DE3605163A1

DE3605163A1 - Ultraschalldiagnosegeraet

Info

Publication number: DE3605163A1
Application number: DE19863605163
Authority: DE
Inventors: Yukio Ito; Shinji Kishimoto; Yutaka Kashiwa Sato; Satoshi Tamano
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1985-02-19
Filing date: 1986-02-18
Publication date: 1986-08-21
Anticipated expiration: 2006-02-19
Also published as: US4742830A; JPS61191345A; DE3605163C2; JPH0614930B2

Description

Beschreibung

Die Erfindung betrifft ein Ultraschalldiagnosegerät, insbesondere eine neuartige Technik, die sich in effektiver Weise bei einem Ultraschalldiagnosegerät anwenden läßt, das die Verteilung der Bewegungsgeschwindigkeit eines inneren Körperteiles eines lebenden Körpers genau mißt und anzeigt, und zwar zusammen mit der Bewegungsgeschwindigkeitsverteilung und der Reflexionswellenintensität.

Ein herkömmliches Ultraschalldiagnosegerät, das die Bewegungsgeschwindigkeit eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers messen und die Bewegungsgeschwindigkeitsverteilung in einer zweidimensionalen Weise anzeigen kann, ist beispielsweise in der JP-A-5 8-188433 angegeben.

Die Anordnung gemäß dieser Veröffentlichung verwendet ein übliches Sende-/Empfangs-Schema, so daß die Empfangsrichtung eines Ultraschallstrahles, der von einem Ultraschallmeßfühler ausgesendet wird, die gleiche ist wie die Senderichtung. Unter Verwendung eines derartigen Konzeptes wird die Geschwindigkeitsverteilung eines inneren, sich bewegenden Teiles eines lebenden Körpers mit dem Ultraschallstrahl gemessen, und der mit dem Ultraschallstrahl abgetastete Punkt wird ganz allmählich sukzessive verschoben, um ein zweidimensionales Bild der Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers auf einer Anzeigeeinheit anzuzeigen.

Um jedoch die Meßgenauigkeit der Bewegungsgeschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers zu verbessern, mußte eine Vielzahl von Sende- und Empfangsannäherungeη in derselben Richtung des lebenden Körpers vorgenommen werden. Aufgrund einer begrenzten

ο ρ -η !'""pn - 5 - O Ο -J J ! Ό ό

Bildfertigstellungszeit, die auf der Geschwindigkeit des Ultraschallstrahles beruht, war jedoch die Bildwechselfrequenz des in Realzeit angezeigten Bildes notwendigerweise nicht zufriedenstellend. Genauer gesagt, eine Zeitdauer von ungefähr 1,3 με ist für einen Ultraschallstrahl erforderlich, um sich eine Strecke von 1 mm in einem lebenden Körper hin- und herzubewegen. Somit ist eine Zeitdauer von beispielsweise etwa 1,3 χ 180 με für die Ultraschallwelle erforderlich, um eine Hin- und Herbewegung über eine Strecke von 180 mm durchzuführen. Im übrigen muß, wenn der sogenannte Ultraschall-Dopplereffekt verwendet wird, um die Geschwindigkeit und die Geschwindigkeitsverteilung einer Blutströmung zu messen, um die zur Diagnose erforderlichen Daten zu erhalten, der Ultraschallstrahl viele Male ausgesendet werden. Nehmen wir beispielsweise an, daß der Ultraschallstrahl zehnmal in einer Richtung ausgesendet wird, um ein Objekt zu untersuchen, das sich in einer Tiefe von 180 mm befindet. In einem solchen Falle ist eine Zeitdauer von ungefähr 1,3 χ 180 χ 10 με erforderlich. Nimmt man weiterhin an, daß 50 Abtastlinien erforderlich sind, um ein Schirmbild fertigzustellen, dann ist eine Bildfertigstellungszeit erforderlich, die ungefähr 1,3 χ 180 χ 10 χ 50 με ausmacht .

Weiterhin gibt es bewegliche innere Teile niedriger Geschwindigkeit, wie z.B. die Wand des Herzens. Die Bewegungs geschwindigkeit eines derartigen, sich bewegenden Teiles ist erheblich niedriger im Vergleich mit der der Blutströmung, welche das Meßobjekt darstellt, und die Intensität der reflektierten Welle von einem derartigen, sich bewegenden Teil niedriger Geschwindigkeit ist sehr hoch im Vergleich mit der der Blutströmung. Somit beeinträchtigt dieses sich bewegende Teil niedriger Geschwindigkeit die genaue Messung der Bewegungsgeschwindigkeit der Blutströmung. Signalkomponenten, die von einem sich bewegenden Teil niedriger Geschwindigkeit oder einem

ORIGINAL INSPECTED

stationären Teil reflektiert werden, haben Frequenzen, die mehr oder weniger dicht bei der Aussendungs-Wiederholungsfrequenz liegen. Somit hat das oben erwähnte, bekannte Verfahren unter Verwendung eines einkanaligen Einfachlösch-Komplexsignallöschers den Nachteil, daß die Signalkomponenten, die von_einem solchen, sich bewegenden Teil niedriger Geschwindigkeit oder einem stationären Teil reflektiert werden, nicht ausreichend ausgesondert werden können.

Ein Abtastbereich von ungefähr 55°, eine Diagnosetiefe von ungefähr 14 cm oder eine Anzahl von Abtastzeilen von 32 stellen ein Beispiel einer Anzeige in einem herkömmlichen Ultraschalldiagnosegerät dar, das in der Lage ist, ein zweidimensionales Bild der Verteilung der Bewegungsgeschwindigkeit eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers anzuzeigen. Das Bild, das tatsächlich auf der Anzeigeeinheit angezeigt wird, hat eine grobe Dichte von Abtastzeilen, d.h. ein Muster, das einem kaputten Regenschirm ähnlichsieht, wie es mit ausgezogenen Linien im Bereich A in der rechten Hälfte von Figur 9 dargestellt ist. Insbesondere hat in einem Falle einer Bildanzeige der Geschwindigkeitsverteilung eines sich bewegenden inneren Teiles, das sich in einer großen Tiefe befindet, das angezeigte Bild ein ähnliches Muster wie Kammzähne. Somit hat ein herkömmliches Gerät den Nachteil, daß die Dichte der Abtastzeilen klein und das Auflösungsvermögen gering sind.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Ultraschalldiagnosegerät anzugeben, das in der Lage ist, ein zweidimensionales Bild der Verteilung der Geschwindigkeit eines inneren, sich bewegenden Teiles eines lebenden Körpers zur Anzeige zu bringen, wobei das Gerät die Begrenzung oder Einschränkung der Bildfertigstellungszeit aufgrund der Geschwindigkeit der Ultraschallwelle beseitigt, einen Abtastbereich, eine Anzahl von Abtastzeilen und

ORIGINAL INSPECTED

eine Bildwechselfrequenz liefert, die ausreichend sind, um die zur Diagnose erforderlichen Daten zu liefern, wobei das Gerät auch in der Lage ist, die Geschwindigkeit einer Blutströmungskomponente geringer Geschwindigkeit zu messen.

