppler-Spektrums veranschau­ licht ist,

Fig. 8 zeigt ein Schaubild, in dem ein Beispiel eines Farb-Doppler-Bilds dargestellt ist,

Fig. 9 zeigt ein Schaubild, in dem ein Beispiel für eine Beziehung zwischen einem Sendespektrum und einer nichtlinearen Streukomponente dargestellt ist,

Fig. 10 zeigt ein Blockschaltbild eines diagnostischen Ultraschallsystems in Überein­ stimmung mit einer abgeänderten Ausführungsform, und

Fig. 11A und 11B sind graphische Darstellungen, in denen charakteristische Frequenzkur­ ven bzw. Frequenzkennlinien dargestellt sind, die jeweilige Gruppen von Wandlern betreffen.

Unter Bezugnahme auf die Fig. 1 bis 8 wird im folgenden ein Ausführungsbeispiel beschrieben. Ein in Übereinstimmung mit diesem Ausführungsbeispiel stehendes diagnosti­ sches Ultraschallsystem bzw. Ultraschall-Diagnosesystem arbeitet mit einer Kontrastecho- Methode, wodurch bzw. wobei es ermöglicht ist, zweite Harmonische (zweite Oberwelle) wirksam zu selektieren, die von einer nichtlinearen Streuung von bzw. durch Blasen herrühren, die in einem Ultraschall-Kontrastmedium bzw. Ultraschall-Kontrastmittel enthalten sind, um hierdurch eine Verteilung der Blasen in zweidimensionaler Weise anzuzeigen und eine Messung unter Ausnutzung des Doppler-Effekts durchzuführen.

Wie in Fig. 1 gezeigt ist, weist ein diagnostisches Ultraschallsystem eine Ultraschallsonde 10 für die Aussendung und für den Empfang von Ultraschallwellen zu oder von dem Kör­ per eines Patienten und eine Haupteinheit 11 für die Ansteuerung der Ultraschallsonde 10 und für die Verarbeitung von Signalen, die durch die Ultraschallsonde 10 empfangen wer­ den, auf.

Die Ultraschallsonde (im folgenden auch einfach als Sonde bezeichnet) 10 ist von einem phasengesteuerten Typ, bei dem eine Mehrzahl von Wandlern in einer Abtastrichtung angeordnet sind. Die Wandler besitzen die gleichen Empfangseigenschaften und weisen ein ausreichend breites Durchlaßband auf, das die Erfassung einer fundamentalen Komponente bzw. Grundkomponente für die Ansteuerung jedes Wandlers und einer zweiten Harmoni­ schen, die durch einen lebenden Körper erzeugt wird, erlaubt.

Die Haupteinheit 11 enthält derartige Schaltungen wie etwa ein Sendesystem für die Ansteuerung der Sonde 11, ein Sende- und Empfangssystem für das Aussenden und den Empfang von Signalen, die von der Sonde 10 ausgesandt werden, ein Anzeigesystem für die Anzeige von verarbeiteten Bildern und ein Eingabesystem. Zusätzlich ist ein Erfas­ sungssystem für die Erfassung eines biomedizinischen Signals wie etwa eines Echokardio­ graphischen Signals enthalten, jedoch ist dieses in der Zeichnung nicht dargestellt.

Das Sendesystem weist eine taktgenerierende Schaltung (Takterzeugungsschaltung bzw. Taktgenerator) 20, eine Sendeverzögerungsschaltung 21, eine Pulsgeberschaltung 22 und eine Senderesonanzschaltung (bzw. in Resonanz stehende Sendeschaltung) 23 auf. Die Takterzeugungsschaltung 20 stellt eine Schaltung zum Erzeugen eines Takts dar, der zur Bestimmung der Zeitsteuerung des Aussendens einer Ultraschallwelle und einer Sendefre­ quenz eingesetzt wird. Die Sendeverzögerungsschaltung 21 ist eine Schaltung, die zum Durchführen einer Sendeverzögerung durch Verzögerung von Sendewellen dient. Die Pulsgeberschaltung 22 enthält die gleiche Anzahl von Pulsgebern wie die Anzahl von einzelnen Pfaden (im folgenden auch als Kanäle bezeichnet), die mit den Wandlern verknüpft sind, erzeugt einen Treibimpuls bzw. ein Steuerungsimpuls in Abhängigkeit von der Zeitsteuerung jeder verzögerten Sendewelle und legt den Ansteuerungsimpuls an jeden Wandler an.

Die Senderesonanzschaltung 23 ist eines der grundlegenden Merkmale des diagnostischen Ultraschallsystems und ist dazu vorgesehen, z. B. zweite Harmonische (zweite Oberwellen) von Echos wirksam zu detektieren, die von einem Ultraschall-Kontrastmedium bzw. - Kontrastmittel stammen, das in einen lebenden Körper injiziert ist. Anders ausgedrückt enthält das diagnostische Ultraschallsystem eine Einrichtung, die imstande ist, Oberwellen zum Zeitpunkt der Aussendung zu beseitigen. Wie in Fig. 2 gezeigt ist, enthält die Senderesonanzschaltung 23 einen Begrenzer 24, der durch eine invers-parallele Dioden­ schaltung gebildet ist, und eine Spuleneinheit 25, die mit einer kapazitiven Impedanz einer Sonde, eines Kabels oder dergleichen in Resonanz gelangt und ein Durchlaßband anbietet, das allein bei einer Grundfrequenz zentriert ist. Der Begrenzer 24 wird eingeschaltet, wenn ein angelegtes Signal eines gewissen Pegel besitzt oder höher als dieser Pegel ist. Die Senderesonanzschaltung 23 gelangt daher lediglich während des Sendens in Resonanz, währenddessen ein angelegter Signalpegel hohen Wert besitzt und verbleibt während des Empfangs im resonanzlosen Zustand. Die Reihenschaltung, die durch den Begrenzer 24 und die Spuleneinheit 25 gebildet ist, ist in der Praxis für jeden Kanal vorgesehen.

Weiterhin weist das Sende- und Empfangssystem z. B. einen Vorverstärker 30, einen Addierer 31 einer Empfangsverzögerungsschaltung (Empfangsverzögerungsschaltungs- Addierer), Bandpaßfilter (BPF) 32a und 32b, Empfänger 33a und 33b und eine arithme­ tische Geschwindigkeitsberechnungseinheit 34 auf, wobei diese Komponenten in dieser Reihenfolge in der Ausgangsstufe der Sonde 10 angeordnet sind. Der Vorverstärker 30 verstärkt die Leistung eines empfangenen Echos für jeden Kanal und gibt die Ergebnisse an den Addierer 31 der Empfangsverzögerungsschaltung ab. Der Addierer 31 der Emp­ fangsverzögerungsschaltung enthält Verzögerungsschaltungen, die mit den Empfangs­ kanälen verknüpft sind, und einen Addierer für die Aufsummierung der verzögerten Ergebnisse, und unterzieht die empfangenen Echos bzw. Echosignale einer Empfangs­ fokussierung. Mit der Ausgangsstufe des Addierers 31 der Empfangsverzögerungsschaltung sind die Bandpaßfilter 32a und 32b verschaltet, die jeweils zum Handhaben bzw. Filtern der Grundkomponente und der nichtlinearen Komponente dienen und parallel zueinander geschaltet sind. Das Durchlaßband des Bandpaßfilters 32a für die Grundkomponente stimmt mit der Frequenz einer Grundkomponente eines Echos überein. Im Unterschied hierzu stimmt das Durchlaßband des Bandpaßfilters 32b für die nichtlineare Komponente mit der Frequenz einer zweiten Oberwelle des Echos überein. Die Ausgangsstufe des Bandpaßfilters 32a für die Grundkomponente ist mit einem digitalen Abtastwandler (DSC = Digital scan converter) 35, der im weiteren Text beschrieben wird, über den Empfänger 33a für die Grundkomponente verbunden, während die Ausgangsstufe des Bandpaßfilters 32b für die nichtlineare Komponente mit dem digitalen Abtastwandler 35 über den Empfänger 33b für die nichtlineare Komponente verbunden ist. Diese beiden Empfänger 33a und 33b stellen Empfangsschaltungen für die Durchführung einer Verarbeitung wie einer Hüllkurvendetektion, einer logarithmischen Komprimierung oder dergleichen, für jede Grundkomponente und/oder zweite Oberwelle, sowie für die Erzeugung eines Bildsignals für ein B-Modus-Bild dar.

