DE3605163C2

DE3605163C2 - Ultraschall-Diagnosegerät

Info

Publication number: DE3605163C2
Application number: DE3605163A
Authority: DE
Inventors: Satoshi Tamano; Yukio Ito; Shinji Kishimoto; Yutaka Sato
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1985-02-19
Filing date: 1986-02-18
Publication date: 1996-11-07
Anticipated expiration: 2006-02-19
Also published as: DE3605163A1; US4742830A; JPS61191345A; JPH0614930B2

Description

Ein Ultraschall-Diagnosegerät mit den im Oberbegriff des Anspruchs 1 angegebenen Merkmalen ist aus EP 0 092 841 A2 be kannt.

Die Anordnung gemäß dieser Veröffentlichung verwendet ein übliches Sende-/Empfangs-Schema, so daß die Empfangs richtung eines Ultraschallstrahles, der von einem Ultra schallmeßfühler ausgesendet wird, die gleiche ist wie die Senderichtung. Unter Verwendung eines derartigen Kon zeptes wird die Geschwindigkeitsverteilung eines inneren, sich bewegenden Teiles eines lebenden Körpers mit dem Ultraschallstrahl gemessen, und der mit dem Ultraschall strahl abgetastete Punkt wird ganz allmählich sukzessive verschoben, um ein zweidimensionales Bild der Geschwin digkeitsverteilung 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 Empfangszyklen in derselben Richtung des lebenden Körpers vorgenommen werden. Aufgrund einer begrenzten Bildfertigstellungszeit, die auf der Geschwindigkeit des Ultraschallstrahles beruht, war jedoch die Bildwechsel frequenz des in Realzeit angezeigten Bildes notwendiger weise nicht zufriedenstellend. Genauer gesagt, eine Zeit dauer von ungefähr 1,3 µs 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 × 180 µs für die Ultraschallwelle erforderlich, um eine Hin- und Herbewe gung über eine Strecke von 180 mm durchzuführen. Im übri gen muß, wenn der sogenannte Ultraschall-Dopplereffekt verwendet wird, um die Geschwindigkeit und die Geschwin digkeitsverteilung einer Blutströmung zu messen, um die zur Diagnose erforderlichen Daten zu erhalten, der Ultra schallstrahl viele Male ausgesendet werden. Nehmen wir beispielsweise an, daß der Ultraschallstrahl zehnmal in einer Richtung ausgesendet wird, um ein Objekt zu unter suchen, das sich in einer Tiefe von 180 mm befindet. In einem solchen Falle ist eine Zeitdauer von ungefähr 1,3 × 180 × 10 µs erforderlich. Nimmt man weiterhin an, daß 50 Abtastlinien erforderlich sind, um ein Schirmbild fertigzustellen, dann ist eine Bildfertigstellungszeit erforderlich, die ungefähr 1,3 × 180 × 10 × 50 µs aus macht.

Weiterhin gibt es bewegliche innere Teile niedriger Ge schwindigkeit, wie z. B. die Wand des Herzens. Die Bewe gungsgeschwindigkeit eines derartigen, sich bewegenden Teiles ist erheblich niedriger im Vergleich mit der der Blutströmung, welche das Meßobjekt darstellt, jedoch ist die Intensität der reflektierten Welle von einem derartigen, sich bewegenden Teil niedriger Geschwindigkeit sehr hoch im Vergleich mit der der Blutströmung. Somit beein trächtigt dieses sich bewegende Teil niedriger Geschwin digkeit die genaue Messung der Bewegungsgeschwindigkeit der Blutströmung. Signalkomponenten, die von einem sich bewegenden Teil niedriger Geschwindigkeit oder einem stationären Teil reflektiert werden, haben Frequenzen, die mehr oder weniger dicht bei der Sendefrequenz liegen. Somit hat das oben erwähnte, bekannte Verfahren unter Verwendung eines einkanaligen Festziel-Unterdrückungsfilters (MTI-Filter) 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 Bewegungsgeschwin digkeit eines sich bewegenden inneren Teiles eines leben den Körpers anzuzeigen. Das Bild, das tatsächlich auf der Anzeigeeinheit angezeigt wird, hat eine grobe Dichte von Abtastzeilen, d. h. ein Muster, das einem kaputten Regen schirm ähnlichsieht, wie es mit ausgezogenen Linien im Bereich A in der rechten Hälfte von Fig. 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 an gezeigte Bild ein ähnliches Muster wie Kammzähne. Somit hat ein herkömmliches Gerät den Nachteil, daß die Dichte der Abtastzeilen klein und das Auflösungsvermögen gering sind.