Gemäß der Erfindung wird ein Ultraschalldiagnosegerät angegeben, das folgende Baugruppen aufweist: eine Einrichtung zum Aussenden eines Ultraschallixnpulsstrahles in Richtung eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers mit einer konstanten Wiederholungsfrequenz und zum Empfangen der reflektierten Welle von dem sich bewegenden inneren Teil des lebenden Körpers; parallele Empfangs- und Phaseneinrichtungen für das gleichzeitige Empfangen und in Phase bringen des empfangenen Signals in paralleler Weise in einer Vielzahl von Kanälen; eine Wandlereinrichtung, um die empfangenen Signale der Vielzahl von Kanälen mit einem Satz von komplexen Referenzsignalen zu mischen, die eine Frequenz haben, welche η-mal (n = ganze Zahl) so hoch ist wie die konstante Wiederholungsfrequenz des ausgesendeten Ultraschallimpulsstrahles, und die zwischeneinander eine komplexe Relation haben, so daß die empfangenen Signale in komplexe Signale umgewandelt werden; Autokorrelatoren zur Verzögerung der komplexen Signale und zur Berechnung der Autokorrelation der komplexen Signale; Geschwindigkeitsoperatoren zur Berechnung der Geschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles der lebenden Körpers auf der Basis der berechnten Autokorrelation; und eine Anzeigeeinheit zur Anzeige des Meßergebnisses der Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers.

Somit wird gemäß der Erfindung ein Parallelempfangsplan verwendet, um die Bildwechselfrequenz eines angezeigten Bildes zu erhöhen. Weiterhin können durch die Verwendung eines vielkanaligen Mehrfachlösch-Komplexsignallösehers

mit Rückkopplung in dem Gerät, das ein Parallelempfangskonzept verwendet, Signalkomponenten aus dem reflektierten Ultraschallsignal entfernt werden, welche einer reflektierten Welle von einem sich bewegenden Teil geringer Geschwindigkeit oder einem stationären Teil in einem lebenden Körper zuzuschreiben sind, so daß die erforderliche Blutströmungs-Signalkomponente aus den reflektierten Signalkomponenten von sich bewegenden inneren Teilen des lebenden Körpers mit hoher Genauigkeit herausgezogen oder ermittelt werden kann.

Weiterhin kann durch das Vorsehen einer Empfindlichkeits-Korrektur schaltung, welche die Empfangsempfindlichkeit der parallelen Empfangs- und Phaseneinrichtung korrigiert, ein Tomographenbild guter Qualität, das fast frei von Störungen ist, und ein Geschwindigkeitsverteilungsbild des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers erhalten werden.

Die Erfindung wird nachstehend, auch hinsichtlich weiterer Merkmale und Vorteile, anhand der Beschreibung von Ausführungsbeispielen und unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher erläutert. Die Zeichnung zeigt in
25

Figur 1 ein Blockschaltbild zur schematischen Erläuterung des allgemeinen Aufbaus einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Ultraschalldiagnosegerätes;
30

Figur 2 ein Blockschaltbild zur Erläuterung von Einzelheiten des Aufbaus der parallelen Empfangs- und Phaseneinrichtung gemäß Figur 1;

Figur 3 und 4 schematische Darstellungen zur Erläuterung des Prinzips von zwei verschiedenen Formen

des parallelen Empfangskonzeptes, das gemäß der Erfindung verwendet wird;

Figur 5 bis 8 Beispiele von Bildern, die mit dem parallelen Empfangskonzept zur Anzeige gebracht

werden;

Figur 9 eine Vergleichsdarstellung zwischen einem Bild, das gemäß einem herkömmlichen Empfangskonzept angezeigt wird, und einem Bild, das gemäß dem

parallelen Empfangskonzept angezeigt wird, das bei dem erfindungsgemäßen Gerät verwendet wird;

Figur 10 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des Aufbaus eines herkömmlichen, einfachlöschenden Komplex

signallöschers;

Figur 11 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des Aufbaus eines zweifachlöschenden Komplexsignallöschers 0 mit Rückkopplung gemäß Figur 1;

Figur 12 Geschwindigkeitsansprechkurven des einfachlöschenden Komplexsignallöschers und des zweifachlöschenden Komplexsigna11ösehers mit Rückkopplung, und zwar im Vergleich mit einem idealen

Komplexsignallöscher;

Figur 13 FrequenzCharakteristiken der Eingangssignale der Löscher gemäß Figur 10 und 11 im Vergleich mit der eines Eingangssignals beim idealen

Löscher;

Figur 14 Frequenzcharakteristiken des einfachlöschenden Komplexsignallöschers, des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung und des

idealen Komplexsignallöschers, wenn Löscher-Eingangs signale gemäß Figur 13 verwendet werden;

Figur 15 ein Blockschaltbild zur Erläuterung von Einzelheiten des Aufbaus eines zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung gemäß Figur 11 ;
und in

Figur 16 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des Aufbaus einer zweikanaligen Pegeldifferenz-Korrekturschaltung, die als eine die Empfangsempfindlichkeit korrigierende arithmetische Schaltung arbeitet.

Figur 1 zeigt schematisch den allgemeinen Aufbau einer bevorzugten Ausfuhrungsform des Ultraschalldiagnosegerätes gemäß der Erfindung. Ein Ultraschall-Meßfühler 1 zum Aussenden und Empfangen eines Ultraschallimpulsstrahles ist in Form eines Schwingers oder Wandlers ausgebildet, bei dem η streifenförmige Vibratorelemente #1 bis #n in der Weise angeordnet sind, wie es Figur 2 zeigt. Die η Elemente #1 bis #n bilden den Meßfühler 1 und sind an einen Umschalter 2 angeschlossen.

Dieser als Schaltung ausgebildete Umschalter 2 wählt sequentiell k Elemente aus den η Elementen #1 bis #n aus, um die gewählten k Elemente mit einem Sendeimpulsgeber 3A (P bis P) in einer Sendeschaltung 3 und mit einem Empfängerverstärker 4A (R₁ bis R₅) zu verbinden. Der Sendeimpulsgeber 3A ist an eine Sendephasensteuerung 3B in der Sendeschaltung 3 angeschlossen, so daß die Sendeschaltung 3 ein phasengesteuertes Impulsausgangssignal erzeugt. Andererseits ist der Ausgang des Empfängerverstärkers 4A mit Empfängerphasenschaltungen A und B verbunden, welche die Bezugszeichen 4 bzw. 5 haben. Diese Empfängerphasenschaltungen 4 und 5 steuern die Phase eines Signals, das von den einzelnen Vibratorelementen empfangen und angelegt wird, so daß die einzelnen Vibratorelemente mit verschiedenen Empfangsrichtwirkungen

arbeiten können. Einzelheiten eines derartigen Parallelempfangskonzeptes, das gemäß der Erfindung verwendet wird, werden nachstehend näher erläutert.