Weiterhin enthält das Empfangs- und Verarbeitungssystem den digitalen Abtastwandler (DSC) 35 und einen Monitor 36. Der digitale Abtastwandler 35 weist einen A/D-Wandler für die Handhabung bzw. Bearbeitung eines Ausgangssignals eines Empfängers, einen Multiplexer, einen Bildspeicher bzw. Vollbildspeicher, eine Schreib- und Leseschaltung und einen D/A-Wandler auf und erzeugt ein Bildsignal für ein Bild, das an einen befohle­ nen Anzeigebetrieb bzw. Anzeigemodus anpaßbar oder angepaßt ist. Das Bildsignal kann dann in Übereinstimmung mit einem Standard-Fernsehsystem (Standard TV-System) gelesen werden. Das von dem digitalen Abtastwandler 35 gelesene bzw. ausgegebene Signal wird an den Monitor 36 über eine Panel- oder Konsolen-Stelle 37 abgegeben und auf dem Monitor 36 angezeigt.

Weiterhin ist eine Zentraleinheit CPU 39 mit dem digitalen Abtastwandler 35 über einen Speicher 38 des digitalen Abtastwandlers verbunden.

Das Eingabesystem für die Eingabe in das diagnostische System weist die Konsolen- Schnittstelle 37 und ein Panel bzw. eine Konsole 40 auf, die durch einen Benutzer oder Betreiber betätigt wird.

Die arithmetische Geschwindigkeitseinheit (Geschwindigkeitsberechnungseinheit) 34 detektiert eine Geschwindigkeit eines Ultraschall-Kontrastmittels, das in den Körper eines Patienten injiziert ist. Ein Beispiel für die Verschaltung der Geschwindigkeitsberechnungs­ einheit 34 ist in Fig. 3 dargestellt.

Die dargestellte Geschwindigkeitsberechnungseinheit 34 enthält einen Referenzoszillator 341, einen 90°-Phasenschieber 342, einen Phasendetektor 343, eine arithmetische Einheit bzw. Recheneinheit 344 für schnelle Fouriertransformation (FFT-Berechnungseinheit), eine MTI-Berechnungseinheit (arithmetische Einheit) 345 und einen ersten und einen zweiten Frequenz/Geschwindigkeits-Wandler 346 und 347 auf. Der Referenzoszillator 341 gibt ein Referenzsignal (Referenzfrequenz f_r) ab, das zur Detektion bzw. Erkennung einer (or­ thogonalen bzw. rechtwinkeligen) Phase eines Echos eingesetzt wird, das einer Strahlfor­ mung unterzogen worden ist. Der 90°-Phasenschieber 342 verschiebt die Phase eines eingegebenen Signals genau um 90° und gibt ein resultierendes Signal ab. Der Phasende­ tektor 343 enthält zwei Kanäle von bzw. mit Reihenschaltungen, die durch Mischer 3431a und 3431b und Tiefpaßfilter 3432a und 3432b gebildet sind (die abschneidende Frequenz bzw. Grenzfrequenz fc ist auf gleichen Wert wie die Referenzfrequenz f_r festgelegt). Einer der Mischer, d. h. der Mischer 3431a, empfängt ein Referenzsignal direkt, während der andere Mischer 3431b das Referenzsignal über den Phasenschieber 342 empfängt. Auf­ grund dieser Verschaltung wird ein Echo, das durch das Bandpaßfilter 32b für die nicht lineare Komponente hindurchläuft, einer orthogonalen bzw. rechtwinkligen Detektion durch den Phasendetektor 343 unterzogen und dann zu der Berechnungseinheit 344 für die schnelle Fouriertransformation und der MTI-Berechnungseinheit 345 geleitet.

Die Berechnungseinheit 344 für die schnelle Fouriertransformation enthält zwei Kanäle mit Verarbeitungsschaltungen, die durch Abtast- und Halteschaltungen 3441a und 3441b, Bandpaßfilter 3442a und 3442b sowie Analog/Digital-Wandler 3443a und 3443b gebildet sind. Die Verrechnungseinheit 344 für die schnelle Fouriertransformation enthält weiterhin einen Frequenzanalysator 3444 für die Durchführung einer schnellen Fouriertransformation (FFT) bei Empfangen der verarbeiteten Daten. Aufgrund dieser Schaltung wird lediglich ein Doppler-Signal, das von einer beliebigen Tiefe zurückkehrt, aus den phasendetektierten Echos durch die Abtast- und Halterschaltungen abgetastet und es werden unerwünschte Komponenten durch die Bandpaßfilter 3442a und 3442b entfernt. Die Frequenz des Dopplersignals wird durch den Frequenzanalysator 3444 direkt in Echtzeit analysiert.

Auf der anderen Seite enthält die MTI-Berechnungseinheit 345 zwei Kanäle mit Schaltun­ gen, die durch Analog/Digital-Wandler 3451a und 3451b und MTI-Filter 3452a und 3452b gebildet sind, eine Autokorrelationseinrichtung 3453, eine Berechnungseinrichtung 3454 für die Berechnung der mittleren Geschwindigkeit, eine Varianz-Berechnungseinrichtung 3455 und eine Leistungsberechnungseinrichtung 3456. Aufgrund dieser Schaltung werden nach der Umwandlung von phasendetektierten Echos in digitale Form unerwünschte, permanente Echos, die von Herzwänden oder dergleichen herrühren, durch die MTI-Filter 3452a und 3452b entfernt (MTI = Moving Target Indication = Festzeichenunterdrüc­ kung). Anschließend werden die Echodaten einer Frequenzanalyse (Doppler-Analyse) unterzogen, bei der die Frequenzen an jeweiligen Punkten auf einem ebenen tomographi­ schen Schnitt durch die Autokorrelationseinrichtung 3453 analysiert werden. Unter Heranziehung von Dopplerverschiebungen f_d, die von dieser Analyse herrühren, wird ein Mittelwert der Dopplerverschiebungen, die an den Punkten auf dem tomographischen Schnitt auftreten, durch die Berechnungseinrichtung 3454 für die Berechnung der durch­ schnittlichen Geschwindigkeit berechnet. In ähnlicher Weise wird eine Varianz oder Verteilung (Pegel der spektralen Unordnung) und die Leistung (Strecke) jeweils durch die Berechnungseinrichtungen 3455 bzw. 3456 berechnet.

Anders ausgedrückt erfassen die Berechnungseinheit 344 für die schnelle Fouriertrans­ formation und die MTI-Berechnungseinheit 345 Dopplerverschiebungen, die durch ein Kontrastmittel hervorgerufen werden, das sich durch ein Gefäß bewegt. Die Berechnungs­ einheit 344 für die schnelle Fouriertransformation wird in dem spektralen Doppler-Modus betätigt bzw. angesteuert, und die MTI-Berechnungseinheit 345 wird in dem Farb-Doppler- Modus betätigt bzw. angesteuert.

