DE3605164C2 - Ultraschalldiagnosegerät - Google Patents
UltraschalldiagnosegerätInfo
- Publication number
- DE3605164C2 DE3605164C2 DE3605164A DE3605164A DE3605164C2 DE 3605164 C2 DE3605164 C2 DE 3605164C2 DE 3605164 A DE3605164 A DE 3605164A DE 3605164 A DE3605164 A DE 3605164A DE 3605164 C2 DE3605164 C2 DE 3605164C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- signal
- signals
- speed
- channels
- circuit
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/02—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems using reflection of acoustic waves
- G01S15/50—Systems of measurement, based on relative movement of the target
- G01S15/58—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems
- G01S15/582—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems using transmission of interrupted pulse-modulated waves and based upon the Doppler effect resulting from movement of targets
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8909—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
- G01S15/8915—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array
- G01S15/8918—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array the array being linear
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences
- G01S7/52095—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences using multiline receive beamforming
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
Die Erfindung betrifft ein Ultraschall-Diagnosegerät, mit dem
sich die Verteilung der Bewegungsgeschwindigkeit eines sich
bewegenden inneren Teils eines lebenden Körpers erfassen und
darstellen läßt.
Innere Körperorgane, beispielsweise Herzwände, bewegen sich
im Vergleich mit der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes
langsam. Signalkomponenten, die von sich langsam bewegenden
oder stationären Teilen reflektiert werden, haben Frequenzen,
die mehr oder weniger dicht bei der Wiederholungsfrequenz des
messenden Ultraschallimpulsstrahls liegen, und beeinträchtigen
daher die Meßgenauigkeit.
Aus EP-0 092 841 A2 ist ein Ultraschall-Diagnosegerät mit den
im Oberbegriff des Anspruchs 1 angegebenen Merkmalen bekannt,
das mit einem einkanaligen Filter arbeitet. Wie in der nach
stehenden Beschreibung anhand der Fig. 10 bis 12 und 14
näher erläutert, vermag das bekannte Ultraschall-Diagnosege
rät Signalkomponenten, die von sich langsam bewegenden oder
stationären Organen stammen, gegenüber auf sich schneller be
wegende Objekte (insbesondere Blutströmung) bezogenen Nutzsi
gnalkomponenten nicht hinreichend zu trennen.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Ultra
schall-Diagnosegerät anzugeben, bei dem Reflexionssignale,
die von sich schneller bewegenden Objekten stammen, von sol
chen möglichst gut zu trennen, die von sich langsam bewegen
den oder stationären Teilen ausgehen.
Die erfindungsgemäße Lösung dieser Aufgabe ist im Anspruch 1
gekennzeichnet. Die aus der erfindungsgemäß eingesetzten
Mehrkanal-Signalfiltereinrichtung gewonnenen Vorteile werden
ebenfalls in der nachstehenden Beschreibung - insbesondere
anhand der Fig. 12 bis 14 näher erläutert.
In der folgenden Beschreibung und in den Zeichnungen wird für
den in Anspruch 1 benutzten Ausdruck "Filter" auch der Be
griff "Löscher" bzw. "Signallöscher" im Sinne der in der eng
lischen Fachsprache üblichen Ausdrücke "canceller", "signal
canceller" verwendet.