Die Ausgangssignale der Empfängerphasenschaltungen 4 und

5 werden an Komplexsignalwandler 100 bzw. 101 angelegt, um in komplexe Signale umgewandelt zu werden. Diese Komplexsignalwandler 100 und 101 umfassen einen Satz von Mischern 6 und 7, die jeweils einen Phasendetektor enthalten, und einen Satz von Mischern 8 und 9, die jeweils einen Phasendetektor enthalten. In den einzelnen Mischern

6 und 7 bzw. 8 und 9 werden die von den Empfängerphasenschaltungen 4 und 5 angelegten Signale mit komplexen Referenzsignalen 71 bzw. 72 gemischt. Ein Kristall-Oszillator 10 erzeugt ein stabiles Hochfrequenzsignal, und dieses Hochfrequenz-Ausgangssignal des Oszillators 10 wird an eine Synchronisationsschaltung 11 angelegt. Das komplexe Referenzsignal 71 wird von dem Ausgangssignal der Synchronisationsschaltung 11 geliefert und hat eine 0 Frequenz, die der Wiederholungsfrequenz 70 des Ultraschallimpulsstrahles entspricht, der von dem Ultraschallmeßfühler 1 ausgesendet wird. Die Phase des komplexen Referenzsignals 71 ist um 90° von einem Phasenschieber verschoben, um das andere komplexe Referenzsignal 72 zu bilden, das verwendet wird, um Information über die Bewegungsrichtung von beispielsweise der Blutströmung zu liefern. Die Mischer 6, 7, 8 und 9 erzeugen komplexe Signale, die dem empfangenen Hochfrequenzsignal entsprechen. Das bedeutet, die Mischer 6 und 7 sowie 8 und 9 erzeugen Ausgangssignale mit Frequenzen, die gleich der Summe von und der Differenz zwischen der Frequenz des empfangenen Hochfrequenzsignals bzw. der Frequenz der komplexen Referenzsignale sind. Die Ausgangssignale der Mischer 6, 7, 8 und 9 werden an Tiefpassfilter 81, 82, 83 bzw. 84 angelegt, so daß unnötige Hochfrequenz-Komponenten des Empfangssignals entfernt werden.

In den Komplexsignalwandlern 100 und 101 erscheint das Empfangssignal, das von den Mischern 6, 7, 8 und 9 demoduliert und dann an die Tiefpassfilter 81, 82, 83 und 84 angelegt wird, in Form von Signalen die sich durch die nachstehenden Ausdrücke (1) bzw. (2) beschreiben lassen:

cos 2ir f_d t (1)

sin 2ir f, t (2) ,

^d

wobei f, eine Doppler-Verschiebungsfrequenz ist.

Somit wird das Empfangssignal in komplexe Signale umgewandelt, die einen reellen Anteil gemäß dem Ausdruck (1) und einen imaginären Anteil gemäß dem Ausdruck (2) enthalten, und diese beiden Signale können durch den nachstehenden komplexen Ausdruck (3) ausgedrückt werden:

Z₁ = cos 2ir f, t + i sin 2ir f t (3) .

^{1 d d}

Die so erhaltenen Signale Z,. als Resultat der komplexen Umwandlung werden dann von Analog/Digital-Wandlern 85, 86, 87 und 88 in digitale Signale umgewandelt, und die digitalen Ausgangssignale der Analog/Digital-Wandler 85, 86,

und 88 werden dann an einen zweifachlöschenden Komplexsignallöscher 102, 102¹, 103 bzw. 103' mit Rückkopplung angelegt, welche eine Form von mehrfachlöschenden Komplexsignallöschern mit Rückkopplung bilden. Ein Taktsignal wird von der Synchronisationsschaltung 11 an die Analog/ Digital-Wandler 85, 86, 87 und 88 angelegt, so daß die Abtastung mit der Zeitsteuerung dieses Taktsignals 73 erfolgen kann.

Die zweifachlöschenden Komplexsignallöscher 102, 102', 103' und 103 mit Rückkopplung sind so ausgelegt, daß reflektierte Signa!komponenteη von einem sich bewegenden

36ÜÖ i

inneren Teil geringer Geschwindigkeit oder einem stationären inneren Teil des lebenden Körpers keine ernstliche Störung für die Messung der Bewegungsgeschwindigkeit eines Meßobjektes, wie z.B. der Blutströmung, bilden können. Einzelheiten dieser Löscher 102, 102', 103 und 103" werden nachstehend näher erläutert.

Autokorrelatoren 104 und 105 sind vorgesehen, um die Verteilung der Bewegungsgeschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles der lebenden Körpers auf der Basis der komplexen Signale der Kanäle A und B zu messen, die jeweils die Doppler-Komponente enthalten, die von den Komplexsignalwandlern 100 und 101 ermittelt wird.

Die Struktur von den und die Art der Berechnung der Autokorrelatoren 104 und 105 sind in der erwähnten JP-A-58-188433 beschrieben.

Die Ausgangssignale S und S¹ der Autokorrelatoren 104 und 105 lassen sich folgendermaßen ausdrücken:

S = R + il (4)

S=R¹+ il¹ (5) ,

wobei R und RV_ die reellen Komponenten der Ausgangssignale der Autokorrelatoren und I und I^_ die imaginären Komponenten der Ausgangssignale der Autokorrelatoren sind.

Winke !verschiebungen Θ und Θ¹ der Aus gangs signale £3 und S_|_ der Autokorrelatoren werden von Geschwindigkeitsoperatoren 106 und 107 gemäß den nachstehenden Ausdrücken (6) und (7) berechnet:

θ = tan~¹ I/R = 2π f_d T (6) θ' = tan"¹ I¹/R¹ = 2π f_d' T (7) ,

_ ₁₄ _ . 36Ü5 ϊ

wobei f-, und f,' Doppler-Verschiebungsfrequenzen sind und T die Wiederholungsperiode des ausgesendeten Ultraschallimpulsstrahles ist.

Somit können die Doppler-Verschiebungsfrequenzen f. und f ' sehr leicht mit den Geschwindigkeitsoperatoren 106 und 107 auf der Basis der Winke!verschiebungen Θ und 0' und gemäß den nachstehenden Ausdrücken (8) bzw. (9) berechnet werden:

f_d = θ/2πΤ (8)

f_d' = θ'/2πΤ (9).

Genauer gesagt, da die Sendewiederholungsperiode T konstant ist, sind die Verschiebungswinkel 0 und 0' proportional zu den Doppler-Verschiebungsfrequenzen f, und f ' und somit der Geschwindigkeit der Blutströmung. Da außerdem die Korrelationskomponenten I, R, I¹ und R' positiv bzw. negativ sind, können die Verschiebungswinkel 0 und

0¹ innerhalb des Winkelbereiches von ±ττ gemessen werden, so daß die Richtung der Bewegungsgeschwindigkeit gemessen werden kann.