Aus US 4 254 662 ist es bekannt, mit parallelen Signal verarbeitungskanälen zu arbeiten, wodurch der bei dem ein gangs erwähnten Gerät verhältnismäßig langsame Bildaufbau be schleunigt wird.

Aus US 4 468 747 ist es ferner bekannt, bei der bildli chen Darstellung von Informationen in Form von in Zeilen und Spalten angeordneten Matrixpunkten an bestimmten Schnittpunk ten Datenwerte abzuleiten und durch Interpolation derart wei terzuverarbeiten, daß sogenannte Moir´-Erscheinungen vermie den werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, bei einem Ul traschall-Diagnosegerät der eingangs bezeichneten Art, das zur Verbesserung der Bildqualität mit zwei oder mehreren Si gnalverarbeitungskanälen arbeitet, solche Bildbeeinträchti gungen zu vermeiden, die auf zwischen den Kanälen auftreten den Pegeldifferenzen beruhen.

Die erfindungsgemäße Lösung dieser Aufgabe ist im Kenn zeichenteil des Anspruchs 1 dargelegt. Vorteilhafte Weiter bildungen ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der Beschreibung von Ausführungsbeispielen und unter Bezugnahme auf die bei liegende Zeichnung näher erläutert. Die Zeichnung zeigt in

Fig. 1 ein Blockschaltbild zur schematischen Erläu terung des allgemeinen Aufbaus einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Ultra schalldiagnosegerätes;

Fig. 2 ein Blockschaltbild zur Erläuterung von Einzel heiten des Aufbaus der parallelen Empfangs- und Phaseneinrichtung gemäß Fig. 1;

Fig. 3 und 4 schematische Darstellungen zur Erläute rung des Prinzips von zwei verschiedenen Formen des parallelen Empfangskonzeptes, das gemäß der Erfindung verwendet wird;

Fig. 5 bis 8 Beispiele von Bildern, die mit dem parallelen Empfangskonzept zur Anzeige gebracht werden;

Fig. 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;

Fig. 10 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des Aufbaus eines herkömmlichen, einfachen MTI-Filters;

Fig. 11 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des Aufbaus eines zweistufigen MTI-Filters mit Rückkopplung gemäß Fig. 1;

Fig. 12 Geschwindigkeitsansprechkurven des einfachen MTI-Filters und des zweistufigen MTI-Filters mit Rückkopplung, und zwar im Vergleich mit einem idealen MTI-Filter;

Fig. 13 Frequenzcharakteristiken der Eingangssignale der MTI-Filter gemäß Fig. 10 und 11 im Vergleich mit der eines Eingangssignals beim idealen MTI-Filter;

Fig. 14 Frequenzcharakteristiken des einfachen MTI-Filters, des zweistufigen MTI-Filters mit Rückkopplung und des idealen MTI-Filters, wenn Eingangssignale gemäß Fig. 13 verwendet werden;

Fig. 15 ein Blockschaltbild zur Erläuterung von Einzel heiten des Aufbaus eines zweistufigen MTI-Filters mit Rückkopplung gemäß Fig. 11; und in

Fig. 16 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des Aufbaus einer zweikanaligen Pegeldifferenz-Korrektur schaltung, die als eine die Empfangsempfindlich keit korrigierende arithmetische Schaltung arbeitet.

Fig. 1 zeigt schematisch den allgemeinen Aufbau einer bevorzugten Ausführungsform des Ultraschalldiagnosegerätes gemäß der Erfindung. Ein Ultraschall-Meßfühler 1 zum Aus senden und Empfangen eines Ultraschallimpulsstrahles ist in Form eines Schwingers oder Wandlers ausgebildet, bei dem n streifenförmige-Vibratorelemente #1 bis #n in der Weise angeordnet sind, wie es Fig. 2 zeigt. Die n Elemen te #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 n Elementen #1 bis #n aus, um die gewählten k Elemente mit einem Sendeimpuls geber 3A (P₁ bis P₅) 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 Impulsausgangs signal erzeugt. Andererseits ist der Ausgang des Empfän gerverstärkers 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 Vibra torelemente mit verschiedenen Empfangsrichtwirkungen arbeiten können. Einzelheiten eines derartigen Parallel empfangskonzeptes, 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 Kom plexsignalwandler 100 und 101 umfassen einen Satz von Mischern 6 und 7, die jeweils einen Phasendetektor ent halten, 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 Empfängerphasen schaltungen 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 Frequenz, die der Wiederholungsfrequenz 70 des Ultra schallimpulsstrahles entspricht, der von dem Ultraschall meßfühler 1 ausgesendet wird. Die Phase des komplexen Referenzsignals 71 ist um 90° von einem Phasenschieber 12 verschoben, um das andere komplexe Referenzsignal 72 zu bilden, das verwendet wird, um Information über die Bewe gungsrichtung von beispielsweise der Blutströmung zu liefern. Die Mischer 6, 7, 8 und 9 erzeugen komplexe Signale, die dem empfangenen Hochfrequenzsignal entspre chen. 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 de moduliert 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 2π f_d t (1)
sin 2π f_d t (2),

wobei f_d eine Doppler-Verschiebungsfrequenz ist.