Durch die Berechnungseinheit 344 für die schnelle Fouriertransformation bereitgestellte analytische Daten werden an den digitalen Abtastwandler 35 über einen ersten Frequenz- Geschwindigkeits-Wandler 346 angelegt und es werden arithmetische Daten, die durch die Berechnungseinrichtung 3454 für die Berechnung der durchschnittlichen Geschwindigkeit in der MTI-Berechnungseinheit 345 erzeugt werden, an den digitalen Abtastwandler 35 über einen zweiten Frequenz/Geschwindigkeits-Wandler 347 angelegt.

Der erste und der zweite Frequenz/Geschwindigkeits-Wandler 346 und 347 verkörpern ein Gestaltungsmerkmal der vorliegenden Erfindung. Diese Wandler wandeln die Dimension einer Dopplerverschiebung f_d in die Dimension einer entsprechenden Geschwindigkeit V, d. h. in eine Bewegungsgeschwindigkeit eines Kontrastmittels (Blasen), in Übereinstim­ mung mit der nachstehend erläuterten Umwandlungsgleichung um.

Bei diesem Ausführungsbeispiel ist die Referenzfrequenz f_r, die an die Mischer 3431a oder 3431b in dem Phasendetektor 343 berichtet bzw. angelegt werden, mit der Frequenz einer zweiten Oberwelle 2f₀ relativ zu einer Sendefrequenz f₀ in Übereinstimmung gebracht. Die Referenzfrequenz f_r und die zweite Oberwelle 2f₀ werden als eine eingestellte Frequenz f_set betrachtet, die für eine Geschwindigkeitsumwandlung in Übereinstimmung mit der vor­ liegenden Erfindung eingesetzt wird.

Die Dopplerverschiebung f_d wird in eine Komponente v einer Bewegungsgeschwindigkeit in einer Richtung eines Ultraschallstrahls in Übereinstimmung mit der nachstehenden Gleichung umgewandelt:

v = VcosΘ = Cf_d/(2α f₀ + f_d) (1)

Hierbei ist α gleich 2, während C eine Schallgeschwindigkeit bezeichnet, V eine Bewe­ gungsgeschwindigkeit eines Objekts repräsentiert, Θ einen Winkel eines Ultraschallstrahls bezüglich der Bewegungsrichtung eines Objekts repräsentiert, f₀ eine Sendefrequenz bezeichnet und f_d eine Dopplerverschiebung repräsentiert.

Alternativ wird die Umwandlung in Übereinstimmung mit der nachstehenden, angenäherten Gleichung (Näherungsgleichung) auf der Grundlage der Tatsache erzielt, daß die Bewe­ gungsgeschwindigkeit eines Objekts (Blasen) niedriger ist als die Schallgeschwindigkeit:

v = VcosΘ = Cf_d/2α f₀ (2)

Die Sendefrequenz f₀ bezieht sich im wesentlichen auf eine Trägerfrequenz eines Puls­ gebers, auf eine Mittenfrequenz (Zentrum einer Bandbreite) oder auf eine Spitzenfrequenz in einem Spektrum des Sendeschalldrucks.

Wenn eine zweite Oberwelle als eine nichtlineare Objektkomponente bzw. ausgewählte nichtlineare Komponente eingesetzt wird, sollte der Umwandlungskoeffizient α unter Berücksichtigung eines biomedizinischen Abklingens bzw. einer biomedizinischen Dämp­ fung oder dergleichen vorzugsweise von 1,5 bis 2,0 reichen. In ähnlicher Weise sollte der Koeffizient α vorzugsweise 0,7 oder kleiner sein, wenn eine Subharmonische eingesetzt wird. Wenn alle Oberwellen benutzt werden, sollte der Koeffizient α eine natürliche Zahl mit Ausnahme von 1 sein.

Bei der vorliegenden Erfindung ist es essentiell wichtig, daß die Referenzfrequenz fs nicht in einem Sendefrequenzband enthalten ist. Das Sendefrequenzband ist, wie in Fig. 4B dargestellt ist, mit einem Band vergleichbar, das bei einer Spitzenfrequenz einer Ultra­ schallwelle, die durch die Ultraschallsonde 10 auszusenden ist, zentriert ist, und weist üblicherweise einen Pegel von -20 dB oder größer in Relation zu der Spitzenfrequenz auf. Bei diesem System ergibt sich selbst dann, wenn die Referenzfrequenz f_r gleich groß ist wie die Frequenz einer zweiten Oberwelle 2f₀, nur dann ein Sinn, wenn die vorstehend angegebene Bedingung erfüllt ist. Dies liegt daran, daß es in einem empfangenen Signal nicht möglich ist, eine zweite Oberwelle, die durch ein Kontrastmittel hervorgerufen wird, von einem Echo einer zweiten, in einem Sendesignal enthaltenen Harmonischen (Oberwel­ le), die von einem umgebenen Organ reflektiert wird, zu unterscheiden. Demzufolge kann ein Effekt, der bei diesem System erwartet wird, nicht erreicht werden.

Wie in Fig. 5 gezeigt ist, werden selbst bei manchen bekannten Dopplereinheiten eine so­ genannte Sendefrequenz und eine Referenzfrequenz derart eingestellt, daß sie jeweils un­ terschiedlich sind. In diesem Fall wird die Referenzfrequenz derart eingestellt, daß sie kleiner ist als eine Spitzenfrequenz eines Sendesignals, und zwar unter Berücksichtigung einer Dämpfung durch das Gewebe. Es ist sehr wichtig, daß die Referenzfrequenz in dem Sendefrequenzband liegt. Die eingestellte Frequenz f_set, die für eine Geschwindigkeits­ umwandlung in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird, kann, wie vorstehend erläutert, unter Heranziehung entweder der Sendefrequenz f₀ oder der Referenzfrequenz f_r definiert werden.

Wenn nichtlinear gestreute Echos, die von einem Kontrastmittel reflektiert werden und eine Voraussetzung dieses Systems sind, nicht als ein Objekt bzw. Auswertungsgegenstand benutzt werden, ergibt sich kein Sinn, selbst wenn eine Referenzfrequenz außerhalb eines Sendefrequenzbands festgelegt wird und beobachtete Doppelverschiebungen in Geschwin­ digkeiten in Übereinstimmung mit der Umwandlungsgleichung (1) oder (2) umgewandelt werden. Der Doppler-Effekt verändert sich in Abhängigkeit von einer Sendefrequenz. Eine Sendefrequenz f₀, die keiner Verschiebung unterzogen wird, und eine Dopplerverschiebung f_d stehen in der nachstehend angegebenen einfachen Beziehung:

f_d = (2VcosΘ/C) f₀

Eine Umwandlung wird bedeutungslos, wenn nicht die Frequenz f₀, die keiner Verschie­ bung unterliegt, eingesetzt wird. Dies bedeutet, daß sich ergibt:

v = VcosΘ = Cf_d/2f₀

Grundsätzlich wird bei den bekannten, gepulsten Doppler-Techniken der Doppler-Effekt auf bzw. bezüglich aller Frequenzkomponenten innerhalb eines Frequenzbands eines Sen­ designals gefaltet (convoluted). Im Hinblick auf die Geschwindigkeitsgenauigkeit ist es der beste Weg, daß eine Referenzfrequenz gleich groß wie die Spitzenfrequenz des Sendesi­ gnals eingestellt wird. Bei einer gepulsten Doppler-Technik (Methode mit gepulstem Dopp­ ler) in Übereinstimmung mit diesem System ist es der beste Weg im Hinblick auf die Ge­ schwindigkeitsgenauigkeit oder Genauigkeit der Geschwindigkeitserfassung, daß irgend­ eines der Frequenzbänder von nichtlinearen Komponenten (Harmonische, Subharmonische und Superharmonische), die außerhalb des Frequenzbands des Sendesignals liegen, ausge­ wählt wird, und daß eine Referenzfrequenz auf den gleichen Wert wie eine Spitzenfre­ quenz eines empfangenen Signals, das das Frequenzband aufweist, eingestellt wird.