Um die Werte der Verschiebungswinkel 0 und 0' aus den

Ausdrucken (6) und (7) auf der Basis der Werte von I, I¹, R und R¹ zu berechnen, wird eine Tabelle der Werte von und 0", die denen von I, I¹, R und R¹ entsprechen, vorher in einem Festwertspeicher (ROM) gespeichert, und auf der Grundlage dieser Tabelle können die Werte von 0 und 0¹, die den Eingangssignalen I, I¹, R und R¹ entsprechen, aus dem ROM ausgelesen und mit hoher Geschwindigkeit berechnet werden.

Um ein zweidimensionales Bild der Bewegungsgeschwindigkeitsverteilung der Blutströmung auf einer Anzeigeeinheit 24 auf der Basis der Berechnungsergebnisse anzuzeigen,

36Ü5 ι

ist ein Kodierer 19 vorgesehen, um Signale mit Pegeln zu erzeugen, die den Berechnungsergebnissen entsprechen.

Wenn eine Empfangsempfindlichkeits-Pegeldifferenz und eine Rauschdifferenz zwischen der Empfängerphasenschaltung

4 des Kanals A und der Empfängerphasensehaltung 5 des Kanals B in dem parallelen Empfangssystem vorliegen, kann das Bild der Bewegungsgeschwindigkeitsverteilung von beispielsweise der Blutströmung, das auf der Anzeigeeinheit 24 angezeigt wird, in Abhängigkeit von der Richtung der Aussendung und des Empfangs des Ultraschallimpulsstrahles gestört werden. Tatsächlich existieren eine derartige Pegeldifferenz und eine Rauschdifferenz.

Eine Empfindlichkeits-Korrekturschaltung 54, die nachstehend auch als 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung bezeichnet ist, ist vorgesehen, so daß derartige Störungen, die für die Diagnose unerwünscht sind, nicht in dem Blutströmungs-Geschwindigkeitsverteilungsbild wegen der Empfangsempfindlichkeit-Pegeldifferenz und der Rauschdifferenz zwischen den Empfängerphasenschaltungen 4 und

5 der Kanäle A und B auftreten können. Der Aufbau und die Arbeitsweise dieser 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 54 sind im einzelnen in der japanischen Patentanmeldung Nr. 59-255920 beschrieben.

Die 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 54 führt eine Berechnung gemäß der nachstehenden experimentellen Korrelationsgleichung (10) durch, um dadurch die Pegeldifferenz zwischen den beiden benachbarten Kanälen A und B zu korrigieren:

M-D +D
η ο

D= (10) ,

M + 1

36Ü5 i

wobei M eine aus den Versuchsergebnissen bestimmte reelle Zahl ist, I) ein empfindlichkeitskorrigiertes kodiertes Blutströmungssignal ist, D ein kodiertes Blutströmungssignal ist, das zum Zeitpunkt t gemessen wird, wenn Blut-Strömungssignale, die gemäß dem Arbeitsablauf (Zeitfolge) der Vibratorelemente kodiert sind, welche den aus einer bestimmten Tiefe des lebenden Körpers reflektierten Ultraschallimpulsstrahl empfangen, in einer Reihenfolge nach rechts angeordnet sind, und D ist ein kodiertes Blutströmungssignal, welches das nächste, dem Signal D auf der rechten Seite benachbarte Signal ist.

Der Aufbau von einer derartigen 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrektur schaltung 54 ist in Figur 16 dargestellt. Gemäß Figur 16 enthält die 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 54 einen ersten Operator 60, um die kodierten Blutströmungssignale E., und E. zu Wichten, die auf dem Ultraschallimpulsstrahl basieren, der zum und in den lebenden Körper ausgesendet und zur gleichen Zeit in paralleler Weise empfangen wird, um daraus ein Ausgangssignal E _B zu erzeugen; die Korrekturschaltung 5 4 umfaßt ferner einen Leitungsspeieher 61, um beispielsweise das kodierte Blutströmungssignal E._, das zu demKanal B ge-

IU —

hört, zu speichern; sowie einen zweiten Operator (62), um das kodierte Blutströmungssignal E., und das nächste benachbarte Blutströmungssignal E._, zu wichten und daraus

Id

ein Ausgangssignal E zu erzeugen. Die Operatoren 60 und

OA

62 sowie der Leitungsspeieher 61 werden von der Synchronisationsschaltung 11 gesteuert.

Durch die Verwendung der 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 54 mit einem Aufbau gemäß Figur 16 kann eine Störung der richtigen Darstellung der Leuchtdichte eines dargestellten Bildes der zweidimensionalen Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers, die auf der Empfangsempfindlichkeits-

. ₁₇ _ 36Ü5 ϊ

Pegeldifferenz und der Rauschdifferenz zwischen den Empfängerphasenschaltungen 4 und 5 der Kanäle A und B beruht, eliminiert werden, so daß ein Bild mit guter Qualität zur Anzeige gebracht werden kann. 5

Im folgenden wird erneut auf Figur 1 Bezug genommen. Ein Bildspeicher 20 speichert die Ausgangssignale E und E _ der 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 54.

OB

Ein Adressengenerator 21 erzeugt Adressensignale zum Einschreiben und Auslesen von Daten in den und aus dem Bildspeicher 20. Ein Digital/Analog-Wandler 22 wandelt ein aus dem Bildspeicher 20 ausgelesenes digitales Signal in ein analoges Spannungssignal (ein Helligkeits-Modulationssignal) um, und dieses Signal wird über einen Umschalter 23 an die Anzeigeeinheit 24 angelegt, um ein Bewegungsgeschwindigkeits-Verteilungsbild der B-Betriebsart oder M-Betriebsart auf der Anzeige 124 zu zeigen.

Um ein Ultraschall-Tomographenbild der B-Betriebsart oder M-Betriebsart in üblicher Weise anzuzeigen, ist eine Detektorschaltung 50 vorgesehen, um die 2-Kanal-Signale abzutasten, die von den Empfängerphasenschaltungen 4 und erzeugt werden, an welche das vom Ultraschall-Meßfühler 1 empfangene, reflektierte Signal angelegt wird, nachdem es von dem Empfängerverstärker 4A verstärkt worden ist. Die Ausgangssignale der Detektorschaltung 50 werden von einem Multiplexer in ein Zeitfolgesignal umgewandelt, und dieses Zeitfolgesignal wird von einem Analog/Digital-Wandler 14 in ein digitales Signal umgewandelt, das an einen Kodierer 19' angelegt wird. Eine zweite 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 55, die an den Ausgang des Kodierers 19' angeschlossen ist, umfaßt einen ersten Operator zum Wichten von kodierten Signalen, die auf dem Ultraschallimpulsstrahl basieren, der zum und in den lebenden Körper ausgesendet und zur gleichen Zeit in

paralleler Weise empfangen wird; und einen zweiten Operator zum Wichten von einem der gleichzeitig empfangenen Signale und dem nächsten, benachbarten empfangenen Signal, um zu vermeiden, daß eine Störung in dem dargestellten Bild auftritt, die auf der Empfangsempfindlichkeits-Pegeldifferenz und der Rauschdifferenz zwischen den Empfängerphasenschaltungen 4 und 5 der Kanäle A und B beruht. Der Aufbau dieser 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 55 ist der gleiche wie der der Schaltung gemäß Figur 16.

