DE3542534C2

DE3542534C2 - Ultraschalldiagnosevorrichtung

Info

Publication number: DE3542534C2
Application number: DE3542534A
Authority: DE
Inventors: Yukio Ito; Yutaka Sato; Shinji Kishimoto; Satoshi Tamano
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1984-12-04
Filing date: 1985-12-02
Publication date: 1996-08-29
Anticipated expiration: 2005-12-03
Also published as: JPS61135639A; US4840180A; JPH0576302B2; DE3542534A1

Description

Die Erfindung betrifft eine Ultraschalldiagnosevorrichtung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1, die zum Messen der im folgenden einfach als Geschwindigkeit bezeichneten Bewegungs geschwindigkeit eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers und zum Messen der im folgenden einfach als Geschwindigkeitsverteilung bezeichneten Bewegungsgeschwindig keitsverteilung eines derartigen, sich bewegenden Teiles dient.

Ein Ultraschallimpuls-Doppler-Verfahren wird in der Praxis dazu benutzt, die Geschwindigkeit eines sich bewegenden inne ren Teiles eines lebenden Körpers, beispielsweise eines inne ren Organes, wie dem Herzen, oder eines zirkulierenden Fluids, wie dem Blut oder der Körperflüssigkeit, zu messen.

Eine bekannte Ultraschall-Diagnosevorrichtung, die das Ultra schallimpuls-Doppler-Verfahren verwendet, ist in der dem Oberbegriff des Anspruchs 1 zugrundeliegenden EP-A-0 092 841 beschrieben. Bei dieser bekannten Vorrichtung dient ein Auto korrelator dazu, ein hochfrequentes Signal, das von dem sich bewegenden inneren Teil des lebenden Körpers reflektiert wird, in komplexe Signale umzuwandeln und dann die Autokorre lation zwischen den komplexen Signalen zu berechnen. Mit ei nem Geschwindigkeitsoperator wird dann die Geschwindigkeit des sich bewegenden Teiles auf der Grundlage der berechneten Autokorrelation bestimmt. Die Notwendigkeit, den Autokorrela tor vorzusehen, macht jedoch einen komplizierten Schaltungs aufbau erforderlich, was zu einer umfangreichen Ultraschall diagnosevorrichtung führt.

Bei der bekannten Ultraschall-Diagnosevorrichtung werden zu sammen mit dem Autokorrelator Laufzeitunterdrücker dazu ver wandt, die Geschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers auf der Grundlage des hochfrequenten Signales zu ermitteln, das durch eine Ultraschallsonde emp fangen wird und eine Doppler-Verschiebungsfrequenz enthält.

Die numerischen Gleichungen, die dazu benutzt werden, eine Reihe von Signalverarbeitungen an dem empfangenen hochfre quenten Signal durch die Laufzeitunterdrücker und den Auto korrelator durchzuführen, enthalten keine Amplitudenausdrücke und die Geschwindigkeit des sich bewegenden Teiles wird unter der Annahme berechnet, daß die Amplitude des empfangenen hoch frequenten Signales konstant ist. Es sei als Beispiel im fol genden der Fall betrachtet, daß die Geschwindigkeit des Blut stromes ermittelt wird. In diesem Fall wird einschränkend an genommen, daß die zweite Potenz der Amplitude, d. h. die Ener gie des Doppler-Verschiebungssignales proportional zur Anzahl der durch den Ultraschallstrahl abgetasteten Blutzellen ist, und daß die Anzahl der durch den Ultraschallstrahl abgetaste ten Blutzellen unabhängig vom Durchsatz des Blutstromes kon stant ist.

Die Anzahl der vom Ultraschallstrahl abgetasteten Blutzellen ist jedoch nicht immer unabhängig vom Durchsatz des Blutstro mes konstant. Der Grund dafür besteht darin, daß im Blutstrom Turbulenzen auftreten können, und daß ein Konzentrationsun-
terschied zwischen den roten Blutzellen und den weißen Blut zellen besteht. Die Amplitude des Doppler-Verschiebungssigna les ist somit nicht immer gleich. Obwohl weiterhin die Lei stung des Ultraschallsignales gedämpft wird, da das Ultra schallsignal empfangen wird, nachdem es in den lebenden Kör per übertragen wurde, ändert sich das Maß an Dämpfung in Ab hängigkeit von der Gewebestruktur des abgetasteten Teiles des lebenden Körpers. Bei einem sich bewegenden Teil, wie bei spielsweise dem Herzen, bei dem die Bewegungsenergie groß ist, ändert sich der Zustand der Gewebestruktur, durch die der Ultraschallstrahl hindurchgeht, unaufhörlich und ist es unmöglich, immer ein hochfrequentes Signal zu empfangen, das ein Doppler-Verschiebungssignal mit konstanter Amplitude ent hält.

Das bekannte Verfahren der Signalverarbeitung, bei dem die mittlere Geschwindigkeit unter der Annahme berechnet wird, daß die Amplitude des empfangenen Signales immer konstant ist, ist daher insofern unzulänglich, als unvermeidlich im Rechenergebnis ein Fehler enthalten ist.

Eine weitere Ultraschall-Diagnoseeinrichtung ist aus der DE-A-34 17 660 bekannt. Bei dieser Einrichtung wird der reflek tierte Ultraschallimpuls entlang der Strahlrichtung des ge sendeten Ultraschallimpulses abgetastet und ein Geschwindig keitsparameter der Blutströmung mit Hilfe des Doppler-Prin zips bestimmt.

Aufgabe der Erfindung ist es eine Ultraschall-Diagnosevor richtung zu schaffen, mit der die Strömungsverhältnisse eines sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers bei einem vereinfachten Schaltungsaufbau ohne Verwendung eines Autokor relators in Echtzeit bestimmt werden können.

Diese Aufgabe wird bei einer gattungsgemäßen Ultraschall-Dia gnosevorrichtung durch die im kennzeichnenden Teil des An spruchs 1 angegebenen Maßnahmen gelöst. Bevorzugte Ausfüh rungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen wiedergegeben.

Gemäß der Erfindung wird ein Ultraschallstrahl, der zu einem sich bewegenden inneren Teil eines lebenden Körpers ausge sandt und von diesem reflektiert wird, empfangen und ver stärkt. Nach einer Umwandlung der reflektierten Welle in kom plexe Signale wird die Geschwindigkeit des sich bewegenden Teiles sofort durch einen Geschwindigkeitsoperator auf der Grundlage der komplexen Signale berechnet. Zusätzlich zur Messung der Geschwindigkeit des sich bewegenden Teiles wird durch einen Geschwindigkeitsverteilungsoperator auch die Ge schwindigkeitsverteilung berechnet werden. Der Geschwindig keitsoperator und der Geschwindigkeitsverteilungsoperator ar beiten vorzugsweise mit hoher Geschwindigkeit, so daß einzel ne Punkte, die in Richtung der Tiefe des gerichteten Ultra schallstrahles liegen, in Echtzeit gemessen werden können.

Im folgenden wird anhand der zugehörigen Zeichnung ein bevor zugtes Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Ultraschall diagnosevorrichtung beschrieben, die dazu geeignet ist, In formationen über einen sich bewegenden inneren Teil eines le benden Körpers nach dem Ultraschallimpuls-Doppler-Verfahren zu liefern. Es zeigen:

Fig. 1 in einem Blockschaltbild den Grundaufbau des bevorzugten Ausführungsbeispiels der erfindungs gemäßen Ultraschalldiagnosevorrichtung,

Fig. 2 bis 5 in welcher Weise die Geschwindigkeit und die Geschwindigkeitsverteilung bei dem Ausführungs beispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung be rechnet werden,

Fig. 6 in einem Blockschaltbild im einzelnen den Auf bau eines Ausführungsbeispiels des in Fig. 1 dargestellten Geschwindigkeitsoperators,

Fig. 7 in einem Blockschaltbild im einzelnen den Aufbau eines weiteren Ausführungsbeispiels des in Fig. 1 dargestellten Geschwindigkeits operators, und

Fig. 8 in einem Blockschaltbild im einzelnen den Aufbau eines Ausführungsbeispiels des in Fig. 1 dargestellten Geschwindigkeitsver teilungsoperators.

Wie es in Fig. 1 dargestellt ist, wird ein Ultraschallstrahl, der zu einem sich bewegenden inneren Teil eines lebenden Körpers ausgesandt wird, von einer Ultraschallsonde 1 über eine Sendeschaltung 2 erzeugt. Die Impulse des ausgesandten Ultraschallstrahles werden von dem sich bewegenden inneren Teil des lebenden Körpers reflektiert und von der Ultra schallsonde 1 empfangen. Das empfangene hochfrequente Signal, das eine interne Information über den lebenden Körper enthält, wird durch eine Hochfrequenzverstärkerschal tung 3 verstärkt. Ein Quarzoszillator 4 erzeugt ein hoch frequentes Synchronsignal. Dieses hochfrequente Synchron signal wird über eine Synchronisierungsschaltung 5 in ein Bezugssignal mit einer Frequenz umgewandelt, die der Folge frequenz der Ultraschallimpulse entspricht, die von der Ultra schallsonde 1 ausgesandt werden. Die Phase des Bezugssig nales, das von der Synchronisierungsschaltung 5 erzeugt wird, wird durch einen Phasenschieber 6 um 90° verschoben. Das um 90° phasenverschobene Bezugssignal vom Phasenschieber 6 wird mit dem verstärkten empfangenen Signal in einem ersten Mischer 7 gemischt, der so arbeitet, daß er eine Information über die Bewegungsrichtung des sich bewegenden Teiles liefert, der beispielsweise der Blutstrom ist. Andererseits wird das Bezugssignal von der Synchronisierungsschaltung 5 direkt mit dem verstärkten empfangenen Signal in einem zweiten Mischer 8 gemischt.