Ausführungsbeispiele der Beschreibung werden nachstehend an
hand der Zeichnungen näher erläutert. Darin zeigt:
Fig. 1 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des allgemeinen
Aufbaus einer Ausführungsform eines Ultra
schall-Diagnosegerätes;
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, einfachlöschenden Komplex
signallöschers;
Fig. 11 ein Blockschaltbild zur Erläuterung des Aufbaus
eines zweifachlöschenden Komplexsignallöschers
mit Rückkopplung gemäß Fig. 1;
Fig. 12 Geschwindigkeitsansprechkurven des einfach
löschenden Komplexsignallöschers und des zwei
fachlöschenden Komplexsignallöschers mit Rück
kopplung, und zwar im Vergleich mit einem idealen
Komplexsignallöscher;
Fig. 13 Frequenzcharakteristiken der Eingangssignale
der Löscher gemäß Fig. 10 und 11 im Vergleich
mit der eines Eingangssignals beim idealen
Löscher;
Fig. 14 Frequenzcharakteristiken des einfachlöschenden
Komplexsignallöschers, des zweifachlöschenden
Komplexsignallöschers mit Rückkopplung und des
idealen Komplexsignallöschers, wenn
Löscher-Eingangssignale gemäß Fig. 13 verwendet werden;
Fig. 15 ein Blockschaltbild zur Erläuterung von Einzel
heiten des Aufbaus eines zweifachlöschenden
Komplexsignallöschers 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 von dem Ultraschall-Meßfühler 1 empfangene reflek
tierte Welle wird, nachdem sie von dem Empfängerverstär
ker 4A verstärkt worden ist, an die Empfängerphasenschal
tungen 4 und 5 angelegt, wo sie als Empfangssignale der
beiden Kanäle A und B auftreten. Die empfangenen Signale
der beiden Kanäle werden an die Mischer 6 bzw. 8 ange
legt. Ein Kristall-Oszillator 10, der ein stabiles Hoch
frequenzsignal erzeugt, ist mit seinem Ausgang an eine
Synchronisationsschaltung 11 angeschlossen, die ein
Referenzsignal mit einer Frequenz erzeugt, das der Oszil
latorfrequenz des Ultraschall-Meßfühlers 1 entspricht.
Dieses Referenzsignal wird an die Mischer 6 und 8 ange
legt, um die Signale der beiden Kanäle zu demodulieren,
die an die jeweiligen Mischer 6 und 8 angelegt werden.
Das Referenzsignal von der Synchronisationsschaltung 11
wird außerdem an einen 90°-Phasenschieber 12 angelegt,
und das phasenverschobene Referenzsignal wird an
Mischer 7 und 9 angelegt, um die Signale der beiden
Kanäle zu demodulieren, die an die jeweiligen Mischer
7 und 9 angelegt werden.
Die analogen Signale, die parallel in den Mischern 6
bis 9 verarbeitet werden, werden von einem Multiplexer
13, der von dem Ausgang der Synchronisationsschaltung
11 gesteuert ist, in ein zeitlich serielles Analogsignal
umgewandelt. Ein Analog/Digital-Wandler 14 wandelt das
zeitlich serielle Analogsignal vom Multiplexer 13 in ein
entsprechendes Digitalsignal um.
Ein 2-Kanal zweifachlöschender Komplexsignallöscher 15
mit Rückkopplung, der eine Form eines mehrfachlöschenden
Vielkanal-Komplexsignallöschers mit Rückkopplung bildet,
ist in der Weise ausgebildet, daß reflektierte Signalkom
ponenten von einem sich bewegenden Teil niedriger Geschwin
digkeit und/oder einem stationären Teil eines lebenden
Körpers, also Komponenten, die eine erhebliche Beeinträch
tigung einer erfolgreichen Messung der Geschwindigkeit
eines beweglichen Teiles, wie z. B. einer Blutströmung,
darstellen, aus dem reflektierten Signal entfernt oder
ausgesondert werden können, das von dem Ultraschall-Meß
fühler 1 empfangen wird. Einzelheiten dieses Löschers 15
sind nachstehend beschrieben.
Eine Verarbeitungsschaltung 16 für Reflexionswelleninten
sitäten, welche die Intensität der Ultraschallwelle be
rechnet, die von dem sich bewegenden inneren Teil des
lebenden Körpers reflektiert wird, eine Durchschnitts
geschwindigkeits-Verarbeitungsschaltung 17, welche die
Geschwindigkeit des sich bewegenden Teiles berechnet, und
eine Geschwindigkeitsverteilungs-Verarbeitungsschaltung
18, welche die Verteilung der Geschwindigkeiten des sich
bewegenden Teiles berechnet, sind in einer an den Löscher
15 anschließenden Stufe vorgesehen. Diese Verarbeitungs
schaltungen 16, 17 und 18 berechnen die Intensität der
reflektierten Ultraschallwelle von dem sich bewegenden
Teil, die Geschwindigkeit des sich bewegenden Teiles
sowie die Geschwindigkeitsverteilung auf der Basis der
komplexen Signale der beiden Kanäle, die jeweils die
extrahierte oder ermittelte Doppler-Komponente enthalten.