Somit wird das Empfangssignal in komplexe Signale umge wandelt, die einen reellen Anteil gemäß dem Ausdruck (1) und einen imaginären Anteil gemäß dem Ausdruck (2) ent halten, und diese beiden Signale können durch den nach stehenden komplexen Ausdruck (3) ausgedrückt werden:

Z₁ = cos 2π f_d t + 1 sin 2π f_d t (3).

Die so erhaltenen Signale Z₁ als Resultat der komplexen Umwandlung werden dann von Analog/Digital-Wandlern 85, 86, 87 und 88 in digitale Signale umgewandelt, und die digita len Ausgangssignale der Analog/Digital-Wandler 85, 86, 87 und 88 werden dann an einen zweistufigen MTI-Filter, nachfolgend auch zweifachlöschender Komplex signallöscher 102, 102′, 103 bzw. 103′ genannt, mit Rückkopplung angelegt, welche eine Form von mehrfachlöschenden Komplex signallöschern mit Rückkopplung bilden. Ein Taktsignal 73 wird von der Synchronisationsschaltung 11 an die Analog/Digi tal-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 Signalkomponenten von einem sich bewegenden inneren Teil geringer Geschwindigkeit oder einem statio nären inneren Teil des lebenden Körpers keine ernstli che 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 Ver teilung der Bewegungsgeschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teiles der lebenden Körpers auf der Basis der komplexen Signale der Kanäle A und B zu messen, die je weils die Doppler-Komponente enthalten, die von den Kom plexsignalwandlern 100 und 101 ermittelt wird.

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

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

S = R + iI (4)
S = R′ + iI′ (5),

wobei R und R′ die reellen Komponenten der Ausgangssignale der Autokorrelatoren und I und I′ die imaginären Kompo nenten der Ausgangssignale der Autokorrelatoren sind.

Winkelverschiebungen θ und θ′ der Ausgangssignale S und S′ der Autokorrelatoren werden von Geschwindigkeitsopera toren 106 und 107 gemäß den nachstehenden Ausdrücken (6) und (7) berechnet:

θ = tan^-1 I/R = 2π f_d T (6)
θ′ = tan^-1 I′/R′ = 2π f_d′ T (7),

wobei f_d und f_d′ Doppler-Verschiebungsfrequenzen sind und T die Wiederholungsperiode des aus gesendeten Ultraschall impulsstrahles ist.

Somit können die Doppler-Verschiebungsfrequenzen f_d und f_d′ sehr leicht mit den Geschwindigkeitsoperatoren 106 und 107 auf der Basis der Winkelverschiebungen θ und θ′ und gemäß den nachstehenden Ausdrücken (8) bzw. (9) berechnet werden:

f_d = θ/2π T (8)
f_d′ = θ′/2π T (9).

Genauer gesagt, da die Sendewiederholungsperiode T kon stant ist, sind die Verschiebungswinkel θ und θ′ propor tional zu den Doppler-Verschiebungsfrequenzen f_d und f_d′ und somit der Geschwindigkeit der Blutströmung. Da außer dem die Korrelationskomponenten I, R, I′ und R′ positiv bzw. negativ sind, können die Verschiebungswinkel θ und θ′ innerhalb des Winkelbereiches von ±π gemessen werden, so daß die Richtung der Bewegungsgeschwindigkeit gemessen werden kann.

Um die Werte der Verschiebungswinkel θ und θ′ aus den Ausdrücken (6) und (7) auf der Basis der Werte von I, I′, R und R′ zu berechnen, wird eine Tabelle der Werte von θ und θ′, die denen von I, I′, R und R′ entsprechen, vorher in einem Festwertspeicher (ROM) gespeichert, und auf der Grundlage dieser Tabelle können die Werte von θ und θ′, die den Eingangssignalen I, I′, R und R′ entsprechen, aus dem ROM ausgelesen und mit hoher Geschwindigkeit be rechnet werden.