Die korrigierten Ausgangssignale der 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 55 werden in einen Bildspeicher 20' eingeschrieben. Das aus dem Bildspeicher 20' ausgelesene digitale Signal wird von einem Digital/Analog-Wandler 22· in ein analoges Spannungssignal (ein Helligkeits-Modulationssignal) umgewandelt, und dieses Signal wird über einen Umschalter 52 an die Anzeigeeinheit 24 angelegt. Das übliche Tomographenbild und das 0 Bewegungsgeschwindigkeits-Verteilungsbild können selektiv oder in überlagerter Weise auf der Anzeige 24 angezeigt werden, und zwar unter der Steuerung einer Anzeigesteuerung 53.

Es können auch Farbkodierer verwendet werden, um die Kodierer 19 und 19' zu ersetzen. In einem solchen Falle wird das Empfangssignal in drei Primärfarbkomponenten R, G und B zerlegt, die Pegel haben, welche dem Berechnungsergebnis der Geschwindigkeit entsprechen, und es wird eine Farbkathodenstrahlröhre in der Anzeigeeinheit 24 verwendet, um eine Farbanzeige des Bildes der Bewegungssgeschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers zu liefern.

Das Parallelempfangskönzept gemäß der Erfindung wird nachstehend im einzelnen erläutert.

Gemäß einem der Verfahren zum Erhalt der gesamten Ultraschallwellensende- und -empfangsrichtfaktoren mit einem geringeren oder schmaleren Abstand als dem der ültraschall-Vibratorelemente durch sehr geringfügiges Ändern der Richtungen der Aussendung und des Empfangs der Ultraschallwelle werden Ultraschallwellen von verschiedenen Gruppen von Ultraschall-Vibratorelementen mit verschiedenen Senderichtfaktoren und Empfangsrichtfaktoren ausgesendet und empfangen, und die dazwischenliegenden Richtfaktoren zwischen den Senderichtfaktoren und den Empfangsrichtfaktoren werden als Gesamtrichtfaktoren gewählt, wie es beispielsweise in der japanischen Patentveröffentlichung Nr. 57-35653 angegeben ist. Dieses Verfahren wird nachstehend unter Bezugnahme auf Figur 3 näher erläutert.

Wenn bei der Anordnung gemäß Figur 3 die streifenförmigen Vibratorelemente #1 bis #5 unter den η Elementen des Ultraschall-Meßfühlers erregt werden, wird der Ultraschallimpulsstrahl längs einer Achse T₁ ausgesendet, die mit einer gestrichelten Linie dargestellt ist und durch das Zentrum der erregten Elementengruppe hindurchgeht. Wenn dann das in eine Richtung R₁ reflektierte Echo von den Elementen #1 bis #2 empfangen wird und das in eine andere Richtung R_ reflektierte Echo von den Elementen #1 bis #6 empfangen wird, hat der Wellenempfänger Richtfaktoren in den beiden Richtungen. Somit hat der Wellenempfänger Sende- und Empfangsgesamtrichtfaktoren in den beiden Richtungen TR₁ und TR₃.

Gemäß einem zweiten Verfahren sendet und empfängt dieselbe Elernentengruppe Ultraschallwellen, und das empfangene Signal wird an zwei Empfängerphasenschaltungen mit verschiedenen Richtfaktoren angelegt, wie es in der japanischen Patentveröffentlichung Nr. 56-2 0017 angegeben ist. Dieses Verfahren wird nachstehend unter Bezugnahme auf Figur 4 näher erläutert.

Bei der Anordnung gemäß Figur 4 sind streifenförmige Vibratorelemente #1 bis #5 mit Verzögerungsschaltungen τ_Α1 bis τ ,. bzw. Verzögerungsschaltungen t_r1 bis τ _ verbunden. Die Ver zöger ungs schaltungen τ .. bis τ - sind mit einem Addierer 200 verbunden, und die Verzögerungsschaltungen τ_β1 bis t_oC sind mit einem weiteren Addierer 200' verbunden. Die Verζögerungszeiten der einzelnen Verzögerungsschaltungen τ .. bis T₅ oder τ .. bis T₅ entsprechen den Zeitdifferenzen der von einem Punkt A oder B kommenden Ultraschallwelle, bis sie bei den jeweiligen Elementen #1 bis #5 ankommt. Das bedeutet, die Verzögerungszeiten der einzelnen Verzögerungsschaltungen τ,- bis τ,,- oder t_r1 bis T_Rt- sind so gewählt, daß dann, wenn ein von dem Punkt A oder B_ reflektiertes Ultraschallsignal in die einzelnen Elemente #1 bis #5 eintritt, die Ausgangssignale der Verzögerungsschaltungen T₁ bis T^i- oder T₁ bis t_rc. an den Eingangsanschlüssen des Addierers 200 oder 200' dieselbe Phase haben. Somit können die beiden Gruppen derselben Empfängerelemente Riehtfaktoren in zwei Richtungen liefern.

Figur 5 zeigt eine Betriebsart der Bildanzeige, wo der Abtastbereich einen Winkel von 50° überstreicht, die Anzahl von Abtastzeilen pro Schirmbild 50 beträgt und die Tiefe eines zu diagnostizierenden sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers 100 mm beträgt und die Bildwechselfrequenz 15 Bilder pro Sekunde ausmacht. Wenn das erwähnte Parallelempfangskonzept auf eine derartige Bildanzeigebetriebsart angewendet wird, ist die erforderliche Anzahl von Sendezeiten eines Ultraschallimpulsstrahles in den lebenden Körper 25, was 25 Abtastzeilen entspricht, die in Figur 5 mit ausgezogenen Linien angedeutet sind. Wenn daher der Abtastbereich, die Anzahl von Abtastlinien oder -zeilen und die Diagnosetiefe im Falle einer herkömmlichen Diagnose die gleichen sind wie oben beschrieben, so kann die Bildfertigstellungszeit auf etwa 1/2 der bislang erforderlichen Zeit verkürzt werden. Das bedeutet, daß die Bildwechselfrequenz auf 30 Bilder pro

Sekunde erhöht werden kann, was etwa doppelt so hoch ist wie der Wert beim Stande der Technik.

Ferner kann, wenn der Abtastbereich, die Tiefe der Diagnose und die Bildwechselfrequenz die Werte haben, wie es in Figur 5 dargestellt ist, die Anzahl von Abtastzeilen oder -linien auf etwa den doppelten Wert oder 100 pro Schirmbild erhöht werden, wie es Figur 6 zeigt.