Die Art der Berechnung in den jeweiligen Verarbeitungs
schaltungen 16, 17 und 18 ist im einzelnen in der
japanischen Patentanmeldung Nr. 59-263199 angegeben.
Um ein zweidimensionales Bild der Bewegungsgeschwindig
keitsverteilung der Blutströmung auf der Basis der Be
rechnungsergebnisse auf einer Anzeigeeinheit 24 zur An
zeige zu bringen, sind Kodierer 19 vorgesehen, um Signale
zu erzeugen, deren Pegel den Berechnungsergebnissen ent
sprechen.
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 (1) 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, Dn 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 Do ist ein kodiertes Blut
strömungssignal, welches das nächste, dem Signal Dn auf
der rechten Seite benachbarte Signal ist.
Der Aufbau von einer derartigen 2-Kanal Pegel
differenz-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 EiA und EiB 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 EoB zu erzeugen; die Korrekturschaltung 54 umfaßt
ferner einen Leitungsspeicher 61, um beispielsweise das
kodierte Blutströmungssignal EiB, das zu dem Kanal B ge
hört, zu speichern; sowie einen zweiten Operator (62),
um das kodierte Blutströmungssignal EiA und das nächste
benachbarte Blutströmungssignal EiB zu wichten und daraus
ein Ausgangssignal EoA 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-Pegel
differenz 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 EOA
und EOB der 2-Kanal Pegeldifferenz-Korrekturschaltung
54, das Ausgangssignal der Durchschnittsgeschwindigkeits
verarbeitungsschaltung 17 sowie das Ausgangssignal der
Geschwindigkeitsverteilungs-Verarbeitungsschaltung 18.
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 Empfangs
empfindlichkeits-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
empfangene Signal in drei Primärfarbkomponenten R, G und
B zerlegt, die Pegel haben, welche den Berechnungsergeb
nissen der Reflexionswellenintensität, der Durchschnitts
geschwindigkeit und der Geschwindigkeitsverteilung ent
sprechen, und es wird eine Farbkathodenstrahlröhre in
der Anzeige 124 verwendet, um eine Farbanzeige des Bildes
der Bewegungsgeschwindigkeitsverteilung des sich bewe
genden 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 τA1 bis
τA5 bzw. Verzögerungsschaltungen τB1 bis τB5 verbunden.
Die Verzögerungsschaltungen τA1 bis τA5 sind mit einem
Addierer 200 verbunden, und die Verzögerungsschaltungen τB1
bis τB5 sind mit einem weiteren Addierer 200′ verbunden.
Die Verzögerungszeiten der einzelnen Verzögerungsschaltun
gen τA1 bis τA5 oder τB1 bis τB5 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 τA1 bis τA5 oder τB1 bis τB5 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 τA1 bis τA5 oder τB1 bis τB5 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 ausgezogenen 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 hier beschriebenen Ausführungsform der Erfindung
ist der zweifachlöschende 2-Kanal-Komplexsignallöscher 15
mit Rückkopplung, der eine Form eines mehrfachlöschenden
Vielkanal-Komplexsignallöschers mit Rückkopplung darstellt,
in der Weise ausgelegt, daß eine Dopplerkomponenten tra
gende Information der Geschwindigkeit des sich bewegenden
inneren Teiles eines lebenden Körpers, wie z. B. eine
Blutströmung, nur aus einem empfangenen Signal herausge
zogen werden kann, und reflektierte Signalkomponenten
von einem stationären inneren Teil und einem sich be
wegenden inneren Teil geringer Geschwindigkeit des leben
den Körpers, die eine starke Beeinträchtigung der Messung
der Geschwindigkeit der Blutströmung bilden, entfernt
werden können.