Um ein zweidimensionales Bild der Bewegungsgeschwindig keitsverteilung der Blutströmung auf einer Anzeigeeinheit 24 auf der Basis der Berechnungsergebnisse anzuzeigen, 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 Empfängerphasenschaltung 5 des Kanals B in dem parallelen Empfangssystem vorliegen, kann das Bild der Bewegungsgeschwindigkeitsverteilung von beispielsweise der Blutströmung, das auf der Anzeigeein heit 24 angezeigt wird, in Abhängigkeit von der Richtung der Aussendung und des Empfangs des Ultraschallimpuls strahles gestört werden. Tatsächlich existieren eine der artige Pegeldifferenz und eine Rauschdifferenz.

Eine Empfindlichkeits-Korrekturschaltung 54, die nach stehend auch als 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung bezeichnet ist, ist vorgesehen, so daß derartige Störun gen, die für die Diagnose unerwünscht sind, nicht in dem Blutströmungs-Geschwindigkeitsverteilungsbild wegen der Empfangsempfindlichkeit-Pegeldifferenz und der Rausch differenz zwischen den Empfängerphasenschaltungen 4 und 5 der Kanäle A und B auftreten können. Der Aufbau und die Arbeitsweise dieser 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrektur schaltung 54 sind im einzelnen in der japanischen Patent anmeldung Nr. 59-255920 beschrieben.

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

wobei M eine aus den Versuchsergebnissen bestimmte reelle Zahl ist, D ein empfindlichkeitskorrigiertes kodiertes Blutströmungssignal ist, D_n ein kodiertes Blutströmungs signal 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 Ultra schallimpulsstrahl empfangen, in einer Reihenfolge nach rechts angeordnet sind, und D_o ist ein kodiertes Blut strömungssignal, welches das nächste, dem Signal D_n auf der rechten Seite benachbarte Signal ist.

Der Aufbau von einer derartigen 2-Kanal Pegeldifferenz- Korrekturschaltung 54 ist in Fig. 16 dargestellt. Gemäß Fig. 16 enthält die 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrektur schaltung 54 einen ersten Operator 60, um die kodierten Blutströmungssignale E_iA und E_iB 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 Ausgangs signal E_oB zu erzeugen; die Korrekturschaltung 54 umfaßt ferner einen Leitungsspeicher 61, um beispielsweise das kodierte Blutströmungssignal E_iB das zu dem Kanal B ge hört, zu speichern; sowie einen zweiten Operator (62), um das kodierte Blutströmungssignal E_iA und das nächste benachbarte Blutströmungssignal E_iB zu wichten und daraus ein Ausgangssignal E_oA zu erzeugen. Die Operatoren 60 und 62 sowie der Leitungsspeicher 61 werden von der Synchro nisationsschaltung 11 gesteuert.

Durch die Verwendung der 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrektur schaltung 54 mit einem Aufbau gemäß Fig. 16 kann eine Störung der richtigen Darstellung der Leuchtdichte eines dargestellten Bildes der zweidimensionalen Geschwindig keitsverteilung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers, die auf der Empfangsempfindlichkeits- 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.

Im folgenden wird erneut auf Fig. 1 Bezug genommen. Ein Bildspeicher 20 speichert die Ausgangssignale E_oA und E_oB der 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung 54.

Ein Adressengenerator 21 erzeugt Adressensignale zum Ein schreiben 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-Modula tionssignal) um, und dieses Signal wird über einen Um schalter 23 an die Anzeigeeinheit 24 angelegt, um ein Bewegungsgeschwindigkeits-Verteilungsbild der B-Betriebs art 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 5 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 Ope rator 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-Korrek turschaltung 55 ist der gleiche wie der der Schaltung 54 gemäß Fig. 16.

Die korrigierten Ausgangssignale der 2-Kanal Pegeldiffe renz-Korrekturschaltung 55 werden in einen Bildspeicher 20′ eingeschrieben. Das aus dem Bildspeicher 20′ ausge lesene 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 Anzeigeein heit 24 angelegt. Das übliche Tomographenbild und das Bewegungsgeschwindigkeits-Verteilungsbild können selek tiv oder in überlagerter Weise auf der Anzeige 24 an gezeigt 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 Berech nungsergebnis der Geschwindigkeit entsprechen, und es wird eine Farbkathodenstrahlröhre in der Anzeigeeinheit 24 verwendet, um eine Farbanzeige des Bildes der Bewe gungsgeschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teiles des lebenden Körpers zu liefern.