Ein erster Unterdrücker 14 und ein zweiter Unterdrücker 15 entnehmen den Ausgangssignalen des ersten und zweiten Mischers 7 und 8 jeweils nur die Doppler-Anteile, die eine Information über den sich bewegenden inneren Teil des leben den Körpers tragen. Ein Geschwindigkeitsoperator 16 berech net die Geschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers auf der Grundlage der die entnommenen Doppler-Anteile wiedergebenden Ausgangssignale der Unter drücker. Ein Geschwindigkeitsverteilungsoperator 17 berech net den Wert der Geschwindigkeitsverteilung auf der Grund lage des Wertes der durch den Geschwindigkeitsoperator 16 berechneten Geschwindigkeit. Das empfangene Signal wird somit durch den Geschwindigkeitsoperator 16 und den Ge schwindigkeitsverteilungsoperator 17 in ein Signal, das die Geschwindigkeit angibt, und in ein Signal umgewandelt, das die Geschwindigkeitsverteilung angibt. Es ist ein Operations wählschalter 18 vorgesehen, um zu bestimmen, ob nur die Geschwindigkeit zu berechnen ist oder ob sowohl die Ge schwindigkeit als auch die Geschwindigkeitsverteilung zu be rechnen sind. Dieser Operationswählschalter 18 wird unter der Steuerung einer Operationswähleinstellschaltung 19 um geschaltet. Der Operationswählschalter 18 kann zwischen dem Geschwindigkeitsoperator 16 und dem Geschwindigkeitsver teilungsoperator 17 angeordnet sein. Ein Detektor 20 nimmt das empfangene Signal, das die interne Information des leben den Körpers enthält und durch die Hochfrequenzverstärker schaltung 3 verstärkt ist, auf, um ein Schnittbildsignal des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers zu gewinnen. Das gewonnene Schnittbildsignal wird in einen di gitalen Abtastwandler 21 eingeschrieben, der im folgenden als DSC bezeichnet wird.

Der hochfrequente Anteil des Ausgangssignales des ersten Mischers 7 wird über ein Tiefpaßfilter 10 entfernt und das Ausgangssignal des Tiefpaßfilters 10 liegt an einer Abtast- und Halteschaltung 11. Um den eindimensionalen Doppler-Ver schiebungsanteil aus dem Ausgangssignal des Tiefpaßfilters 10 in üblicher Weise zu gewinnen, liegt ein Tastimpuls signal, das von einem Tastimpulsgenerator 9 erzeugt wird, an der Abtast- und Halteschaltung 11, wodurch das Signal, das die Doppler-Verschiebung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers wiedergibt, gewonnen wird. Nach einer Glättung durch ein Bandpaßfilter 12 liegt das Doppler-Ver schiebungssignal an einer Frequenzanalysierungsschaltung 13, wo das eindimensionale Doppler-Verschiebungssignal beispielsweise durch eine Schnell-Fourier-Transformation gewonnen wird. Dieses eindimensionale Doppler-Verschiebungs signal wird auch in den DSC 21 eingeschrieben.

Die Signale, die die interne Information des lebenden Kör pers wiedergeben und in den DSC 21 eingeschrieben sind, wer den in dem DSC 21 in ein Bildsignal umgewandelt und als ein Fernsehsignal zum Anzeigen an einer Anzeigeeinheit 22, bei spielsweise an einem Kathodenstrahlröhrenmonitor oder einem Fernsehmonitor, ausgelesen.

Von der internen Information des lebenden Körpers werden die Geschwindigkeit und die Geschwindigkeitsverteilung nach später beschriebenen arithmetischen Gleichungen oder Aus drücken berechnet.

Um die Geschwindigkeit und die Geschwindigkeitsverteilung zu berechnen, ist es notwendig, die Höhe der Doppler-Verschie bung aufzunehmen, die bei einer Vielzahl von Ultraschallwel len auftritt, die in einer gegebenen bestimmten Tiefe reflek tiert werden. Der Einfachheit halber wird im folgenden ange nommen, daß die Anzahl der empfangenen Signale gleich 2 ist.

Der Ultraschallstrahl wird von der Ultraschallsonde 1 zum sich bewegenden inneren Teil des lebenden Körpers in einem Zeitintervall Δt ausgesandt, und die vom sich bewegenden inneren Teil des lebenden Körpers reflektierten Ultra schallwellen werden von der Ultraschallsonde 1 empfangen. Wenn eine zeitabhängige Änderung jeder Reflexionsstelle in Betracht gezogen wird, so wird die Amplitude des aus jedem empfangenen Signal gewonnenen Doppler-Signales an der Reflexionsstelle durch einen Wert zu einem gegebenen Zeitpunkt einer periodischen Funktion wiedergegeben, die eine bestimmte Amplitude wiedergibt und eine Periode der Doppler-Verschiebung hat. Um die Amplitude, die durch die periodische Funktion wiedergegeben wird und aus der Doppler-Ver schiebung resultiert, d. h. das kinetische Moment des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers auf zunehmen, erzeugt die Kombination aus dem Phasenschieber 6 und den Mischern 7 und 8 Signale mit einem Phasenunter schied von 90° auf der Grundlage der empfangenen Signale. Diese Amplituden a, b, c und d der Doppler-Verschiebung in einer gegebenen Tiefe der insgesamt vier Signale sind durch die Phasen zu den Zeitpunkten t und t + Δt gegeben, wie es in Fig. 2 dargestellt ist.

Die Amplituden a und c zum Zeitpunkt t werden als Funktionen mit einer Periode, d. h. der Frequenz f_d der Doppler-Verschiebung und einem Phasenunterschied von 90° in der folgenden Weise dargestellt:

a = l sin 2π f_dt (1)

c = l cos 2π f_dt (2)

wobei l der Absolutwert der Amplitude des zum Zeitpunkt t empfangenen Signales ist.

In ähnlicher Weise werden die Amplituden b und d zum Zeit punkt t + Δt in der folgenden Weise ausgedrückt:

b = l sin 2π f_d (t + Δt) (3)

d = l cos 2π f_d (t + Δt) (4)

Auf der Grundlage dieser Ausdrücke 1 bis 4 lassen sich die absoluten Amplituden l_t und l_(t+ _Δ _t) der Funktionen zu den Zeitpunkten t und t + Δt in der folgenden Weise ausdrücken:

l_t = (a² + c²)^1/2 (5)

l_(t+ _Δ _t) = (b² + d²)^1/2 (6)

Diese absoluten Amplituden l_t und l_(t+ _Δ _t) sind proportional dem Strömungsdurchsatz eines Fluides, beispielsweise des Blutes in einem lebenden Körper.

Im folgenden wird beschrieben, wie die Bewegungsgeschwindig keit des Fluides im lebenden Körper berechnet wird.

Fig. 3 zeigt, daß zum Zeitpunkt t und t + Δt die Doppler-Wel len jeweilige Winkelversetzungen Θ und δ haben, die in der folgenden Weise ausgedrückt werden:

Es ist zu beachten, daß die Werte Θ und δ, die durch die Ausdrücke 7 und 8 gegeben sind, in den Bereichen -90° < Θ < 90° und -90° < δ < 90° jeweils liegen. Um die Werte von Θ und δ so zu bestimmen, daß sie in den Be reichen von

0° < Θ < 360°, 0° < δ < 360° (9)

liegen, wird der Wert von Θ daher auf der Grundlage von

a (= l sin 2π f_dt), c (= l cos 2π f_dt) und c′ [= l cos (π-2π f_dt)]

berechnet, wie es in Fig. 4 und 5 dargestellt ist. In ähn licher Weise der Wert δ auf der Grundlage von

b [= l sin 2π f_d (t-Δt)] und d [= l cos 2π f_d (t-Δt)].

Das heißt mit anderen Worten, daß in Abhängigkeit davon, ob der Sinus- und der Kosinusanteil der Signale mit dem Phasen unterschied von 90° positiv oder negativ ist, der Wert von x in sin^-1 x in verschiedenen Bereichen liegt, wie es in der folgenden Tabelle 1 dargestellt ist.

Tabelle 1

Auf der Grundlage der Tabelle 1 werden die Werte von Θ und δ, die durch die Ausdrücke 7 und 8 gegeben sind, jeweils berechnet. Der Versetzungswinkel Δ Θ von Θ in der sehr kleinen Zeitspanne der Änderung Δt wird nach der folgenden Gleichung 10 auf der Grundlage der Ausdrücke 7 und 8 be rechnet:

ΔΘ = Θ-δ (10)

Die Winkelgeschwindigkeit ω läßt sich wie folgt aus drücken:

ω = ΔΘ/Δt
= (δ-Θ)/Δt (11)

Aus dem obigen Ausdruck 11 läßt sich die Frequenz f_d der Doppler-Verschiebung in der folgenden Weise ausdrücken:

d = 2π·ω
= 2π·(δ-Θ)/Δt

Da diese Doppler-Verschiebungsfrequenz f_d proportional zur Geschwindigkeit des Fluidstromes im lebenden Körper ist, können die Bewegungsrichtung des Fluides und die Geschwindigkeit des Fluidstromes im lebenden Körper auf der Grundlage der Doppler-Verschiebungsfrequenz f_d be rechnet werden.

Der in Fig. 1 dargestellte Geschwindigkeitsoperator 16 berechnet die Geschwindigkeit des Fluidstromes im lebenden Körper nach den oben angegebenen Geschwindigkeitsberechnungs ausdrücken. In Fig. 6 ist im einzelnen der Aufbau eines Ausführungsbeispiels des Geschwindigkeitsoperators 16 dar gestellt.

Wie es in Fig. 6 dargestellt ist, werden die Werte des Sinusanteiles (a ist durch den Ausdruck 1 gegeben und b ist durch den Ausdruck 3 gegeben) der Signale, die zu den Zeitpunkten t und t + Δt empfangen werden, der Reihe nach einer ersten Halteschaltung 101 zugeführt und dort kurz zeitig in dieser Reihenfolge gespeichert. In ähnlicher Weise werden die Werte des Kosinusanteiles (c ist durch den Aus druck 2 gegeben und d ist durch den Ausdruck 4 gegeben) der Signale, die zu den Zeitpunkten t und t + Δt empfangen werden, der Reihe nach einer zweiten Halteschaltung 102 zugeführt und dort kurzzeitig in dieser Reihenfolge gespeichert.