Bevor die Wirkungsweise des zweifachlöschenden Komplex
signallöschers mit Rückkopplung näher 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 Ei und dem Ausgangssignal Eo
ist durch den nachstehenden Ausdruck (2) gegeben:
Eo = Ei (e-PT - 1) (2)
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 Bi 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
suchwindigkeit, 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
Ao1 bis Ao4, 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 15
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 Ei 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 Ei
und dem Ausgangssignal Eo des Löschers ist durch die nach
stehende Gleichung (3) gegeben:
wobei folgende Beziehungen gelten: Z = ePT, 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:
A1i < A2i ≈ Ao1
B1i < B2i ≈ O
B1i < B2i ≈ 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 den Löscher 15 zeitlich
seriell 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 dem Löscher 15 nacheinander 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 des zweifachlöschenden Komplex signallöschers 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 Pegel differenz-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 ein 2-Kanal zweifachlöschender Komplexsignallöscher
mit Rückkopplung angegeben ist, kann statt dessen auch
ein mehrfachlöschender Löscher, wie z. B. ein dreifach
löschender oder ein vierfachlöschender Löscher sowie ein
mehrfachlöschender Löscher verwendet werden, wie z. B.
ein 3-Kanal oder 4-Kanal Löscher.
Claims (3)
1. 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 empfangene Signal in komplexe Signale umzuwandeln,
eine Signalfiltereinrichtung (15) zur Unterdrückung von Signalanteilen, die von im wesentlichen stationären Teilen stammen,
eine Geschwindigkeits-Rechenschaltung (17, 18) zur Be rechnung der Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teils aufgrund der komplexen Signale, und
eine Anzeigeeinheit (24) zur Darstellung eines Bildes des sich bewegenden inneren Teils,
dadurch gekennzeichnet,
daß mindestens zwei Signalverarbeitungskanäle mit jeweils einer Wandlereinrichtung (6 . . . 9) vorgesehen sind, und daß die Signalfiltereinrichtung (15) mindestens zwei hin tereinander geschaltete Verzögerungsstufen (112, 113) umfaßt, wobei das Ausgangssignal der zweiten Verzögerungsstufe (113) auf deren Eingang und auf den Eingang der ersten Verzöge rungsstufe (112), jeweils multipliziert mit einem vorgebbaren Faktor (K₂, K₁), rückgekoppelt ist.
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 empfangene Signal in komplexe Signale umzuwandeln,
eine Signalfiltereinrichtung (15) zur Unterdrückung von Signalanteilen, die von im wesentlichen stationären Teilen stammen,
eine Geschwindigkeits-Rechenschaltung (17, 18) zur Be rechnung der Geschwindigkeitsverteilung des sich bewegenden inneren Teils aufgrund der komplexen Signale, und
eine Anzeigeeinheit (24) zur Darstellung eines Bildes des sich bewegenden inneren Teils,
dadurch gekennzeichnet,
daß mindestens zwei Signalverarbeitungskanäle mit jeweils einer Wandlereinrichtung (6 . . . 9) vorgesehen sind, und daß die Signalfiltereinrichtung (15) mindestens zwei hin tereinander geschaltete Verzögerungsstufen (112, 113) umfaßt, wobei das Ausgangssignal der zweiten Verzögerungsstufe (113) auf deren Eingang und auf den Eingang der ersten Verzöge rungsstufe (112), jeweils multipliziert mit einem vorgebbaren Faktor (K₂, K₁), rückgekoppelt ist.
2. Gerät nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Verar
beitungsstufe (16) zur Berechnung der Intensität des von dem
sich bewegenden inneren Teil reflektierten
Signals.
3. Gerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß das empfangene Signal über eine Empfängerphasen schaltung (4, 5) jedem der Kanäle phasengesteuert zugeführt wird, und
daß der Anzeigeeinheit (24) sowohl die Ausgangssignale der Empfängerphasenschaltung (4, 5) als auch die der Ge schwindigkeits-Rechenschaltung (17, 18) über jeweils eine Korrekturschaltung (54, 55) zugeführt werden, wobei jede Kor rekturschaltung (54, 55) einen ersten Operator (60) aufweist, der die gleichzeitig empfangenen Signale aller Kanäle mit ei nem vorbestimmten Wichtungsfaktor (M) multipliziert, sowie einen zweiten Operator (62), der das Signal eines Kanals und das zu einem benachbarten Zeitpunkt empfangene Signal eines anderen Kanals mit dem vorbestimmten Wichtungsfaktor (M) mul tipliziert, um Pegeldifferenzen zwischen den Kanälen auszu gleichen.