Das Parallelempfangskonzept 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 Ultraschall-Vibratorelemente durch sehr geringfügiges Ändern der Richtungen der Aussendung und des Empfangs der Ultraschallwelle werden Ultraschallwellen von ver schiedenen Gruppen von Ultraschall-Vibratorelementen mit verschiedenen Senderichtfaktoren und Empfangsricht faktoren ausgesendet und empfangen, und die dazwischen liegenden Richtfaktoren zwischen den Senderichtfaktoren und den Empfangsrichtfaktoren werden als Gesamtrichtfak toren gewählt, wie es beispielsweise in der japanischen Patentveröffentlichung Nr. 57-35653 angegeben ist. Dieses Verfahren wird nachstehend unter Bezugnahme auf Fig. 3 näher erläutert.

Wenn bei der Anordnung gemäß Fig. 3 die streifenförmigen Vibratorelemente #1 bis #5 unter den n Elementen des Ultra schall-Meßfühlers erregt werden, wird der Ultraschall impulsstrahl 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 R₂ 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 TR₂.

Gemäß einem zweiten Verfahren sendet und empfängt die selbe Elementengruppe Ultraschallwellen, und das empfan gene Signal wird an zwei Empfängerphasenschaltungen mit verschiedenen Richtfaktoren angelegt, wie es in der japanischen Patentveröffentlichung Nr. 56-20017 angege ben ist. Dieses Verfahren wird nachstehend unter Bezug nahme auf Fig. 4 näher erläutert.

Bei der Anordnung gemäß Fig. 4 sind streifenförmige Vibra torelemente #1 bis #5 mit Verzögerungsschaltungen τ_A1 bis τ_A5 bzw. Verzögerungsschaltungen τ_B1 bis τ_B5 verbunden. Die Verzögerungsschaltungen τ_A1 bis τ_A5 sind mit einem Addierer 200 verbunden, und die Verzögerungsschaltungen τ_B1 bis τ_B5 sind mit einem weiteren Addierer 200′ verbunden. Die Verzögerungszeiten der einzelnen Verzögerungsschaltun gen τ_A1 bis τ_A5 oder τ_B1 bis τ_B5 entsprechen den Zeitdiffe renzen der von einem Punkt A oder B kommenden Ultraschall welle, bis sie bei den jeweiligen Elementen #1 bis #5 an kommt. Das bedeutet, die Verzögerungszeiten der einzelnen Verzögerungsschaltungen τ_A1 bis τ_A5 oder τ_B1 bis τ_B5 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 Verzögerungs schaltungen τ_A1 bis τ_A5 oder τ_B1 bis τ_B5 an den Eingangs anschlüssen des Addierers 200 oder 200′ dieselbe Phase haben. Somit können die beiden Gruppen derselben Empfänger elemente Richtfaktoren in zwei Richtungen liefern.

Fig. 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 Bild wechselfrequenz 15 Bilder pro Sekunde ausmacht. Wenn das erwähnte Parallelempfangskonzept auf eine derartige Bild anzeigebetriebsart angewendet wird, ist die erforderliche Anzahl von Sendezeiten eines Ultraschallimpulsstrahles in den lebenden Körper 25, was 25 Abtastzeilen entspricht, die in Fig. 5 mit ausgezogenen Linien angedeutet sind. Wenn daher der Abtastbereich, die Anzahl von Abtastlinien oder -zeilen und die Diagnosetiefe im Falle einer herkömm lichen Diagnose die gleichen sind wie oben beschrieben, so kann die Bildfertigstellungszeit auf etwa 1/2 der bislang erforderlichen Zeit verkürzt werden. Das bedeu tet, 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 Fig. 5 dargestellt ist, die Anzahl von Abtast zeilen oder -linien auf etwa den doppelten Wert oder 100 pro Schirmbild erhöht werden, wie es Fig. 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 Fig. 5, kann außerdem der Abtastbereich auf den doppelten Wert oder 100° ver größert werden, wie es Fig. 7 zeigt. Wenn der Abtastbe reich, die Anzahl der Abtastlinien oder -zeilen und die Bildwechselfrequenz die gleichen Werte haben wie bei dem Falle gemäß Fig. 5, kann auch die Tiefe der Diagnose nahezu verdoppelt und auf einen Wert von 200 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.
(2) Wenn die Anzahl der Abtastlinien oder -zeilen ge ändert wird, kann
- a) die Abtastzeilendichte erhöht und
- b) der Abtastbereich verbreitert werden.