Wie vorstehend erläutert, werden Daten, die in die Dimension einer Geschwindigkeit mit Hilfe des ersten oder des zweiten Frequenz/Geschwindigkeits-Wandlers 346 oder 347 um­ gewandelt wurden, zusammen mit den anderen notwendigen Daten zu dem digitalen Ab­ tastwandler 35 geleitet und in Vollbilddaten umgewandelt, die an einen befohlenen Anzei­ gemodus angepaßt sind. Eine Farbverarbeitungsschaltung und ein Digital/Analog-Wandler sind in der Konsolen-Schnittstelle 37 eingegliedert. Die Bilddaten, die durch den digitalen Abtastwandler 35 bereitgestellt werden, werden bei Bedarf gefärbt und als ein analoges Signal an den Monitor 36 geleitet. Ein Rekorder, ein Speicher oder irgendeine andere externe Einheit kann anstelle des Monitors 36 oder parallel zu diesem angeschlossen sein.

Die Zentraleinheit 39 liest einen Befehl, der durch einen die Konsole 40 bedienenden Be­ nutzer über die Konsolen-Schnittstelle 37 eingegeben wird, gibt eine Markierung für eine Überlagerungsanzeige oder Zeichendaten aus dem Speicher 38 des digitalen Abtastwandlers an den digitalen Abtastwandler 35 ab und führt eine Geschwindigkeitsmessung durch.

Nachfolgend werden die Betriebsabläufe und Vorteile dieses Ausführungsbeispiels erläu­ tert.

Wie in Fig. 4A dargestellt ist, wird während des Sendens eine Treiberspannung für jeden Kanal von der Pulsgeberschaltung 22 an die Wandler in der Sonde 10 über die Sendereso­ nanzschaltung 23 angelegt, wobei eine Sendefokussierung durch die Sendeverzögerungs­ schaltung 21 bewirkt wird. Zu diesem Zeitpunkt wird der Begrenzer in der Senderesonanz­ schaltung 23 angestoßen bzw. aktiviert, da die Treiberspannung höher ist als ein gegebener Pegel, und es gelangt ein Resonator 24 in Resonanz. Aufgrund dieser Resonanz läuft lediglich eine Grundkomponente der Treiberspannung durch diese Senderesonanzschaltung 23 und gelangt in jeden Wandler in der Sonde 10.

Es ist in der Praxis sehr schwierig, die Pulsgeberschaltung 22 mit einer perfekten Sinus­ welle anzusteuern. Im Normalfall enthält eine Treiberspannung, die durch die Pulsgeber­ schaltung erzeugt wird, Oberwellen. Die Oberwellen werden durch die Senderesonanz­ schaltung 23 absichtlich abgeschnitten bzw. gesperrt. Jeder Wandler wird mit einer Treiberspannung erregt, die lediglich eine Grundkomponente enthält.

Wenn die Wandler in der Sonde 10 in dieser Weise erregt werden, wird ein Ultraschall­ strahl, der einer Sendefokussierung unterzogen worden ist, in eine zu diagnostizierende Region wie etwa den Herzmuskel eines Patientenkörpers gesendet. Der Ultraschallstrahl wird reflektiert und als Ultraschallechos an einem Ultraschall-Kontrastmittel (z. B. das vor­ stehend erwähnte Produkt mit dem Namen "Albunex Injektion 5 ml"), das intravenös in Gewebe in der zu diagnostizierenden Region injiziert worden ist, gestreut. Da das Ul­ traschall-Kontrastmittel aus sehr feinen Bläschen gebildet ist, werden insbesondere die Echos verstärkt, und zwar aufgrund der starken Streueigenschaften, die durch die Bläschen hervorgerufen werden. Die Streuung zeigt eine nichtlineare Charakteristik. Die Streuung mit der nichtlinearen Charakteristik verursacht Harmonische bzw. Oberwellen. Als Ergeb­ nis hiervon enthalten die Ultraschallechos jeweils eine Echokomponente, die von einem lebenden Gewebe mit Ausnahme des Kontrastmediums (Bläschen) herrührt, und Echokom­ ponenten (Grundkomponente und ihre Oberwellen), die von dem Kontrastmittel ausgehen.

Die Ultraschallechos werden durch die Wandler in der Sonde 10 empfangen und in entsprechende elektrische Signale umgewandelt. Da die Leistungen bzw. Stärken der Echos, die in Form von Elektrizitätsmengen bzw. elektrischen Größen vorliegen, sehr gering sind, werden die Begrenzer 24 in der Senderesonanzschaltung 23 nicht eingeschaltet bzw. aktiviert. Die Senderesonanzschaltung 21 verbleibt daher im resonanzfreien Zustand. Als Ergebnis hiervon erreichen die Echos, die jeweils eine Grundkomponente und Ober­ wellen enthalten, den Vorverstärker 20 ohne irgendeine Unterbrechung durch die Sendere­ sonanzschaltung 23, und werden dann in ihrer Leistung verstärkt. Danach werden die Echos Kanal für Kanal durch den Addierer 31 der Empfangsverzögerungsschaltung empfangen und verzögert und dann durch diesen aufaddiert. Die Echos werden folglich einer Empfangsfokussierung unterzogen. Das resultierende empfangende Echo wird gleich­ zeitig an das Bandpaßfilter 32a für die Grundkomponente und das Bandpaßfilter 32b für die nichtlineare Komponente angelegt. Das Bandpaßfilter 32a für die Grundkomponente tastet eine Grundkomponente S- des Echos ab, und sendet die Grundkomponente an den Empfänger 33a in der nachfolgenden Stufe. Das Bandpaßfilter 32b für die nichtlineare Komponente tastet lediglich eine zweite Oberwelle S_2f des Echos ab und sendet die zweite Oberwelle an den Empfänger 33b und die Geschwindigkeitsberechnungseinheit 34.

Das Echo der Grundkomponente S_f, das an den Empfänger 33a geleitet wurde, wird einer Hüllkurvendetektion bzw. Kurvendetektion, einer logarithmischen Komprimierung oder ir­ gend einer anderen Verarbeitung unterzogen, wodurch Bilddaten für den B-Modus, die durch die Grundkomponente repräsentiert sind (hervorhebungs-moduliertes Bild, das Am­ plituden zeigt), erzeugt werden. Das Echo der zweiten Oberwelle S_2f, das an den anderen Empfänger 33b gesendet wird, wird der gleichen Verarbeitung unterzogen, wodurch Bilddaten für den B-Modus, die durch die zweite Oberwelle repräsentiert sind, erzeugt werden.

Diese Bilddatenabschnitte für den B-Modus, die durch die Grundkomponente und die zweite Oberwelle repräsentiert sind, werden dann durch den digitalen Abtastwandler 35 in Bilddatenabschnitte umgewandelt, die an einen befohlenen Anzeigebetrieb angepaßt sind. Unterschiedliche Anzeigebetriebsarten bzw. Anzeigenmodi stehen für ein Bild IM_f des B- Modus, das durch eine Grundkomponente repräsentiert wird (im folgenden auch verein­ facht als Grundkomponentenbild oder Bild der Grundkomponente bezeichnet), und für ein Bild IM_2f des B-Modus zur Verfügung, das durch eine zweite Harmonische repräsentiert ist (im folgenden auch vereinfacht als Bild der zweiten Harmonischen oder zweiten Oberwelle bezeichnet). Zu dem Zeitpunkt, zu dem eine Kontrastechoabbildung durch­ geführt wird, wird z. B. ein Anzeigemodus befohlen, bei dem das Bild IM_2f der zweiten Oberwelle dem Bild IM_f der Grundkomponente überlagert ist. Der digitale Abtastwandler 35 synthetisiert die Bilddatenabschnitte dementsprechend und gibt die resultierenden Daten an den Monitor 36 ab. Ein Bild IM_f+2f, das durch Überlagerung des Bilds IM_2f der zweiten Oberwelle mit dem Bild IM_f der Grundkomponente erzeugt wird, wird daher auf dem Monitor 36 angezeigt, wie es in Fig. 6 dargestellt ist. Demzufolge kann die Morphologie eines lebenden Gewebes und die Verteilung eines Kontrastmittels in dem Gewebe be­ obachtet werden.

Wie vorstehend erläutert, werden bei diesem Ausführungsbeispiel Oberwellen mit Aus­ nahme einer Komponente absichtlich (aktiv) durch die Senderesonanzschaltung 21 abge­ schnitten bzw. unterdrückt, so daß ein Ultraschallstrahl ausgesendet wird, der lediglich die Grundkomponente enthält. Eine zweite Harmonische, die in einem Echo enthalten ist, rührt im wesentlichen von den nichtlinearen Streuungseigenschaften eines Ultraschall-Kontrast­ mittels her. Anders ausgedrückt können dann, wenn Ultraschallwellen gesendet werden, die lediglich eine Grundkomponente enthalten, zweite Oberwellen, die von einer Streuung durch ein Kontrastmittel herrühren, selektiv für eine Abbildung verarbeitet werden. Die zweite Oberwelle kann daher wirkungsvoll im Hinblick auf eine Dämpfung durch das Gewebe oder die Bandbreite eines Sende- und Empfangssystems ausgenutzt werden.

Weiterhin führt bei diesem Ausführungsbeispiel die Berechnungseinheit 344 für die schnelle Fouriertransformation in der Geschwindigkeitsberechnungseinheit 34 eine schnelle Fouriertransformation gemäß der vorstehenden Erläuterung durch, wenn ein spektraler Doppler-Modus befohlen wird. Die analytischen Daten werden durch den ersten Fre­ quenz/Geschwindigkeits-Wandler 346 in Geschwindigkeitsdaten umgewandelt. Die Ge­ schwindigkeitsdaten v werden z. B. gemäß der Darstellung in Fig. 7 als ein spektrales Dopplerbild angezeigt, das eine betonungsmodulierte bzw. hinsichtlich einer Hervorhebung modulierte Geschwindigkeitsinformation mit einer Grauskala anzeigt. Wenn im Unter­ schied hierzu ein Farb-Doppler-Modus befohlen wird, führt die MTI-Berechnungseinheit (Festzeichenunterdrückungs-Berechnungseinheit) 345 in der Geschwindigkeitsberechnungs­ einheit 34 eine Frequenzanalyse gemäß den vorstehenden Erläuterungen durch. Die analytischen Daten werden durch den zweiten Frequenz/Geschwindigkeits-Wandler 347 in Geschwindigkeitsdaten P umgewandelt. Die Daten V werden z. B. gemäß der Darstellung in Fig. 8 als ein Farb-Doppler-Bild angezeigt, in dem farbmodulierte Geschwindigkeits­ information dargestellt wird.

Bei dem in Fig. 7 gezeigten spektralen Dopplerbild dient die Achse der Ordinate als eine Achse für die Geschwindigkeiten (Achse von Frequenzen: Geschwindigkeitsmaßstab), und die Abszissenachse dient als eine Zeitachse. Die Achse für die Geschwindigkeiten zeigt Werte an, die durch die vorstehend erwähnte Umwandlungsgleichung für die Geschwindig­ keitsumwandlung bereitgestellt werden. Zum Beispiel werden detektierte Werte einer maximalen Geschwindigkeit auf der Skala angezeigt. Wenn irgendeine Meßausstattung eingesetzt wird, wie es dargestellt ist, kann eine Spitzengeschwindigkeit oder dergleichen in Übereinstimmung mit der vorstehend erläuterten Umwandlungsgleichung für die Geschwindigkeitsumwandlung berechnet und dann angezeigt werden. Zu dieser Zeit wird gemäß der Darstellung in Fig. 1 ein Befehl, der über die Bedienungskonsole 40 eingegeben wird, über die Konsolen-Schnittstelle 37 zu der Zentraleinheit 39 geleitet. Gemessene Daten werden dann auf dem Monitor 36 mit Hilfe des digitalen Abtastwandlers 37 und des Speichers 38 unter Steuerung durch die Zentraleinheit angezeigt. Eine Speicherinformation oder ähnliches wird gleichfalls auf dem Monitor 36 mit Hilfe des digitalen Abtastwandlers 37 und des Speichers 38 des digitalen Abtastwandlers angezeigt.

Im Unterschied hierzu werden bei dem Farb-Doppler-Bild, das in Fig. 8 gezeigt ist, Farben in Übereinstimmung mit einer Farbenkarte bereitgestellt, die unter Heranziehung der vorstehend erläuterten Umwandlungsgleichung erzeugt werden. Geschwindigkeitswerte, die durch die Umwandlungsgleichung für die Geschwindigkeitsumwandlung erzeugt werden, werden zusammen mit einer Farbstangen- bzw. Farbstrichdarstellung oder einer Farbpalette auf einer Skala oder innerhalb einer gewünschten ROI (Region of Interest = Interessierende Region) angezeigt, die zur Verfügung stehen, wenn eine Meßausrüstung eingesetzt wird.

Wie vorstehend erläutert, ist eine Kontrastecho-Technik, bei der ein Kontrastmittel benutzt wird, zu einer Oberwellenecho-Technik auf der Grundlage der nichtlinearen Streuungs­ eigenschaften von Bläschen, die ein Kontrastmittel bilden, weiterentwickelt. Weiterhin wird dann, wenn eine Doppler-Bildgabe auf der Grundlage der Oberwellenecho-Technik durchgeführt wird, eine Einstellfrequenz f_set , die zur Umwandlung einer Dopplerver­ schiebung f_d in eine Geschwindigkeit v eingesetzt wird, mit Vertrauen bzw. Zuverlässigkeit derart festgelegt, daß sie gleich groß wird wie eine Referenzfrequenz f_r, die gleich groß ist wie zwei 2_f0, und zwar auf der Basis einer experimentellen Bestätigung, daß eine Doppler­ verschiebung äquivalent zu einer Dopplerverschiebung ist, die dann auftritt, wenn eine zweite Harmonische (Oberwelle zweiter Ordnung), gesendet und empfangen wird. Als Ergebnis hiervon kann sogar eine Blutströmung, deren Geschwindigkeit niedrig ist und deren Größe sehr fein ist, wie etwa eine Blutströmung im Gewebe oder eine myokardiale Blutströmung, mit einem hohen Störabstand (Signal-Rausch-Verhältnis) erfaßt werden. Die Geschwindigkeit kann mit hoher Genauigkeit gemessen werden. Insbesondere dann, wenn eine Farb-Doppler-Bildgabe (CDI = Colour Doppler Imaging) zur Untersuchung des Abdomens benutzt wird, können Bewegungsartefakte minimiert und Farb-Doppler-Bilder hoher Qualität erzeugt werden.

Bei dem in Fig. 1 gezeigten Ausführungsbeispiel wird im übrigen eine Sendefrequenzkom­ ponente relativ stark von einem umgebenden Gewebe reflektiert. Echos, die durch ein Kontrastmittel in Gefäßen, in Geweben gestreut werden, können gemäß der Darstellung in Fig. 9 als außerhalb eines Grundfrequenzbands auf einem Spektrum von empfangenen Echos liegend, bzw. dargestellt gedacht werden. Dies bedeutet, daß eine Referenzfrequenz außerhalb des Grundfrequenzbands eines Signals, das durch eine Ultraschallsonde empfan­ gen wird, festgelegt werden kann. Wenn jedoch die Frequenzcharakteristik jedes empfan­ genden Wandlers eine relativ schwache Empfindlichkeit bezüglich einer Grundkomponente eines gesendeten Signals aufweist, wie es bei dem in den Fig. 10 und 11A, 11B gezeigten diagnostischen Ultraschallsystem ersichtlich ist, kann die vorstehende Annahme nicht zutreffen. Eine Sonde 10 des phasengesteuerten Typs in dem diagnostischen Ultraschall­ system, das in Fig. 10 gezeigt ist, weist zwei Gruppen von Wandlern A und B auf. Das Frequenzband für jeden der Wandler 10₁, 10₃, usw. und 10 _n-1 der Gruppe A ist derart festgelegt, daß es im wesentlichen lediglich auf eine Grundkomponente f anspricht (siehe Fig. 11A). Das Frequenzband für jeden der Wandler 10₂, 10₄, usw. bis 10 _n der Gruppe B ist derart festgelegt, daß diese im wesentlichen lediglich auf eine zweite Harmonische 2f ansprechen (siehe Fig. 11B). Diese Frequenzbänder werden z. B. durch Ändern der Resonanzfrequenzen der Wandler Gruppe für Gruppe bestimmt.

Wenn die Sonde 10 in der vorstehend erläuterten Weise aufgebaut ist, werden Ultraschall­ wellen, die jeweils allein eine Grundkomponente enthalten, durch die Gruppe A der Wandler gesendet und empfangen. Echos, die jeweils allein eine Grundkomponente S_f enthalten, werden direkt durch einen Vorverstärker 30a und den Addierer 31a der Emp­ fangsverzögerungsschaltung bereitgestellt, die mit der Wandlergruppe A verbunden sind. In gleichartiger Weise werden Echos, die jeweils lediglich eine zweite Oberwelle S_2f der nichtlinearen Komponenten enthalten, die von einer nichtlinearen Streuung durch ein Ultraschall-Kontrastmittel herrühren, durch die Wandlergruppe B empfangen und durch einen Vorverstärker 30b und einen Addierer 31b der Empfangsverzögerungsschaltung direkt bereitgestellt.

Bei der in Fig. 10 gezeigten Ausgestaltung können die Senderesonanzschaltung 23 und die Bandpaßfilter 32a und 32b ausgeschlossen werden bzw. entfallen. Die anderen Kom­ ponenten und Funktionen sind gleichartig oder identisch wie diejenigen, die in Fig. 1 gezeigt sind. Bei dem vorstehend erläuterten Ausführungsbeispiel wird als Beispiel eine zweite Harmonische (Oberwelle zweiter Ordnung) als eine abzutastende nichtlineare Komponente gewählt. Die vorliegende Erfindung ist nicht notwendigerweise auf die zweite Harmonische beschränkt. Zum Beispiel kann irgendeine andere Harmonische wie etwa eine N-te Harmonische (N × f, wobei f eine Grundfrequenz bezeichnet und N eine positive ganze Zahl repräsentiert), eine N-te Subharmonische (f/N, wobei f eine Grundfrequenz bezeichnet und N eine positive ganze Zahl repräsentiert) und eine N-te Superharmonische (M × f/N, wobei f eine Grundfrequenz bezeichnet und M und N jeweils eine positive ganze Zahl mit dem Wert 1 oder größer repräsentieren) eingesetzt werden, so daß diese selektiv durch ein Bandpaßfilter für nichtlineare Komponenten in der gleichen Weise wie vorstehend erläutert, abgetastet werden. Zur gleichzeitigen Handhabung einer Vielzahl von Oberwellen kann die gleiche Anzahl von Signalabtast- und Verarbeitungssystemen wie die Anzahl der Oberwellen unabhängig eingebaut werden oder es kann eine Schaltung zum Durchlassen einer Vielzahl von nichtlinearen Komponenten in einer nicht getrennten Weise durch ein System eingesetzt werden.

Bei dem vorstehend erläuterten Ausführungsbeispiel ist die Schaltung derart ausgelegt, daß eine Grundkomponente und eine nichtlineare Komponente durch separate Systeme ver­ arbeitet werden. Nach dem Empfang durch einen Vorverstärker können Echos digitalisiert werden. In der nachfolgenden Stufe kann lediglich ein Signalverarbeitungssystem vor­ gesehen sein, so daß eine Signalverarbeitung hinsichtlich einer Grundkomponente und einer nichtlinearen Komponente auf einer zeitteilenden Basis bzw. zeitversetzt durchgeführt werden kann. Alternativ kann ein Speicher vorgesehen sein, so daß eine gewünschte Komponente verarbeitet werden kann.

Bei dem vorstehend erweiterten Ausführungsbeispiel sind die beiden Bandpaßfilter für die Abtastung bzw. Filterung einer Grundkomponente und einer nichtlinearen Komponente in einer Stufe eingeführt, die dem Addierer der Empfangsverzögerungsschaltung nachfolgt. Alternativ können die Bandpaßfilter zum Beispiel auch in der Stufe eingebaut sein, die dem Vorverstärker nachfolgt. Wenn jedoch die Bandpaßfilter an der Ausgangsstufe des Ad­ dierers der Empfangsverzögerungsschaltung eingebaut sind, wie es bei dem vorstehend erläuterten Ausführungsbeispiel der Fall ist, wird eine kleinere Anzahl von Filtern benö­ tigt. Dies ist im Hinblick auf die Vermeidung einer Vergrößerung der Größe des Systems oder einem Anstieg der Herstellungskosten vorteilhaft.

Weiterhin ist eine Sonde für das diagnostische Ultraschallsystem nicht auf die Sonde mit elektronischem Array (elektronische Matrix) beschränkt, sondern kann auch eine Sonde mit mechanischer Abtastung sein.

Ferner wird bei dem vorstehend erläuterten Ausführungsbeispiel eine Strahlformung bei einem hochfrequenten Signal (HF-Signal) durchgeführt. Alternativ kann eine Strahlformung auch durchgeführt werden, nachdem das Frequenzband des Signals zu einer Zwischen­ frequenz verschoben worden ist.

Bei dem vorstehend erläuterten Ausführungsbeispiel kann ein Sendesystemfilter für das Durchlassen allein einer Grundkomponente oder eine Senderesonanzschaltung, die eine Serienresonanz bewirkt, als eine Unterdrückungseinrichtung zum absichtlichen und aktiven Unterdrücken von nicht linearen Komponenten eingesetzt werden.

Weiterhin ist eine Frequenz/Geschwindigkeits-Wandlereinrichtung in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung nicht auf die vorstehend erläuterten Frequenz/Geschwindig­ keits-Wandler 346 und 347 beschränkt. Alternativ kann ein Speichermerkmal bzw. eine Speicherfunktion mit der gleichen Leistungsfähigkeit wie die Wandler in dem Frequenz­ analysator 3444 oder der Autokorrelationseinrichtung 3453 vorgesehen sein. Die Speicher­ funktion kann in dem digitalen Abtastwandler 35 realisiert sein.