Wenn die Anzahl von Abtastlinien oder -zeilen, die Tiefe der Diagnose und die Bildwechselfrequenz die gleichen Werte haben wie in dem Falle gemäß Figur 5,kann außerdem der Abtastbereich auf den doppelten Wert oder 100° vergrößert werden, wie es Figur 7 zeigt. Wenn der Abtastbereich, die Anzahl der Abtastlinien oder -zeilen und die Bildwechselfrequenz die gleichen Werte haben wie bei dem Falle gemäß Figur 5, kann auch die Tiefe der Diagnose nahezu verdoppelt und auf einen Wert von 2 00 mm erhöht werden.

Aus der obigen Beschreibung läßt sich zusammenfassen, daß die Verwendung des Parallelempfangskonzeptes die folgenden Vorteile bietet:

(1) Wenn die Anzahl der Abtastlinien oder -zeilen fest ist, kann

a) die Bildwechselfrequenz verbessert und

b) die Tiefe der Diagnose vergrößert werden. 30

(2) Wenn die Anzahl der Abtastlinien oder -zeilen geändert wird, kann

a) die Abtastzeilendichte erhöht und b) der Abtastbereich verbreitert werden.

Wenn somit das Parallelempfangskonzept un£er den gleichen Bedingungen angewendet wird, die in der rechten Hälfte von Figur 9 in dem Bereich A mit ausgezogenen Linien dargestellt sind, kann die Anzahl von Abtastzeilen pro Schirmbild auf 64 erhöht werden, und das Bild, das aufgrund des in (2)-a) beschriebenen Effektes erhalten wird, wird mit ausgezogenen Linien und gestrichelten Linien dargestellt, wie es in der linken Hälfte B von Figur 9 dargestellt ist. Somit ist das Auflösungsvermögen hoch genug, um eine erfolgreiche Messung der Geschwindigkeitsverteilung eines tiefsten inneren sich bewegenden Teiles eines lebenden Körpers zu erhalten, und es kann ein Bild, das die Geschwindigkeitsverteilung des inneren sich bewegenden Teiles zeigt und für eine genaue Diagnose geeignet ist, dargestellt werden.

Nachstehend wird im einzelnen erläutert, wie ein Signal, das einer Dopplerverschiebung unterliegt, und zwar durch ein sich bewegendes inneres Teil hoher Geschwindigkeit, wie z.B. einer Blutströmung, aus einem empfangenen Ultra-0 schallsignal ermittelt Wird.

Gemäß der Erfindung sind die 2-Kanal zweifachlöschenden Komplexsignallöscher 102, 102', 103 und 103¹ mit Rückkopplung, welche eine Form der mehrfachlöschenden Vielkanal-Komplexsignallöscher mit Rückkopplung bilden, so vorgesehen, daß eine Dopplerkomponenten tragende Information der Geschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers, wie z.B. eine Blutströmung, nur aus einem empfangenen Signal herausgezogen werden kann, und reflektierte Signalkomponenten von einem stationären inneren Teil und einem sich bewegenden inneren Teil geringer Geschwindigkeit des lebenden Körpers, die eine starke Beeinträchtigung der Messung der Geschwindigkeit der Blutströmung bilden, entfernt werden können.

Bevor die Wirkungsweise der zweifachlöschenden Komplexsignallöscher mit Rückkopplung beschrieben wird, wird zunächst die Wirkungsweise eines einfachlöschenden Komplexsignallöschers ohne Rückkopplung unter Bezugnahme auf Figur 10 näher erläutert.

Bei der Anordnung gemäß Figur 10 umfaßt der einfachlöschende Komplexsignallöscher ohne Rückkopplung eine Verzögerungsleitung 122 und einen Subtrahierer 124. Die Verzögerungsleitung 122 hat eine Verzögerungszeit, die gleich einer Periode (T) der Wiederholungsfrequenz eines Ultraschallsignals ist, und kann beispielsweise als Speicher oder Schieberegister aus Speicherelementen aufgebaut sein, deren Anzahl gleich der Anzahl von Taktimpulsen ist, die in einer Periode T auftreten. Der Subtrahierer 124 ist an die Verzögerungsleitung 122 angeschlossen, und in dem Subtrahierer 124 wird die Differenz zwischen einem Eingangssignal der Verzögerungsleitung 122 (d.h. einem zum jetzigen Zeitpunkt angelegten Signal) und einem Ausgangssignal der Verzögerungsleitung 122 (d.h. einem Signal, das zu dem Zeitpunkt angelegt wird, der eine Periode vor dem gegenwärtigen Zeitpunkt liegt) in derselben Diagnosetiefe sequentiell berechnet. Die Relation zwischen dem Eingangssignal E. und dem Ausgangssignal E ist durch den nachstehenden Ausdruck (11) gegeben:

E₀ = E₁ (e *^l - 1) (11) ,

wobei P = jw und w = Winkelgeschwindigkeit.

Das Resultat der Frequenzanalyse des demodulierten Ultraschallsignals, d.h. das Eingangssignal des Löschers, ist in Figur 13 dargestellt. Aus Figur 13 ergibt sich, daß Frequenzkomponenten B₁ bis B. eines Signals, das von einem inneren Organ eines lebenden Körpers, wie z.B. einem sich bewegenden Teil niedriger Geschwindigkeit,

beispielsweise der Herzwand, oder einem stationären Teil reflektiert wird, neben Frequenzkomponenten A₁ bis A. eines Dopplerverschiebungs-Frequenzsignals vorhanden sind, das von einem sich bewegenden Teil hoher Geschwindigkeit reflektiert wird, wie z.B. der Blutströmung. Die Frequenzkomponenten B₁ und B. des Signals, das von einem inneren Organ, wie z.B. der Herzwand reflektiert wird, die nicht ganz stationär ist, haben eine bestimmte Breite in der Nähe der Wiederholungsfrequenz.

Figur 12 zeigt bei C das Geschwindigkeitsansprechverhalten eines idealen Löschers, der vollständig Frequenzkomponenten eines Signals aussondert, die von einem sich bewegenden Teil geringer Geschwindigkeit oder einem stationären Teil eines lebenden Körpers reflektiert wird, und der nur die Frequenzkomponente eines Signals mit Dopplerverschiebung durch ein sich bewegendes Teil hoher Geschwindigkeit, wie z.B. eine Blutströmung, extrahiert. Wenn die Frequenzkomponenten des Löscher-Eingangssignals vorhanden sind, wie es Figur 13 zeigt, so enthält das Ausgangssignal des idealen Löschers Frequenzkomponenten A ₁ bis A ., wie es Figur 14 zeigt.