Wenn somit das Parallelempfangskonzept unter den gleichen Bedingungen angewendet wird, die in der rechten Hälfte von Fig. 9 in dem Bereich A mit ausgezogenen Linien dar gestellt 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 aus gezogenen Linien und gestrichelten Linien darge stellt, wie es in der linken Hälfte B von Fig. 9 darge stellt ist. Somit ist das Auflösungsvermögen hoch genug, um eine erfolgreiche Messung der Geschwindigkeitsvertei lung eines tiefsten inneren sich bewegenden Teiles eines lebenden Körpers zu erhalten, und es kann ein Bild, das die Geschwindigkeitsverteilung des inneren sich bewegen den 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 schallsignal ermittelt wird.

Gemäß der Erfindung sind die 2-Kanal zweifachlöschenden Komplexsignallöscher 102, 102′, 103 und 103′ mit Rück kopplung, welche eine Form der mehrfachlöschenden Viel kanal-Komplexsignallöscher mit Rückkopplung bilden, so vorgesehen, daß eine Dopplerkomponenten tragende Informa tion 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 sta tionären inneren Teil und einem sich bewegenden inneren Teil geringer Geschwindigkeit des lebenden Körpers, die eine starke Beeinträchtigung der Messung der Geschwindig keit der Blutströmung bilden, entfernt werden können.

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

Bei der Anordnung gemäß Fig. 10 umfaßt der einfach löschende 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 auf gebaut sein, deren Anzahl gleich der Anzahl von Taktim pulsen ist, die in einer Periode T auftreten. Der Sub trahierer 124 ist an die Verzögerungsleitung 122 ange schlossen, und in dem Subtrahierer 124 wird die Diffe renz 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_i und dem Ausgangssignal E_o ist durch den nachstehenden Ausdruck (11) gegeben:

E_o = E_i (e^-PT - 1) (11),

wobei P = jw und w = Winkelgeschwindigkeit.

Das Resultat der Frequenzanalyse des demodulierten Ultraschallsignals, d. h. das Eingangssignal des Löschers, ist in Fig. 13 dargestellt. Aus Fig. 13 ergibt sich, daß Frequenzkomponenten B₁ bis B₄ 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 A₄ eines Dopplerverschiebungs-Frequenzsignals vorhanden sind, das von einem sich bewegenden Teil hoher Geschwindigkeit reflektiert wird, wie z. B. der Blutströmung. Die Frequenz komponenten B₁ und B₄ 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.

Fig. 12 zeigt bei C das Geschwindigkeitsansprechverhalten eines idealen Löschers, der vollständig Frequenzkompo nenten eines Signals aussondert, die von einem sich be wegenden Teil geringer Geschwindigkeit oder einem sta tionären Teil eines lebenden Körpers reflektiert wird, und der nur die Frequenzkomponente eines Signals mit Doppler verschiebung durch ein sich bewegendes Teil hoher Ge schwindigkeit, wie z. B. eine Blutströmung, extrahiert. Wenn die Frequenzkomponenten des Löscher-Eingangssignals vorhanden sind, wie es Fig. 13 zeigt, so enthält das Ausgangssignal des idealen Löschers Frequenzkomponenten A_o1 bis A_o4, wie es Fig. 14 zeigt.

Aus Fig. 14 ergibt sich, daß die Signalkomponenten eines Signals, das von einem inneren Organ eines lebenden Kör pers, wie z. B. einem sich bewegenden Teil geringer Ge schwindigkeit, beispielsweise der Herzwand, oder einem als stationär betrachteten Teil reflektiert wird, voll ständig entfernt werden. Andererseits enthält das Ausgangs signal des einfachlöschenden Komplexsignallöschers gemäß Fig. 10 Frequenzkomponenten A₁₁ bis A₁₄ und B₁₁ bis B₁₄, wie es Fig. 14 zeigt. Somit können die Frequenzkompo nenten B₁ bis B₄ gemäß Fig. 13 nicht ausreichend ausge sondert werden.

Fig. 11 zeigt den Aufbau von einer Form eines zweifach löschenden Komplexsignallöschers 102, 102′, 103 und 103′ mit Rückkopplung, der bei dem erfindungsgemäßen Gerät Verwendung findet. Wie aus Fig. 11 ersichtlich, umfaßt der zweifachlöschende Komplexsignallöscher mit Rück kopplung Verzögerungsleitungen 112 und 113, Subtrahierer 114, 115 und 116, einen Addierer 117, eine erste Rück kopplungsschleife 118, um das Ausgangssignal der Verzö gerungsleitung 113, multipliziert mit dem Faktor K₁, von dem Eingangssignal E_i des Subtrahierers 114 abzuziehen, und eine zweite Rückkopplungsschleife 119, um das Ausgangs signal der Verzögerungsleitung 113, multipliziert mit dem Faktor K₂, zu dem Eingangssignal E₂ des Addierers 117 zu addieren. Die Relation zwischen dem Eingangssignal E_i und dem Ausgangssignal E_o des Löschers ist durch die nach stehende Gleichung (12) gegeben:

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

Das Geschwindigkeitsansprechverhalten des zweifachlöschen den Komplexsignallöschers ist durch die Kurve B in Fig. 12 gegeben.

Aus der Gleichung (12) ergibt sich, daß das Geschwindig keitsansprechverhalten dadurch geändert wird, daß die Werte von K₁ und K₂ geändert werden. Wenn beispielsweise K₁ und K₂ beide den Wert Null haben, so ist das Geschwin digkeitsansprechverhalten gegeben durch die Kurve B′ in Fig. 12. Wenn somit die Werte von K₁ und K₂ 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 ent fernt werden.

Bei der Darstellung gemäß Fig. 12 ist die Breite des konkaven Bereiches des Geschwindigkeitsansprechverhaltens des einfachlöschenden Komplexsignallöschers ohne Rück kopplung unter einem bestimmten Ansprechpegel P gegeben durch P₁, und die des zweifachlöschenden Komplexsignal löschers mit Rückkopplung ist gegeben durch P₂. Aus Fig. 12 ist ersichtlich, daß die Breite des konkaven Bereiches des Geschwindigkeitsansprechverhaltens des zwei fachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung kleiner ist als die des einfachlöschenden Komplexsignal löschers ohne Rückkopplung, so daß sogar eine Blutströ mungskomponente geringer Geschwindigkeit abgetastet werden kann. Das Problem, das bei einem zweifachlöschen den Komplexsignallöscher mit Rückkopplung auftritt, besteht darin, daß zwei Verzögerungsleitungsschaltungen erforderlich sind, was zu einer größeren Zahl von Ein schreibedaten führt. Dabei kann jedoch die Bildwechsel frequenz durch die Verwendung des Parallelempfangskonzep tes verbessert werden, so daß sich das erwähnte Problem lösen läßt.

Wenn die Frequenzkomponenten des Eingangssignals des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopp lung sich gemäß Fig. 13 darstellen lassen, so enthält das Ausgangssignal des Löschers Frequenzkomponenten A₂₁ bis A₂₄ und B₂₁ bis B₂₄, wie es Fig. 14 zeigt Wenn dieses Ausgangssignal verglichen wird mit dem Aus gangssignal (A₁₁ bis A₁₄, B₁₁ bis B₁₄) des einfach löschenden Komplexsignallöschers ohne Rückkopplung sowie dem Ausgangssignal (A₀₁ bis A₀₄) des idealen Löschers, so werden folgende Relationen erhalten:

A_1i < A_2i ≈ A_o1
B_1i < B_2i ≈ O

wobei i = 1 bis 4.

Somit ist der Betrieb des zweifachlöschenden Komplex signallöschers 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 Doppler verschiebung durch die Blutströmung ermöglicht.

Fig. 15 zeigt im einzelnen den Aufbau des zweifach löschenden Komplexsignallöschers mit Rückkopplung gemäß Fig. 11. Bei der Anordnung gemäß Fig. 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 Fig. 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 Aus gangssignal des Zwischenspeichers RC5 mit den Faktoren K₁ bzw. K₂ multiplizieren und dann die Multiplikations ergebnisse zum Addierer 117 bzw. Subtrahierer 114 zurück führen.

Die Rückkopplungswerte werden von der externen Steuerung 120 gesteuert, die einen Schalter aufweisen kann. Bei der erfindungsgemäßen Ausführungsform 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 Zwischen speicher RC1 und RC6 am Löschereingang 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 Ausgangssig nale der RAM-Speicher. Auf diese Weise werden vier demodu lierte Signale in den Löschern 102, 102′, 103 bzw. 103′ verarbeitet.