Eine erste Verzögerungsschaltung 103A ist mit dem Ausgang der ersten Halteschaltung 101 verbunden, um den Wert des Sinusanteiles des Signales, das aus der vorhergehenden Ultraschallwelle gewonnen wurde, die aus derselben Tiefe empfangen wurde, d. h. den Wert a zu liefern, der durch den Ausdruck 1 gegeben ist. Eine zweite Verzögerungsschal tung 103B ist mit dem Ausgang der zweiten Halteschaltung 102 verbunden, um den Wert des Kosinusanteiles des Sig nales, das von dem vorhergehenden Ultraschallstrahl ge wonnen wurde, der aus der gleichen Tiefe empfangen wurde, d. h. den Wert c zu liefern, der zur Berechnung von sin^-1 in Tabelle 1 verwandt wird. Ein Operator 104, der die Form eines Festspeichers ROM hat, weist eine Tabelle zum Be rechnen des Absolutwertes (der Wert von l_t ist durch den Ausdruck 5 gegeben) der Amplitude des empfangenen Signales auf der Grundlage des Wertes des Sinusanteiles (a ist ge geben durch den Ausdruck 1) und des Wertes des Kosinus anteiles (c ist gegeben durch den Ausdruck 2) auf. Eine dritte Verzögerungsschaltung 105 ist mit dem Ausgang des Festspeichers ROM 104 verbunden, um den Absolutwert (der Wert von l_(t+ _Δ _t) ist durch den Ausdruck 6 gegeben) der Amplitude des Signales zu liefern, das aus dem vorhergehen den Ultraschallstrahl gewonnen wurde, der aus der gleichen Tiefe empfangen wurde. Ein zweiter Festspeicher ROM 106 weist eine Tabelle zum Berechnen des Wertes des Winkel δ nach dem Ausdruck 8 und der Tabelle 1 auf der Grundlage der Aus gangsdaten der Halteschaltungen 101, 102 und des Festspeichers ROM 104 auf. Ein dritter Festspeicher ROM 107 weist eine Tabelle zum Berechnen des Wertes des Winkels Θ nach dem Aus druck 7 und der Tabelle 1 auf der Grundlage der Ausgangs daten der Verzögerungsschaltungen 103A, 103B und 105 auf. Ein vierter Festspeicher ROM 108 weist eine Tabelle zum Be rechnen des Wertes des Versetzungswinkels ΔΘ nach dem Aus druck 10 auf der Grundlage der Ausgangsdaten der Festspeicher ROM 106 und 107 auf.

Eine Zeitgeberschaltung 109 legt das Zeitintervall Δt des Aussendens des Ultraschallstrahles von der Ultraschallsonde 1 fest. Ein fünfter Festspeicher 110 weist eine Tabelle zum Berechnen des Wertes der Winkelgeschwindigkeit ω, die durch den Ausdruck 11 gegeben ist, auf der Grundlage der Ausgangsdaten des Festspeichers ROM 108 und des Wertes des festgelegten Zeitintervalles Δt der Ultraschallaussen dung auf.

Im folgenden wird anhand von Fig. 6 die Arbeitsweise des Geschwindigkeitsoperators 16 mit einem derartigen Aufbau beschrieben.

Die Daten b des Sinusanteiles des Signales, das aus der reflektierten Welle gewonnen wird, die zum Zeitpunkt t + Δt empfangen wird, liegen vom Unterdrücker 14 in Fig. 1 an der ersten Halteschaltung 101, während die Daten d des Kosinusanteiles des Signales, das von der empfangenen Welle gewonnen wird, vom Unterdrücker 15 an der zweiten Halteschaltung 102 liegen. Von den Halteschaltungen 101 und 102 liegen die Daten b und d des Sinus- und Kosinus anteiles des Signales am ersten Festspeicher ROM 104 und von diesem Festspeicher ROM 104 liegt der Absolutwert l_t der Amplitude des empfangenen Ultraschallstrahles am zweiten Festspeicher ROM 106. Da die Daten b und d des Sinus- und Kosinusanteiles des empfangenen Signales jeweils von der ersten und der zweiten Halteschaltung 101 und 102 dem zweiten Festspeicher ROM 106 geliefert werden, der dazu dient, den Wert des Winkels δ nach dem Ausdruck 8 zu berechnen, liegt der Wert des Winkels δ zum Zeitpunkt t + Δt vom zweiten Festspeicher ROM 106 am vierten Fest speicher ROM 108. Die Ausgangsdaten des ersten Festspeichers ROM 104 liegen gleichfalls an der dritten Verzögerungs schaltung 105, um durch das festgelegte Zeitintervall Δt der Ultraschallaussendung verzögert zu werden. Gleich zeitig liegt der Absolutwert l_t der Amplitude des Signales, das von dem vorhergehenden empfangenen Ultraschallstrahl gewonnen wurde, am dritten Festspeicher ROM 107. Da die Daten a und c des Sinus- und Kosinusanteiles des Signales, das von dem vorhergehenden empfangenen Ultraschallstrahl gewonnen wurde, diesem Festspeicher ROM 107 von der ersten und der zweiten Verzögerungsschaltung 103A und 103B jeweils geliefert wurden, die dazu dienen, den Wert des Winkels Θ nach dem Ausdruck 7 zu berechnen, liegt der berechnete Wert des Winkels Θ zum Zeitpunkt t vom dritten Fest speicher ROM 107 am vierten Festspeicher ROM 108, der dazu dient, den Versetzungswinkel ΔΘ nach dem Ausdruck 10 zu berechnen. Dieser berechnete Werte ΔΘ liegt zusammen mit dem Wert Δt von der Zeitgeberschaltung 109 am fünften Festspeicher ROM 110, der dazu dient, die Winkelgeschwindigkeit ω nach dem Ausdruck 11 zu berechnen, wobei der berechnete Werte von ω am Geschwindigkeitsver teilungsoperator 17 und am DSC 21 liegt.

Ein weiteres Ausführungsbeispiel des Geschwindigkeits operators 16 ist in Fig. 7 dargestellt. Der in Fig. 7 dar gestellte Geschwindigkeitsoperator 16A weist einen Mikro prozessor 201, einen Festspeicher ROM 202, einen Speicher mit direktem Zugriff RAM 203 und eine Schnittstelle 204 auf, die alle gemeinsam mit einer Sammelleitung verbunden sind. In diesem Geschwindigkeitsoperator 16A werden die Ausdrücke 1 bis 11 nach einem Software-Programm berechnet.

Im folgenden wird anhand von Fig. 8 der Aufbau eines Aus führungsbeispiels des Geschwindigkeitsverteilungsoperators 17 im einzelnen beschrieben.

Die Berechnung der Geschwindigkeitsverteilung σ, die in diesem Geschwindigkeitsverteilungsoperator 17 ausgeführt wird, läßt sich in der folgenden Weise ausdrücken:

wobei v_i (i: eine ganze Zahl von 1 bis n) die Bewegungs geschwindigkeit, die durch den Geschwindigkeitsoperator 16 berechnet wird und die mittlere Geschwindigkeit bezeichnen.

Wie es in Fig. 8 dargestellt ist, speichern Puffer 300A bis 300H die Daten der Bewegungsgeschwindigkeit v_i. Diese Puffer 300A bis 300H sind beispielsweise derart ausgebildet, daß jeder eine ausreichende Kapazität zum Speichern der Ge schwindigkeitsdaten hat, die von der reflektierten Welle eines Ultraschallstrahles gewonnen werden.

Ein Adressengenerator 301 erzeugt die Adressen der Puffer 300A bis 300H. Diese Puffer 300A bis 300H werden unter der Steuerung eines Steuerteiles 302 gewählt, der in der Steuer vorrichtung zum Steuern des gesamten Systems enthalten ist. Ein üblicher Operator 303 führt die Berechnung der Geschwindigkeitsverteilung σ nach der Gleichung 12 aus. Ein üblicher Operator 304 berechnet die mittlere Geschwindig keit nach dem Ausdruck 13.

Im folgenden wird die Arbeitsweise des gesamten Ausführungs beispiels der erfindungsgemäßen Ultraschalldiagnosevor richtung anhand von Fig. 1 beschrieben.

Der Ultraschallimpulsstrahl, der von der Ultraschallsonde 1 ausgesandt wird, wird von einer Sendeschaltung 2 erzeugt und an die Sonde 1 gelegt. Der ausgesandte Ultraschallimpuls strahl wird von einem sich bewegenden inneren Teil eines lebenden Körpers reflektiert, wobei der reflektierte Ultra schallstrahl durch die Ultraschallsonde 1 empfangen wird. Das empfangene Signal, das die interne Information des lebenden Körpers enthält, wird durch die Hochfrequenzver stärkerschaltung 3 verstärkt. Ein stabiles hochfrequentes Signal, das vom Quarzoszillator 4 erzeugt wird, wird durch eine Synchronisierschaltung 5 in ein Bezugssignal umgewandelt, dessen Frequenz der Folgefrequenz des Ultraschallimpuls strahles entspricht, wobei das Bezugssignal am Mischer 8 anliegt. Das empfangene durch die Hochfrequenzverstärker schaltung 3 verstärkte Signal liegt am Mischer 8 an, um dort mit dem Bezugssignal gemischt zu werden.

Das Bezugssignal liegt auch am Phasenschieber 6, um in seiner Phase um 90° verschoben zu werden, und das Ausgangs signal des Phasenschiebers 6 wird mit dem Signal gemischt, das von der Ultraschallsonde 1 empfangen und durch die Hochfrequenzverstärkerschaltung 3 verstärkt wurde, um eine Information über die Bewegungsrichtung des sich be wegenden inneren Teiles des lebenden Körpers zu liefern. Damit nur die Doppler-Anteile, die die kinetische Information über den sich bewegenden inneren Teil des lebenden Körpers tragen, gewonnen werden können, liegen die Ausgangssignale der Mischer 7 und 8 jeweils an den Unterdrückern 14 und 15. Die einzelnen Signale, die nur die Doppler-Anteile enthalten und durch die Unterdrücker 14 und 15 gewonnen werden, dienen zur Berechnung nach dem oben genannten Verfahren im Ge schwindigkeitsoperator 16, um den Wert der Geschwindigkeit zu ermitteln. Der Geschwindigkeitsverteilungsoperator 17 führt die notwendige Berechnung nach dem oben beschriebenen Verfahren durch, um den Wert der Geschwindigkeitsverteilung zu ermitteln. Die berechneten Werte der Geschwindigkeit v_i und der Geschwindigkeitsverteilung σ werden im DSC 21 gespeichert. Durch die Operationswähleinstellschaltung 19 wird bestimmt, ob die Berechnung zur Ermittlung nur der Geschwindigkeit v_i oder die Berechnung sowohl zur Ermittlung der Geschwindigkeit v_i als auch der Geschwindigkeitsvertei lung σ auszuführen ist, und der Operationswählschalter 18 wird geöffnet oder geschlossen.

Der Detektor 20 nimmt weiterhin vom Signal vom lebenden Körper, das durch die Ultraschallsonde 1 empfangen und durch die Hochfrequenzverstärkerschaltung 3 verstärkt wird, ein Signal auf, das das Schnittbild des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers wiedergibt, wobei das Ausgangssignal des Detektors 20 gleichfalls im DSC 21 ge speichert wird.

Das Tiefpaßfilter 10 entfernt den hochfrequenten Anteil des Ausgangssignales des Mischers 7 und das Ausgangssignal des Tiefpaßfilters 10 liegt an der Abtast- und Halteschaltung 11. Um den Doppler-Verschiebungsanteil aus dem Ausgangs signal des Tiefpaßfilters 10 zu gewinnen, liegt ein Tast impulssignal, das vom Tastimpulsgenerator 9 erzeugt wird, an der Abtast- und Halteschaltung 11. Das hat zur Folge, daß das Signal, das die Doppler-Verschiebung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers angibt, in der Abtast- und Halteschaltung 11 gewonnen wird. Das Aus gangssignal der Abtast- und Halteschaltung 11 wird durch das Bandpaßfilter 12 geglättet und liegt dann an der Fre quenzanalysierschaltung 13, die ein eindimensionales Doppler-Ver schiebungssignal bildet. Dieses gebildete Doppler-Ver schiebungssignal wird gleichfalls in dem DSC 21 gespeichert.

Die im DSC 21 gespeicherten Daten liegen an der Anzeigeein heit 22, um daran angezeigt zu werden. Das Muster der an der Anzeigeeinheit 22 angezeigten Bildinformation wird unter der Steuerung der Systemsteuervorrichtung gewählt, die nicht dargestellt ist.

Alle Festspeicher ROM des Geschwindigkeitsoperators 16 können gespeicherte Tabellen der Ergebnisse der einzelnen Berechnungen aufweisen, so daß die Ge schwindigkeit v_i schneller berechnet werden kann. Der Ge schwindigkeitsverteilungsoperator 17 kann gleichfalls eine Tabelle der Ergebnisse der Berechnung der mittleren Ge schwindigkeit haben, so daß die mittlere Geschwindigkeit, die zur Berechnung der Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden Teiles benutzt wird, schneller auf der Grund lage der in den Puffern gespeicherten Geschwindigkeits information berechnet werden kann.

Aus dem Obigen ist ersichtlich, daß das in den Fig. 1 bis 8 dargestellte Ausführungsbeispiel der Erfindung die folgen den Vorteile bietet:

1. Die Geschwindigkeit eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers kann so berechnet werden, daß sie jeder Änderung in der Amplitude des von dem bewegenden Teil reflektierten Signales folgt, wie es durch die Aus drücke 1 bis 11 dargestellt ist. Das Ergebnis der Berechnung der Geschwindigkeit gemäß der Erfindung ist daher genauer als das Ergebnis, das nach bekannten Verfahren erhalten wird. Es können somit genauere Daten der Geschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers erhalten werden.
2. Zum Berechnen der Geschwindigkeit und der Geschwindig keitsverteilung jeweils werden nur die Operatoren 16 und 17 benötigt, die Festspeicher ROM enthalten, so daß sich die Verwendung eines Autokorrelators erübrigt, der bei bekannten Diagnosevorrichtungen unbedingt benötigt wird. Die Größe der erfindungsgemäßen Diagnosevorrichtung ist daher wesentlich geringer und die Kosten können gleichfalls herabgesetzt werden.
3. Da die Operatoren 16 und 17, die Festspeicher ROM ent halten, wie es oben beschrieben wurde, dazu benutzt werden, die Geschwindigkeit und die Geschwindigkeitsverteilung je weils zu berechnen, können die Geschwindigkeit und die Ge schwindigkeitsverteilung schneller als bisher berechnet werden.
4. Aufgrund der Vorteile 1 bis 3 können die Geschwindigkeit oder sowohl die Geschwindigkeit als auch die Geschwindig keitsverteilung eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers, der von einem Ultraschallstrahl abgetastet wird, für jede Tiefe mit hoher Geschwindigkeit durch die Diagnosevorrichtung mit einfachem Aufbau gemessen und be rechnet werden. Eine größere Menge an genauer Information kann daher für die Diagnose eines inneren Organs eines lebenden Körpers erhalten werden, so daß sich eine wesent lich größere Genauigkeit der Diagnose erzielen läßt.

Aus der obigen detaillierten Beschreibung geht hervor, daß gemäß der Erfindung die Geschwindigkeit oder sowohl die Geschwindigkeit als auch die Geschwindigkeitsverteilung eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers, der durch einen Ultraschallstrahl abgetastet wird, für jede Tiefe mit großer Geschwindigkeit durch eine Diagnose vorrichtung mit einfachem Aufbau gemessen und berechnet werden können, die nur einen Geschwindigkeitsoperator oder eine Kombination aus einem Geschwindigkeitsoperator und einem Geschwindigkeitsverteilungsoperator verwendet. Es kann daher eine größere Menge an genauer Information für die Diagnose eines inneren Organs eines lebenden Körpers gewonnen werden, so daß die Genauigkeit der Diagnose stark verbessert werden kann.

Claims

1. Ultraschall-Diagnosevorrichtung mit
einer Ultraschallsonde (1) zum Senden eines gepulsten Ultraschallstrahls mit einer konstanten Folgefrequenz zu ei nem sich bewegenden Medium in einer lebenden biologischen Struktur und zum Empfangen des vom sich bewegenden Medium in einer bestimmten Tiefe reflektierten Ultraschallsignals,
einer Wandlereinrichtung (7, 8) zum Mischen des empfan genen Ultraschallsignals mit wenigstens einem Paar von Be zugssignalen, deren Frequenz ein ganzzahliges Vielfaches der Folgefrequenz des gepulsten Ultraschallstrahls ist, wobei die Bezugssignale zueinander in komplexer Beziehung stehen, um das empfangene Ultraschallsignal in wenigstens zwei zueinan der komplexe Signale umzuwandeln,
einer Filtereinrichtung (14, 15) zum Herausfiltern der Doppler-Frequenzanteile der zueinander komplexen Signale,
einer ersten Recheneinrichtung (16; 16A) zum Ermitteln der Geschwindigkeit des sich bewegenden Mediums für die be stimmte Tiefe aus den gefilterten Doppler-Frequenzanteilen und
einer Anzeigeeinrichtung (22) zum Anzeigen der ermittel ten Geschwindigkeit,
dadurch gekennzeichnet, daß die erste Recheneinrichtung (16; 16A) die Geschwindig keit des sich bewegenden Mediums aus der Dopplerverschie bungsfrequenz zwischen den Doppler-Frequenzanteilen der zu einander komplexen Signale von wenigstens zwei in aufeinander folgenden Perioden aus der bestimmten Tiefe empfangenen Ul traschallsignalen in Echtzeit bestimmt, wobei die erste Re cheneinrichtung (16; 16A) Mittel (101, . . ., 110; 201, . . ., 204) zum Speichern der Sinusanteile (a, b) und der Kosinusan teile (c, d) der in aufeinanderfolgenden Perioden (t, t + Δt) empfangenen Signale, zum Berechnen der Absolutwerte der Am plituden (l_t, l_t+ _Δ _t) der in aufeinanderfolgenden Perioden auf der Grundlage der Sinusanteile und der Kosinusanteile, zum Berechnen der Winkelversetzungen (Θ, δ) auf der Grundlage der Absolutwerte der Amplituden, der Si nusanteile und der Kosinusanteile und zum Berechnen der Dopp lerverschiebungsfrequenz (f_d) auf der Grundlage der Winkel versetzungen und der Periodendauer (Δt) aufweist.

2. Ultraschall-Diagnosevorrichtung gemäß Anspruch 1, da durch gekennzeichnet, daß die erste Recheneinrichtung (16A) einen Mikroprozessor (201), einen Festspeicher (202), einen Speicher mit direktem Zugriff (203) und eine Schnittstelle (204) aufweist, die durch eine Sammelleitung verbunden sind.

3. Ultraschall-Diagnosevorrichtung gemäß Anspruch 1, da durch gekennzeichnet, daß die erste Recheneinrichtung (16) eine erste Halteschaltung (101) zum Speichern der Sinusan teile (a, b) der empfangenen Signale, eine zweite Halteschal tung (202) zum Speicher der Kosinusanteile (c, d) der empfan genen Signale, einen mit der ersten und der zweiten Halte schaltung verbundenen Operator (104) zum Berechnen der Abso lutwerte der Amplituden (l_t, l_t+ _Δ _t), eine mit der ersten Hal teschaltung verbundene erste Verzögerungsschaltung (103A) zum Verzögern der Ausgabe der ersten Halteschaltung um die Peri odendauer (Δt), eine mit der zweiten Halteschaltung verbun dene zweite Verzögerungsschaltung (103B) zum Verzögern der Ausgabe der zweiten Halteschaltung um die Periodendauer (Δt), eine mit dem ersten Operator verbundene dritte Verzögerungs schaltung (105) zum Verzögern der Ausgabe des ersten Opera tors um die Periodendauer (Δt), mit den Verzögerungsschaltun gen und den Halteschaltungen verbundene zweite und dritte Operatoren (106, 107) zum Berechnen der Winkelversetzungen (Θ, δ) und mit den zweiten und dritten Operatoren verbundene vierte und fünfte Operatoren (108, 110) zum Berechnen der Dopplerverschiebungsfrequenz (f_d) aufweist.

4. Ultraschall-Diagnoseeinrichtung gemäß Anspruch 3, da durch gekennzeichnet, daß die Operatoren (104, 106, . . ., 109) als Festspeicher ausgebildet sind.

5. Ultraschall-Diagnoseeinrichtung gemäß einem der Ansprü che 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine zweite Rechen einrichtung (17) zum Ermitteln der zeitlichen Verteilung der für die bestimmte Tiefe ermittelten Geschwindigkeiten des sich bewegenden Mediums in Echtzeit vorgesehen ist.

6. Ultraschall-Diagnoseeinrichtung gemäß Anspruch 5, da durch gekennzeichnet, daß die zweite Recheneinrichtung (17) Speichermittel (300A, . . ., 300H) zum Speichern der durch die erste Recheneinrichtung (16; 16A) für die bestimmte Tiefe er mittelten Geschwindigkeiten, einen mit den Speichermitteln verbundenen ersten Operator (304) zum Berechnen einer mittle ren Geschwindigkeit und einen mit den Speichermitteln und dem ersten Operator verbundenen zweiten Operator (304) zum Be rechnen der Geschwindigkeitsverteilung aufweist.