Aus Figur 14 ergibt sich, daß die Signalkomponenten eines Signals, das von einem inneren Organ eines lebenden Körpers, wie z.B. einem sich bewegenden Teil geringer Geschwindigkeit, beispielsweise der Herzwand, oder einem als stationär betrachteten Teil reflektiert wird, vollständig entfernt werden. Andererseits enthält das Ausgangssignal des einfachlöschenden Komplexsignallöschers gemäß Figur 10 Frequenzkomponenten A₁₁ bis A₁₄ und B₁. bis B₁₄, wie es Figur 14 zeigt. Somit können die Frequenzkomponenten B₁ bis B₄ gemäß Figur 13 nicht ausreichend ausgesondert werden.
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Figur 11 zeigt den Aufbau von einer Form eines zweifachlöschenden Komplexsignallöschers 102, 102', 103 und 103' mit Rückkopplung, der bei dem erfindungsgemäßen Gerät Verwendung findet. Wie aus Figur 11 ersichtlich, umfaßt der zweifachlöschende Komplexsignallöscher mit Rückkopplung Verzögerungsleitungen 112 und 113, Subtrahierer 114, 115 und 116, einen Addierer 117, eine erste Rückkopplungsschleife 118, um das Ausgangssignal der Verzögerungsleitung 113, multipliziert mit dem Faktor K.., von dem Eingangssignal E. des Subtrahierers 114 abzuziehen, und eine zweite Rückkopplungsschleife 119, um das Ausgangssignal der Verzögerungsleitung 113, multipliziert mit dem Faktor K_?, zu dem Eingangssignal E₂ des Addierers 117 zu addieren. Die Relation zwischen dem Eingangssignal E.

und dem Ausgangssignal E des Löschers ist durch die nachstehende Gleichung (12) gegeben:

E^ = E. ^i (12)

οι _(ζ__α) _ _(z__ß)

PT wobei folgende Beziehungen gelten: Z = e ,P= jw, w = Winkelgeschwindigkeit, und

α, 3 =

Das Geschwindigkeitsansprechverhalten des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers ist durch die Kurve B in Figur 12 gegeben.

Aus der Gleichung (12) ergibt sich, daß das Geschwindigkeitsansprechverhalten dadurch geändert wird, daß die Werte von K. und K₂ geändert werden. Wenn beispielsweise K.. und K₂ beide den Wert Null haben, so ist das Geschwindigkeitsansprechverhalten gegeben durch die Kurve B' in

Figur 12. Wenn somit die Werte von K₁ und K„ geeignet gewählt werden, um das Geschwindigkeitsansprechverhalten im gewünschten Bereich zu liefern, so kann der gewünschte Bereich der darzustellenden Dopplerfrequenzverschiebung geändert werden, und gewählte Frequenzkomponenten aus einem sich bewegenden Teil geringer Geschwindigkeit oder einem stationären Teil eines lebenden Körpers können entfernt werden.

Bei der Darstellung gemäß Figur 12 ist die Breite des konkaven Bereiches des Geschwindigkeitsansprechverhaltens des einfachlöschenden Komplexsignallöschers ohne Rückkopplung unter einem bestimmten Ansprechpegel P_ gegeben durch P₁, und die des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung ist gegeben durch P₂- Aus Figur 12 ist ersichtlich, daß die Breite des konkaven Bereiches des Geschwindigkeitsansprechverhaltens des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung kleiner ist als die des einfachlöschenden Komplexsignallöschers ohne Rückkopplung, so daß sogar eine Blutströmungskomponente geringer Geschwindigkeit abgetastet werden kann. Das Problem, das bei einem zweifachlöschenden Komplexsignallöscher mit Rückkopplung auftritt, besteht darin, daß zwei Verzögerungsleitungsschaltungen erforderlich sind, was zu einer größeren Zahl von Einschreibedaten führt. Dabei kann jedoch die Bildwechselfrequenz durch die Verwendung des Parallelempfangskonzeptes verbessert werden, so daß sich das erwähnte Problem lösen läßt.

Wenn die Frequenzkomponenten des Eingangssignals des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung sich gemäß Figur 13 darstellen lassen, so enthält das Ausgangssignal des Löschers Frequenzkomponenten A₂₁ bis A₂₄ und B₃₁ bis B₃₄, wie es Figur 14 zeigt .

Wenn dieses Ausgangssignal verglichen wird mit dem Ausgangssignal (A₁₁ bis A₁₄, B₁₁ bis B₁₄) des einfach-

löschenden Komplexsignallöschers ohne Rückkopplung sowie dem Ausgangssignal (A_Q1 bis A ^) des idealen Löschers, so werden folgende Relationen erhalten:

^A1i^<A2i~^Ao1
B₁₁ > B₂₁ ~O

wobei i = 1 bis 4.

Somit ist der Betrieb des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung analoger oder ähnlicher dem des idealen Löschers als der der einfachlöschenden Komplexsignallöschers ohne Rückkopplung/ so daß der zweifachlöschende Komplexsignallöscher mit Rückkopplung in wirksamer Weise reflektierte Signalkomponenten von einem sich bewegenden Teil geringer Geschwindigkeit und einem stationären Teil des lebenden Körpers entfernen kann und den Durchgang von Signalkomponenten mit Dopplerverschiebung durch die Blutströmung ermöglicht.

Figur 15 zeigt im einzelnen den Aufbau des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung gemäß Figur 11. Bei der Anordnung gemäß Figur 15 umfaßt der Löscher Subtrahierer 114, 115 und 116, einen Addierer

117, Wähler 118 und 119, eine externe Steuerung 120, RAM-Speicher sowie Zwischenspeicher RC1 bis RC6. Bei dem Aufbau gemäß Figur 15 sind die Speicher mit wahlfreiem Zugriff oder RAM-Speicher Verzögerungsleitungen 112 und 113 mit einer Verzögerungszeit, die gleich der Periode T sind, und die Wähler 118 und 119 werden verwendet, um die Rückkopplungsschleifen zu bilden, welche das Ausgangssignal des Zwischenspeichers RC5 mit den Faktoren K, bzw. K2 multiplizieren und dann die Multiplikationsergebnisse zum Addierer 117 bzw. Subtrahierer 114 zurück führen.

Die Rückkopplungswerte werden von der externen Steuerung 120 gesteuert, die einen Schalter aufweisen kann. Bei der erfindungsgemäßeη Ausfuhrungsform werden die Signale der beiden Kanäle von den Empfängerphasenschaltungen 4 und 5 mit Demodulationssignalen demoduliert, die eine Phasendifferenz von 90° haben, und insgesamt werden vier demodulierte Signale an die jeweiligen Löscher 102, 102', 103 bzw. 103' angelegt. In jedem der Löscher sind Zwischenspeicher RC1 und RC6 am Lösehereingang bzw. Löscheraus- gang vorgesehen, und die Synchronisationsschaltung 11 steuert den Zeitpunkt der Zwischenspeicherung des Signals, den Zeitpunkt des Einschreibens und Auslesens des Signals in die und aus den RAM-Speichern sowie den Zeitpunkt der Zwischenspeicherung der Eingangssignale und Äusgangssignale der RAM-Speicher. Auf diese Weise werden vier demodulierte Signale in den Löschern 102, 102', 103 bzw. 103' verarbeitet.

Aus der vorstehenden detaillierten Beschreibung ergibt sich, daß gemäß der Erfindung die folgenden Vorteile erzielt werden:

(1) In einem Ultraschalldiagnosegerät, das ein zweidimensionales Bild der Geschwindigkeitsverteilung eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers mit dem Ultraschallimpuls-Dopplerverfahren anzeigen kann, wird ein Ultraschallwellen-Parallelempfangskonzept verwendet, um die Bildherstellungszeit zu verkürzen, wobei zumindest einer oder die Kombination der folgenden Vorteile a) bis d) erzielt wird:

a) Die Bildwechselfrequenz kann vergrößert werden.