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

(1) In einem Ultraschalldiagnosegerät, das ein zweidi mensionales Bild der Geschwindigkeitsverteilung eines sich bewegenden inneren Teiles eines lebenden Körpers mit dem Ultraschallimpuls-Dopplerverfahren anzeigen kann, wird ein Ultraschallwellen-Parallel empfangskonzept verwendet, um die Bildherstellungs zeit 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 Ver teilungsbildes 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 Darstel lung eines Bildes der Geschwindigkeitsverteilung von beispielsweise einer Blutströmung, die längs der Hauptachse des Herzens fließt.
(2) Durch die Verwendung von zweifachlöschenden Komplex signallöschern mit Rückkopplung können beispielsweise Reflexions signalkomponenten von einem sich bewegenden Teil geringer Ge schwindigkeit, 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 Geschwindig keit bewegt, mit ausreichender Signalintensität ab getastet werden kann.
(3) Aufgrund des Vorteils (2) wird das Geschwindigkeits ansprechverhalten des Löschers für ein Blutströmungs signal, das eine Blutströmung angibt, welche sich mit höherer Geschwindigkeit als ein vorgegebener Wert bewegt, ausreichend flach, so daß der Geschwindig keitsoperator die Geschwindigkeitsverteilung der Blutströmung im lebenden Körper genau berechnen kann.
(4) Wenn die Werte K₁ und K₂ in dem Ausdruck für die Relation zwischen dem Eingangssignal und dem Ausgangs signal des zweifachlöschenden Komplexsignallöschers gemäß (2) geeignet gewählt werden, um das gewünschte Geschwindigkeitsansprechverhalten zu erzielen, kann der Bereich der darzustellenden Dopplerfrequenzver schiebung in der gewünschten Weise geändert werden.
(5) Durch die Verwendung der 2-Kanal Pegeldifferenz- Korrekturschaltungen zum Korrigieren von Fehlern der empfangenen Signale aufgrund der Empfangsempfindlich keitsdifferenz zwischen den parallelen Empfänger phasenschaltungen 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 erhal ten werden, so daß sich die Diagnosegenauigkeit stark verbessern läßt.

Bei dem erfindungsgemäßen Diagnosegerät können zahlreiche Modifizierungen vorgenommen werden. Auch wenn ein Parallel empfangskonzept 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 erfor derlich ist. Auch wenn bei der beschriebenen Ausführungs form 2-Kanal zweifachlöschende Komplexsignallöscher mit Rückkopplung angegeben sind, können statt dessen auch mehr fachlöschende Löscher, wie z. B. dreifachlöschende oder vierfachlöschende Löscher sowie mehrfachlöschende Löscher verwendet werden, wie z. B. 3-Kanal oder 4-Kanal Löscher.

Claims

Ultraschall-Diagnosegerät, umfassend
eine Einrichtung (1) zum Aussenden eines Ultraschallim pulsstrahls in Richtung eines sich bewegenden inneren Teils eines lebenden Körpers mit konstanter Wiederholungsfrequenz und zum Empfangen des von dem sich bewegenden Teil reflek tierten Signals,
eine Wandlereinrichtung (6 . . . 9) zum Mischen des empfan genen Signals mit zueinander komplexen Referenzsignalen einer Frequenz, die das n-fache (n = ganze Zahl) der Wiederholungs frequenz des ausgesendeten Ultraschallimpulsstrahls beträgt, um das empfangenen Signal in komplexe Signale umzuwandeln,
einen Autokorrelator (104, 105) zur Verzögerung der kom plexen Signale und zur Berechnung der Autokorrelation zwi schen diesen,
einen Geschwindigkeitsoperator (106, 107) zur Berechnung der Geschwindigkeit des sich bewegenden inneren Teils aufgrund der berechneten Autokorrelation, und
eine mit dem empfangenen Signal und mit dem Ausgangssignal des Geschwindigkeitsoperators (106, 107) gespeiste Anzeigeein heit (24) zur Anzeige der Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teils,
dadurch gekennzeichnet,
daß mindestens zwei Signalverarbeitungskanäle vorgesehen sind, deren jeder eine Wandlereinrichtung (6 . . . 9), einen Auto korrelator (104, 105) und einen Geschwindigkeitsoperator (106, 107) aufweist,
daß das empfangene Signal über eine Empfängerphasen schaltung (4, 5) jedem der Kanäle phasengesteuert zugeführt wird, und
daß die der Anzeigeeinheit (24) zugeführten Ausgangssi gnale der Empfängerphasenschaltung (4, 5) und der Geschwin digkeitsoperatoren (106, 107) jeweils eine Korrekturschaltung (54, 55) durchlaufen, deren jede einen ersten Operator (60) aufweist, der die gleichzeitig empfangenen Signale aller Ka näle mit einem vorbestimmten Wichtungsfaktor (M) multipli ziert, sowie einen zweiten Operator (62), der das Signal ei nes Kanals und das zu einem benachbarten Zeitpunkt empfangene Signal eines anderen Kanals mit dem vorbestimmten Wichtungs faktor (M) multipliziert, um Pegeldifferenzen zwischen den Kanälen auszugleichen.