Die Doppler-Technik auf der Grundlage der Oberwellen-Technik läßt sich in folgender Weise zusammenfassen: Eine eingestellte Frequenz, die zur Umwandlung einer Doppler­ verschiebung in Geschwindigkeitsdaten eingesetzt wird, kann auf der Grundlage der experimentellen Bestätigung optimiert werden, daß eine Dopplerverschiebung gleichwertig ist mit einer Dopplerverschiebung, die auftritt, wenn eine zweite Harmonische, die für nichtlineare Komponenten typisch ist, gesendet und empfangen wird.

Als Ergebnis können bei einem Ultraschall-Diagnosesystem, bei dem die nichtlinearen Strömungseigenschaften eines Kontrastmittels ausgenutzt werden, Echos, die durch die nichtlineare Streuung des Kontrastmittels erzeugt werden, zur Messung der Geschwindig­ keit des Kontrastmittels in Übereinstimmung mit dem Doppler-Prinzip ausgewertet werden.

Darüber hinaus kann

• (1) Die Geschwindigkeit einer peripheren Blutströmung wie etwa einer myokardialen Blutströmung oder einer Blutströmung in dem Parenchym der Leber bewertet werden, was bei der bekannten Kontrast-Echotechnik, die von einer intraarteriellen Injektion begleitet ist, nicht möglich ist, da die Bewegungsgeschwindigkeit eines Kontrastmediums eine solche Strömungsgeschwindigkeit nicht widerspiegelt;
• (2) Die Geschwindigkeit einer peripheren Blutströmung in dem Herzmuskel, dem Paren­ chym der Leber oder dergleichen bewertet werden, was bei der bekannten Kontrast- Echotechnik, die von einer intravenösen Injektion begleitet wird, nicht möglich ist, da die Konzentration eines Kontrastmittels geringer wird als diejenige eines Kontrastmittels, das intraarteriell injiziert wird, und
• (3) Bewegungsartefakte, die von den Bewegungen der umgebenden Gewebe oder den Bewegungen von vaskulären Wänden herrühren, die durch eine Atmung verursacht werden, können auf ein Minimum gebracht werden (diese Bewegungen bzw. Bewegungs­ artefakte wurden als eine Fehlerquelle bei der Genauigkeit der Erfassung einer Blutströ­ mungsgeschwindigkeit in einem Gefäß in dem Abdomen oder dergleichen betrachtet).

Eine Kontrast-Echobildgabe wird unter Einsatz einer Doppler-Methode durchgeführt, um die Geschwindigkeit eines Kontrastmittels, das in einen Patientenkörper durch intravenöse Injektion injiziert worden ist, korrekt zu messen. Das Ultraschall-Diagnosesystem enthält eine Einheit zum Herausgreifen einer Dopplerverschiebung einer nichtlinearen Echo- Komponente aus einem Echo, wobei die nicht lineare Echokomponente einer Reflexion eines Ultraschallstrahls an dem in das Blut injizierten Ultraschall-Kontrastmittel zuzu­ schreiben ist; eine Einheit zum Umwandeln einer Dopplerverschiebung f_d in eine Ge­ schwindigkeitskomponente v gemäß der nachfolgenden Umwandlungsgleichung:

v = VcosΘ = Cf_d/(2f_set + f_d),

wobei C eine Schallgeschwindigkeit, V eine Bewegungsgeschwindigkeit einer Blutströmung in einem Patientenkörper, v eine Komponente einer Bewegungsgeschwindigkeit V in der Richtung eines Ultraschallstrahls, Θ einen Winkel des Ultraschallstrahls bezüglich der Bewegungsrichtung eines Objekts, f_set eine für die Geschwindigkeitsumwandlung benutzte, eingestellte Frequenz und f_d eine Dopplerverschiebung bezeichnen; und eine Einheit zum Anzeigen einer Geschwindigkeitsinformation bezüglich der Blutströmung auf der Grundla­ ge der Geschwindigkeitskomponente v. Vorzugsweise ist die Frequenz f_set die Frequenz eines in dem System eingesetzten Referenzsignals, das derart festgelegt ist, daß es au­ ßerhalb eines Frequenzbands des gesendeten Ultraschallstrahls liegt.

Claims (24)

1. Ultraschall-Diagnosesystem, bei dem ein Objekt, in dem sich ein sich bewegender Bestandteil befindet, durch ein Ultraschallsignal mittels einer Kontrastecho- Methode auf der Grundlage einer Doppler-Technik abgetastet wird, wobei ein Ultraschall- Kontrastmittel, das in den sich bewegenden Bestandteil einzubringen ist, in das Objekt injiziert ist, wobei das System aufweist:
eine Ultraschallsonde für die Aussendung des Ultraschallstrahl-Signals zu dem Objekt und für den Empfang eines Ultraschallsignals, das von dem Objekt als Reaktion auf das gesendete Ultraschallstrahl-Signal als Echo zurückkehrt,
eine Einrichtung zum Ansteuern der Ultraschallsonde für die Aussendung des Ultraschallstrahl-Signals zu dem Objekt,
eine Einrichtung zum Verarbeiten eines von der Ultraschallsonde aufgrund des Echos abgegebenen Signals in ein strahlgeformtes Echosignal,
eine Einrichtung zum Verarbeiten einer Dopplerverschiebungsfrequenz einer nichtlinearen Echokomponente aus dem Echosignal, wobei die nichtlineare Echokom­ ponente von dem Ultraschallstrahl-Signal herrührt, das von dem Ultraschall-Kontrastmittel reflektiert wird, und
eine Einrichtung zum Umwandeln der Dopplerverschiebungsfrequenz f_d, die durch die Einrichtung zum Herausgreifen herausgegriffen wurde, in eine Geschwindig­ keitskomponente v entsprechend der nachstehenden Umwandlungsgleichung: v = VcosΘ = Cf_d/(2f_set + f_d),wobei C eine Schallgeschwindigkeit bezeichnet, V eine Bewegungsgeschwindigkeit des sich bewegenden Bestandteils in dem Objekt repräsentiert, v eine Komponente einer Bewegungsgeschwindigkeit V in der Richtung des Ultraschallstrahl-Signals bezeichnet, Θ einen Winkel des Ultraschallstrahl-Signals bezüglich einer Bewegungsrichtung des sich bewegenden Bestandteils repräsentiert, f_set eine eingestellte Frequenz bezeichnet, die für die Geschwindigkeitsumwandlung eingesetzt wird, und f_d die Dopplerverschiebungsfrequenz repräsentiert.

2. System nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Anzeigen von Information bezüglich der umgewandelten Geschwindigkeitskom­ ponente.

3. System nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die nichtlineare Echokomponente eine Oberwelle ist, die gleich dem doppelten einer Sendefre­ quenz des Ultraschallstrahl-Signals ist.

4. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die eingestellte Frequenz einen Wert aufweist, der durch Multiplizie­ ren einer Sendefrequenz des Ultraschallstrahl-Signals mit einem Koeffizienten erzielt wird.

5. System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Koeffizient einen Wert besitzt, der eine rationale Zahl mit Ausnahme von 1 ist.

6. System nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Koeffizient einen Wert aufweist, der in dem Bereich von 1,5 bis 3,0 liegt.

7. System nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Koeffizient einen Wert von 0,7 oder weniger aufweist.

8. System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Koeffizient einen Wert aufweist, der eine natürliche Zahl mit Ausnahme von 1 ist.

9. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die eingestellte Frequenz gleich groß ist wie eine Referenzfrequenz, die in dem Ultraschall-Diagnosesystem eingesetzt wird, wobei die Referenzfrequenz einen Wert besitzt, der so festgelegt ist, daß er außerhalb des Bereichs einer Sendefrequenz des Ultraschallstrahl-Signals liegt.

10. System nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz einen Wert aufweist, der durch Multiplikation der Sendefrequenz mit einem Wert, der als eine rationale Zahl gegeben ist, gebildet ist.

11. System nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz einen Wert besitzt, der in einem Bereich liegt, der durch Multiplika­ tion der Sendefrequenz mit einem Wert von 1,5 bis 3,0 gebildet ist.

12. System nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz einen Wert besitzt, der in einem Bereich liegt, der durch Multiplikation der Sendefrequenz mit einem Wert von 0,7 oder weniger gebildet ist.

13. System nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz einen Wert besitzt, der in einem Bereich liegt, der durch Multiplikation der Sendefrequenz mit einem Wert, der als eine natürliche Zahl mit Ausnahme von 1 vorliegt, gebildet ist.

14. System nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die natürliche Zahl die Zahl 2 ist.

15. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die eingestellte Frequenz auf den gleichen Wert wie eine Referenz­ frequenz eingestellt ist, die in dem Ultraschall-Diagnosesystem benutzt wird, wobei die Referenzfrequenz einen Wert aufweist, der so bestimmt ist, daß er außerhalb eines Be­ reichs der Grundfrequenz des durch die Ultraschallsonde empfangenen, als Echo vor­ liegenden Ultraschallsignals liegt.

16. System nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz ein Wert ist, der durch Multiplikation einer Grundfrequenz in einem Spektrum des als Echo zurückkehrenden Ultraschallsignals mit einem Wert, der als eine rationale Zahl vorgegeben ist, gebildet ist.

17. System nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz einen Wert aufweist, der durch Multiplikation einer Grundfrequenz in einem Spektrum des als Echo zurückkehrenden Ultraschallsignals mit einer rationalen Zahl von 1,5 bis 3,0 gebildet ist.

18. System nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz ein Wert ist, der durch Multiplikation einer Grundfrequenz in einem Spektrum des als Echo zurückkehrenden Ultraschallsignals mit einem Wert von 0,7 oder weniger gebildet ist.

19. System nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz ein Wert ist, der durch Multiplikation einer Grundfrequenz in einem Spektrum des als Echo zurückkehrenden Ultraschallsignals mit einem Wert, der als eine natürliche Zahl mit Ausnahme von 1 gegeben ist, gebildet ist.

20. System nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzfrequenz einen Wert aufweist, der durch Multiplikation einer Grundfrequenz in einem Spektrum des als Echo zurückkehrenden Ultraschallsignals mit dem Faktor 2 gebildet ist.

21. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Umwandlungseinrichtung eine Einrichtung ist, die die Bewegungs­ geschwindigkeit v unter Heranziehung der nachstehenden Näherungs-Umwandlungsglei­ chung anstelle der Umwandlungsgleichung berechnet: v = VcosΘ = Cf_d/2f_set

22. Ultraschallabbildungsverfahren, bei dem ein Objekt, das einen sich bewe­ genden Bestandteil enthält, durch ein Ultraschallstrahl-Signal gemäß einer Kontrastecho- Methode auf der Grundlage einer Doppler-Technik abgetastet wird, bei dem ein Ultra­ schall-Kontrastmittel, das in den sich bewegenden Bestandteil einzubringen ist, in das Objekt injiziert wird, wobei das Verfahren die folgenden Schritte aufweist:
Ansteuern einer Ultraschallsonde zur Aussendung des Ultraschallstrahl-Signal zu dem Objekt, wobei die Ultraschallsonde ein Ultraschallsignal empfängt, das von dem Objekt als Reaktion auf das gesendete Ultraschallstrahl-Signal als Echo zurückkehrt,
Verarbeiten eines von der Ultraschallsonde als Reaktion auf das Echo abgege­ benen Signals zu einem strahlgeformten Echosignal,
Herausgreifen einer Dopplerverschiebungsfrequenz einer nichtlinearen Echo­ komponente, die von dem durch das Ultraschall-Kontrastmittel reflektierten Ultraschall­ strahl-Signal herrührt, aus dem Echosignal und
Umwandeln der herausgegriffenen Dopplerverschiebungsfrequenz f_d in eine Geschwindigkeitskomponente v in Übereinstimmung mit der nachstehenden Umwandlungs­ gleichung: v = VcosΘ = Cf_d/(2f_set + f_d),wobei C eine Schallgeschwindigkeit bezeichnet, V eine Bewegungsgeschwindigkeit des sich bewegenden Bestandteils in dem Objekt repräsentiert, v eine Komponente der Bewe­ gungsgeschwindigkeit V in der Richtung des Ultraschallstrahl-Signals bezeichnet, Θ einen Winkel des Ultraschallstrahl-Signals bezüglich einer Bewegungsrichtung des sich bewegen­ den Bestandteils repräsentiert, f_set eine eingestellte Frequenz, die für die Geschwindigkeits­ umwandlung herangezogen wird, bezeichnet und f_d die Dopplerverschiebungsfrequenz repräsentiert.

23. Ultraschallabbildungsverfahren, bei dem ein Objekt, das einen sich bewe­ genden Bestandteil enthält, mittels eines Ultraschallstrahl-Signal gemäß einer Kontrastecho- Methode auf der Grundlage einer Doppler-Technik abgetastet wird, wobei ein Ultraschall- Kontrastmittel in das Objekt zur Einbringung in den sich bewegenden Bestandteil injiziert wird, mit
einer Einrichtung zur Ansteuerung einer Ultraschallsonde für eine Aussendung des Ultraschallstrahl-Signal zu dem Objekt,
einer Einrichtung zur Gewinnung eines von dem Ultraschall-Kontrastmittel zurückkehrenden Echosignals auf der Grundlage eines durch die Ultraschallsonde empfan­ genen Ultraschall-Echosignals,
einer Einrichtung zur Bewertung der Information einer Dopplerverschiebungs­ frequenz bezüglich einer nichtlinearen Komponente des Echosignals auf der Grundlage eines Referenzsignals, dessen Frequenz außerhalb eines Frequenzbands des gesendeten Ultraschallstrahl-Signal festgelegt ist, und
einer Einrichtung zur Sichtbarmachung der bewerteten Information der Dopp­ lerverschiebungsfrequenz.

24. Ultraschallabbildungsverfahren, bei dem ein Objekt, das einen sich bewe­ genden Bestandteil enthält, durch ein Ultraschallstrahl-Signal gemäß einer Kontrastecho- Methode auf der Grundlage einer Doppler-Technik abgetastet wird, bei dem ein Ultra­ schall-Kontrastmittel in das Objekt für eine Einbringung in den sich bewegenden Bestand­ teil injiziert wird, wobei das Verfahren die Schritte aufweist:
Ansteuerung einer Ultraschallsonde zur Aussendung des Ultraschallstrahl-Signal zu dem Objekt,
Gewinnen eines Echosignals, das von dem Ultraschall-Kontrastmittel als Echo zurückkehrt, auf der Grundlage eines durch die Ultraschallsonde empfangenen Ultraschall- Echosignals,
Bewerten einer Information einer Dopplerverschiebungsfrequenz bezüglich einer nichtlinearen Komponente des Echosignals auf der Grundlage eines Referenzsignals, dessen Frequenz derart eingestellt ist, daß sie außerhalb eines Frequenzbands des gesende­ ten Ultraschallstrahl-Signal liegt, und
Sichtbarmachen der bewerteten Information der Dopplerverschiebungsfrequenz- Information.