daß das empfangene Signal über eine Empfängerphasen schaltung (4, 5) jedem der Kanäle phasengesteuert zugeführt wird, und
daß der Anzeigeeinheit (24) sowohl die Ausgangssignale der Empfängerphasenschaltung (4, 5) als auch die der Ge schwindigkeits-Rechenschaltung (17, 18) über jeweils eine Korrekturschaltung (54, 55) zugeführt werden, wobei jede Kor rekturschaltung (54, 55) einen ersten Operator (60) aufweist, der die gleichzeitig empfangenen Signale aller Kanäle mit ei nem vorbestimmten Wichtungsfaktor (M) multipliziert, sowie einen zweiten Operator (62), der das Signal eines Kanals und das zu einem benachbarten Zeitpunkt empfangene Signal eines anderen Kanals mit dem vorbestimmten Wichtungsfaktor (M) mul tipliziert, um Pegeldifferenzen zwischen den Kanälen auszu gleichen.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60031150A JPS61191347A (ja) | 1985-02-19 | 1985-02-19 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3605164A1 DE3605164A1 (de) | 1986-08-21 |
DE3605164C2 true DE3605164C2 (de) | 1996-10-02 |
Family
ID=12323405
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3605164A Expired - Lifetime DE3605164C2 (de) | 1985-02-19 | 1986-02-18 | Ultraschalldiagnosegerät |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4830016A (de) |
JP (1) | JPS61191347A (de) |
DE (1) | DE3605164C2 (de) |
Families Citing this family (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4979513A (en) * | 1987-10-14 | 1990-12-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Ultrasonic diagnostic apparatus |
JP2758192B2 (ja) * | 1988-03-02 | 1998-05-28 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
JPH0741039B2 (ja) * | 1988-09-29 | 1995-05-10 | 株式会社東芝 | カラー超音波診断装置 |
JPH03188841A (ja) * | 1989-09-20 | 1991-08-16 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
US5188112A (en) * | 1989-11-27 | 1993-02-23 | Acoustic Imaging Technologies Corporation | Ultrasonic Doppler imaging systems with improved flow sensitivity |
ATE104061T1 (de) * | 1990-01-15 | 1994-04-15 | Siemens Ag | Verfahren zur ultraschall-bilddarstellung. |
FR2662265A1 (fr) * | 1990-05-18 | 1991-11-22 | Philips Electronique Lab | Dispositif eliminateur d'echos fixes pour echographe ultrasonore. |
US5285788A (en) * | 1992-10-16 | 1994-02-15 | Acuson Corporation | Ultrasonic tissue imaging method and apparatus with doppler velocity and acceleration processing |
US5487389A (en) * | 1994-12-29 | 1996-01-30 | Siemens Medical Systems, Inc. | Ultrasonic Doppler imager having an adaptive tissue rejection filter with enhanced tissue motion sensitivity |
US5664575A (en) * | 1994-12-29 | 1997-09-09 | Siemens Medical Systems, Inc. | Ultrasonic doppler imager having an adaptive tissue rejection filter with variable parameters |
US5494037A (en) * | 1994-12-29 | 1996-02-27 | Siemens Medical Systems, Inc. | Ultrasonic doppler imager having a spatially smoothed control signal for an adaptive tissue rejection filter |
US5544659A (en) * | 1994-12-29 | 1996-08-13 | Siemens Medical Systems, Inc. | Ultrasonic doppler imager having a reduced hardware adaptive tissue rejection filter arrangement |
US6139501A (en) * | 1999-06-08 | 2000-10-31 | Atl Ultrasound, Inc. | Coincident tissue and motion ultrasonic diagnostic imaging |
EP1123687A3 (de) * | 2000-02-10 | 2004-02-04 | Aloka Co., Ltd. | Diagnostisches Ultraschallgerät |
US6468216B1 (en) | 2000-08-24 | 2002-10-22 | Kininklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasonic diagnostic imaging of the coronary arteries |
US6872180B2 (en) * | 2002-03-28 | 2005-03-29 | Schering Ag | Device and process for quantifying bodies by means of ultrasound |