Somit kann das Flimmern eines dargestellten Bildes minimal gemacht werden.

b) Die Abtastzeilendichte kann vergrößert werden. Somit kann ein detaillierteres Bild des Verteilungsbildes der Geschwindigkeitsverteilung eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers dargestellt werden.

c) Der Abtastbereich kann verbreitert werden. Somit kann der Diagnosebereich ausgedehnt werden, um einen breiteren Bereich zu erfassen.

d) Die Tiefe der Diagnose kann vergrößert werden. Dies erweist sich als vorteilhaft zur Darstellung eines Bildes der Geschwindigkeitsverteilung von beispielsweise einer Blutströmung, die längs der Hauptachse des Herzens fließt.

(2) Durch die Verwendung von zweifachlöschenden Komplexsignallöschern mit Rückkopplung können beispielsweise Reflexionssignalkomponenten von einem sich bewegenden Teil geringer Geschwindigkeit, wie z.B. der Herzwand und/oder einem stationären Teil ausreichend entfernt oder unterdrückt werden, so daß eine Blutströmung, die sich mit einer höheren Geschwindigkeit als einer vorgegebenen Geschwindigkeit bewegt, mit ausreichender Signalintensität abgetastet werden kann.

(3) Aufgrund des Vorteils (2) wird das Geschwindigkeitsansprechverhalten des Löschers für ein Blutströmungssignal, das eine Blutströmung angibt, welche sich 0 mit höherer Geschwindigkeit als ein vorgegebener Wert bewegt, ausreichend flach, so daß der Geschwindigkeitsoperator die Geschwindigkeitsverteilung der Blutströmung im lebenden Körper genau berechnen kann.

(4) Wenn die Werte K₁ und K_ in dem Ausdruck für die Relation zwischen dem Eingangssignal und dem Ausgangssignal des zweifachlöschenden Komplexsignallösehers

- 30 - 36C5163

gemäß (2) geeignet gewählt werden, um das gewünschte Geschwindigkeitsansprechverhalten zu erzielen, kann der Bereich der darzustellenden Dopplerfrequenzverschiebung in der gewünschten Weise geändert werden. 5

(5) Durch die Verwendung der 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrektur schaltungen zum Korrigieren von Fehlern der empfangenen Signale aufgrund der Empfangsempfindlichkeitsdifferenz zwischen den parallelen Empfängerphasenschaltungen können ein Tomographenbild guter Qualität, das im wesentlichen frei von Bildfehlern ist, und ein Bild der Geschwindigkeitsverteilung eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers dargestellt werden.

(6) Aufgrund der Vorteile (1), (2), (3), (4) und (5) kann eine größere Informationsmenge für die Diagnose eines inneren Organes eines lebenden Körpers erhalten werden, so daß sich die Diagnosegenauigkeit stark verbessern läßt.

Bei dem erfindungsgemäßen Diagnosegerät können zahlreiche Modifizierungen vorgenommen werden. Auch wenn ein Parallelempfangskonzept mit zwei Richtungen oder zwei Kanälen bei der beschriebenen Ausführungsform verwendet wird, kann beispielsweise auch ein Parallelempfangsschema mit drei Richtungen oder drei Kanälen bzw. einer Vielzahl von Richtungen bzw. Kanälen verwendet werden, wenn dies erforderlich ist. Auch wenn bei der beschriebenen Ausführungs⁴-form 2-Kanal zweifachlöschende Komplexsignallöscher mit Rückkopplung angegeben sind, können stattdessen auch mehrfachlöschende Löscher, wie z.B. dreifachlöschende oder vierfachlöschende Löscher sowie mehrfachlöschende Löscher verwendet werden, wie z.B. 3-Kanal oder 4-Kanal Löscher.

Claims

STItKIII, SC1IIIJBE-L-IIOPf (31!OHNIXTS SCHULZ η ^ ρ r— .j /-* S-^ ι'λτκ.ν;t.y.\\väi.ti·: iu:hoim-:a.\ ιάτκ.ντ attouxkvs O O ' ' ^ HITACHI MEDICAL CORPORATION DEA-27 540 18. Februar 1986 Ultraschalldiagnosegerät Patentansprüche

1. Ultraschalldiagnosegerät, gekennzei c h net durch

eine Einrichtung (1) zum Aussenden eines Ultraschallimpulsstrahles in Richtung eines sich bewegenden

inneren Teiles eines lebenden Körpers mit konstanter Wiederholungsfrequenz und zum Empfangen der reflektierten Welle von dem sich bewegenden inneren Teil des lebenden Körpers;
10

parallele Empfängerphasenschaltungen (4, 5) , um das empfangene Signal parallel in einer Vielzahl von Kanälen gleichzeitig zu empfangen und in Phase zu bringen;
15

eine Wandlereinrichtung (6-9) zum Mischen der empfangenen Signale der Vielzahl von Kanälen mit einem

Satz von komplexen Referenzsignalen mit einer η-fachen Frequenz (n = ganze Zahl) der konstanten Wiederholungsfrequenz des ausgesendeten Ultraschallimpulsstrahles und einer komplexen Relation untereinander, so daß die empfangenen Signale in komplexe Signale umgewandelt werden;

Autokorrelatoren (104, 105) zur Verzögerung der komplexen Signale und zur Berechnung der Autokorrelation der komplexen Signale;

Geschwindigkeitsoperatoren (106, 107) zur Berechnung der Geschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers auf der Basis der berechneten Autokorrelation; und

eine Anzeigeeinheit (24) zur Anzeige des Meßergebnisses der Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers. 0

2. Gerät nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch mehrfachlöschende Vielkanal-Komplexsignallöscher (102, 102', 103, 103') mit Rückkopplung, um aus den komplexen Signalen die Signalkomponenten zu entfernen, die von einem sich bewegenden Teil niedriger Geschwindigkeit und/oder einem stationären Teil des lebenden Körpers reflektiert werden.

3. Gerät nach Anspruch 1 oder 2,

gekennzeichnet durch erste Verarbeitungeinrichtungen mit einem ersten Operator zum Wichten von Signalen, die durch paralleles gleichzeitiges Empfangen der reflektierten Welle des zu dem und in den lebenden Körper ausgesendeten Ultraschallimpulsstrahles erhalten werden, und mit einem zweiten Operator zum Wichten von dem einen der gleichzeitig empfangenen Signale und dem nächsten benachbarten empfangenen Signal;

und durch eine zweite Verarbeitungseinrichtung mit einem dritten Operator zum Wichten der Blutströmungssignale, die gleichzeitig und parallel empfangen und dann kodiert werden, und mit einem vierten Operator zum Wichten von einem der gleichzeitig empfangenen und kodierten Blutströmungssignale und dem nächsten benachbarten kodierten Blutströmungssignal.