US6691577B1 (en) * | 2002-11-01 | 2004-02-17 | Kohji Toda | Ultrasonic moving-speed measuring system |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5438693A (en) * | 1977-09-02 | 1979-03-23 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonic wave diagnosing device |
US4265126A (en) * | 1979-06-15 | 1981-05-05 | General Electric Company | Measurement of true blood velocity by an ultrasound system |
US4468747A (en) * | 1980-11-03 | 1984-08-28 | Hewlett-Packard Company | Scan converter system |
FR2506472B1 (fr) * | 1981-05-25 | 1985-06-21 | Inst Nat Sante Rech Med | Procede et appareil de mesure en temps reel pour la visualisation des vitesses d'ecoulement dans un segment de vaisseau |
JPS58188433A (ja) * | 1982-04-28 | 1983-11-02 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
JPS60119929A (ja) * | 1983-12-05 | 1985-06-27 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
JPS60122549A (ja) * | 1983-12-08 | 1985-07-01 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
-
1985
- 1985-02-19 JP JP60031150A patent/JPS61191347A/ja active Granted
-
1986
- 1986-02-06 US US06/826,674 patent/US4830016A/en not_active Expired - Lifetime
- 1986-02-18 DE DE3605164A patent/DE3605164C2/de not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US4830016A (en) | 1989-05-16 |
JPH0571253B2 (de) | 1993-10-06 |
DE3605164A1 (de) | 1986-08-21 |
JPS61191347A (ja) | 1986-08-26 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE3605163C2 (de) | Ultraschall-Diagnosegerät | |
DE3605164C2 (de) | Ultraschalldiagnosegerät | |
DE69226501T2 (de) | Ultraschall-Diagnosengerät | |
DE3827513C2 (de) | ||
DE19819893B4 (de) | Verfahren und Einrichtung zum Verbessern der Auflösung und Empfindlichkeit bei der Farbströmungs-Ultraschall-Bildgebung | |
DE69217335T2 (de) | Ultraschall-Diagnosengerät mit synthetischer Apparatur | |
DE69410139T2 (de) | Multi-dimentionales Sichtgerät zur Beobachtung von Gewebe | |
DE3686401T2 (de) | Darstellung von stromlinien in inhomogenen medien. | |
DE69219050T2 (de) | Ultraschalldiagnosegerät | |
DE3832272C2 (de) | ||
DE69025328T2 (de) | Ultraschall-prüfvorrichtung | |
DE10058452B4 (de) | Verfahren und Gerät zur Bewegungsdarstellung bei Ultraschall-Fluss-Bilddarstellung unter Verwendung von Paketdatenerfassung | |
DE68920015T2 (de) | Doppler-gerät zur messung der verteilung der strömungsgeschwindigkeit. | |
DE10050232A1 (de) | Hochauflösender Ultraschalltomograph | |
DE10129345A1 (de) | Ultraschallbasierte quantitative Bewegungsmessung unter Verwendung einer Fleckgrössenschätzung | |
DE69229249T2 (de) | Bildgebender Ultraschall-Doppler-Apparat | |
DE69214023T2 (de) | Filter zur Festechounterdrückung für ein Ultraschalldopplersystem | |
DE3827514A1 (de) | Ultraschall-bildgeraet | |
DE4137688C2 (de) | Ultraschallbild-Analysiervorrichtung | |
DE69409379T2 (de) | Ultraschallabtastgerät und -verfahren | |
DE69206860T2 (de) | Ultraschall-Diagnose-Gerät | |
DE4104246C2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur NMR-Bilderzeugung | |
DE3820792A1 (de) | Ultraschall-blutstromdarstellungsgeraet | |
DE3543604C2 (de) | Ultraschall-Diagnosevorrichtung | |
DE69010923T2 (de) | Ultraschalldiagnosegerät. |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8128 | New person/name/address of the agent |
Representative=s name: STREHL, P., DIPL.-ING. DIPL.-WIRTSCH.-ING. SCHUEBE |
|
8128 | New person/name/address of the agent |
Representative=s name: STREHL, P., DIPL.-ING. DIPL.-WIRTSCH.-ING. SCHUEBE |
|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition |