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Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Ultraschalldiagnostikgerät zum Übertragen
von Ultraschallwellen auf ein Gewebe in einem lebenden Körper, zum
Erfassen der Ultraschallechosignale, die vom lebenden Körper reflektiert
werden, durch den Einsatz einer Phasenerfassungseinrichtung, um
die Gewebebewegung oder die Geschwindigkeit des Blutflusses in dem
lebenden Körper
entsprechend der erfassten Phase zu berechnen, und zum Anzeigen
des errechneten Ergebnisses.
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Hintergrund der Erfindung
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Ein
konventionelles Ultraschalldiagnostikgerät besitzt verschiedene Funktionen
wie etwa eine B-Modus-Funktion zum Anzeigen von tomographischen
Bildern eines Gewebes im lebenden Körper, eine M-Modus-Funktion
zum Anzeigen einer temporären
Veränderung
der Gewebebewegung im lebenden Körper,
eine FFT-Doppler-Modus-Funktion zum Anzeigen einer temporären Veränderung
der Geschwindigkeit des Blutflusses und eine Farb-Doppler-Modus-Funktion
zum Anzeigen des Bewegungszustands eines sich bewegenden Bereichs
in einem lebenden Körper
wie etwa des Blutflusses durch Einfärben des sich bewegenden Gebiets entsprechend
seiner Bewegungsrichtung.
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In
derartigen Fällen,
in denen ein solches konventionelles Ultraschalldiagnostikgerät eingesetzt
wird, um Halsschlagadern hinsichtlich einer Diagnose von Arteriosklerose
zu untersuchen, werden die Eigenschaften einer Läsion durch den Einsatz der
B-Modus-Funktion
ermittelt, um den Innendurchmesser eines Blutgefäßes und die Stärke der
Wand des Blutgefäßes zu bestimmen,
die Helligkeit in einem tomographischen Bild aus der B-Modus-Aufnahme
dient dazu, eine Verletzung zu bestimmen, die aus einem Thrombus,
der sich an der Wand des Blutgefäßes hängend vergrößert hat,
entstanden ist, der Einsatz der M-Modus-Funktion dient dazu, die
temporäre
Veränderung
des Innendurchmesser des Blutgefäßes als
Reaktion auf einen Herzschlag zu bestimmen, und der Einsatz der
FFT-Doppler-Modus-Funktion oder der Farb-Doppler-Modus-Funktion
dient dazu, die Geschwindigkeit des Blutflusses im Stenosebereich
des Blutgefäßes infolge
der entstandenen Läsion
zu bestimmen.
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Des
Weiteren legt das
japanische
Patent mit der Veröffentlichungsnummer
Hei 9-323485 ein Verfahren der Gewebe-Doppler-Abbildung
zum Messen der Bewegung eines Gewebes in einem lebenden Körper offen.
Dieses Verfahren ist so ausgelegt, dass es die Bewegung eines Gewebes
in einem lebenden Körper
quantitativ erfasst, indem es einen Zielbereich mit einer Farbe
entsprechend der Größe und/oder
der Richtung der Gewebebewegung abbildet.
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Wenn
Halsschlagadern zum Zweck der Diagnostik von Arteriosklerose untersucht
werden, ist es notwendig, die Beziehung zwischen der Veränderung
des Blutflusses und der Bewegung der Arterienwand leicht zu erfassen,
um einen Einfluss einer erhöhten
Läsion,
die in den Halsschlagadern entsteht, zu bewerten.
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Wenn
jedoch das zuvor erwähnte
konventionelle Ultraschalldiagnostikgerät verwendet wird, um eine erhöhte Läsion zu
untersuchen, die hauptsächlich
aus einem Thrombus entsteht, wird das gewonnene tomographische Bild
der erhöhten
Läsion
infolge der Eigenschaften des Gewebes der erhöhten Läsion mit einer schwachen Helligkeit
angezeigt. Auf diese Weise entsteht im Bewertungsverfahren unter
Einsatz der B-Modus-Funktion
das Problem, dass es schwierig ist, eine derartige Läsion zu
entdecken, und dass es unmöglich ist,
die Eigenschaften der Läsion
nach der Helligkeit im gewonnenen tomographischen Bild quantitativ
zu bewerten.
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In
einem konventionellen Ultraschalldiagnostikgerät, das sich zusätzlich der
Farb-Doppler-Funktion bedient,
kann die Läsion,
selbst wenn sie eine geringe Helligkeit aufweist, die über die
B-Modus-Funktion nur schwer zu erfassen ist, gefärbt werden, um sie vom Lumen,
das von Blut durchflossen wird, zu unterscheiden, wodurch für eine höhere Genauigkeit
der Diagnostik gesorgt wird als jene, die nur durch den Einsatz
der B-Modus-Funktion
erreicht wird. Es ist jedoch schwierig, die Bewegung der Arterienwand
in Verbindung mit dem Blutdruck und/oder der Veränderung des Blutflusses quantitativ
zu erfassen.
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Zusätzlich ist
es für
das Ausführen
der Farb-Doppler-Funktion wichtig, ein festgelegtes Vorgehen zur genauen
Abgrenzung des Blutflusses (schnelle Bewegung) von der Körperbewegung
(langsame Bewegung) einzuhalten, um nur Daten aufzunehmen, die sich
auf den Blutfluss beziehen. Im Ergebnis werden Signale, die den
Wert der langsamen Bewegung aus dem lebenden Körper darstellen, herausgefiltert
und deshalb können die Gewebebewegung
und die Veränderung
des Blutflusses im lebenden Körper
nicht gleichzeitig gemessen werden.
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Obwohl
sogar die quantitative Ermittlung der Gewebebewegung durch den zusätzlichen
Einsatz der Gewebe-Doppler-Abbildung erreicht werden kann, ist es
immer noch schwierig, die Bewegung der Arterienwand in Beziehung
zum Blutdruck und/oder zur Veränderung
des Blutflusses zu ermitteln.
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US-A-4583552 legt
ein Gerät
zum Beobachten von Blutflussmustern offen, das einen Impulsgenerator, einen
Messfühler,
einen ersten und einen zweiten Phasendetektor und einen Bildschirm
umfasst. Die Echosignale werden nach der Phasenlage erfasst, um
daraus gepulste Doppler-Signale abzuleiten, die wiederum nach der
Phasenlage erfasst werden, um daraus Phasendifferenzsignale abzuleiten.
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EP1079242A legt
ein Ultraschalldiagnostikgerät
offen, das die Richtung einer Schallstrecke von jedem Ultraschallimpulsstrahl
und Ultraschallechostrahl steuert und die Geschwindigkeit eines
Gewebes in der Richtung von jeder Schallstrecke erfasst. Das Gerät kann die
Richtung einer Bewegung eines Gewebes, die Geschwindigkeit des Gewebes
und die vom Gewebe zurückgelegte
Entfernung messen.
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Übersicht über die Erfindung
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Danach
bezieht sich die Erfindung auf ein Ultraschalldiagnostikgerät, das umfasst:
- eine Ultraschall-Sende-/Empfangs-Einrichtung zum Senden von
Ultraschallimpulsen in einen lebenden Körper und zum Empfangen von
reflektierten Ultraschallwellen, die vom lebenden Körper durch
eine Ultraschallsonde, die eine Vielzahl von Ultraschall-Messfühlern umfasst,
reflektiert werden,
- eine Latenzzeit-Steuerungseinrichtung zum Regeln eines Latenzzeitwerts
von jedem der Ultraschallimpulse und reflektierten Ultraschallwellen,
die von jedem aus der Vielzahl der Ultraschall-Messfühler gesendet
und empfangen werden, um jeden Ablenkungswinkel von Schallstrecken
zu regeln, die durch Ultraschallimpulse und reflektierte Ultraschallwellen
bestimmt werden,
- eine Phasenerkennungseinrichtung zum Erkennen jeder Phase der
reflektierten Ultraschallwellen, die von der Ultraschall-Sende-/Empfangs-Einrichtung
empfangen wird,
- eine Phasendifferenz-Erkennungseinrichtung zum Erkennen einer
Phasendifferenz zwischen einer Vielzahl von Phasensignalen, die
innerhalb eines vorgegebenen Zeitintervalls durch die Phasenerkennungseinrichtung erfasst
wurde,
- eine Datenanalyseeinrichtung zum Analysieren einer Bewegung
von Gewebe einschließlich
des Blutflusses im lebenden Körper
entsprechend der erkannten Phasendifferenz,
- eine Anzeigeeinrichtung zum Anzeigen der Bewegung des Gewebes
des lebenden Körpers,
und
- eine Einrichtung für
die Erfassung des Blutdrucks zum Erfassen eines Signals von einem
Blutdruckmesser, wobei:
- die Phasendifferenz-Erkennungseinrichtung so eingerichtet ist,
dass sie die Phasendifferenz für
jede aus der Vielzahl der Schallstrecken, die unterschiedliche Ablenkungswinkel
aufweisen, erkennt, und
- die Datenanalyseeinrichtung so eingerichtet ist, dass sie die
Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Gewebes des lebenden
Körpers
entsprechend der Phasendifferenz für jede aus der Vielzahl von
Schallstrecken berechnet, und sie so eingerichtet ist, dass sie
eine Normalisierung der Geschwindigkeit eines intraarteriellen Blutflusses
mit einem maximalen und einem minimalen Blutdruck, der aus dem Blutdruckmesser
aufgenommen wird, durchführt,
um die Fließgeschwindigkeit
in einen Blutdruck umzuwandeln, um damit der Anzeigeeinrichtung
zu ermöglichen,
einen Graph anzuzeigen, der das Verhältnis zwischen der Schwankung
der Stärke
der Arterienwand und der Schwankung des Blutflusses darstellt.
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Aufgrund
dieses Aufbaus ist es möglich,
die Bewegung des Gewebes des lebenden Körpers mit einem vereinfachten
Verfahren zur Erfassung der Phasendifferenz zwischen den empfangenen
Ultraschallsignalen zu analysieren. Es ist ebenfalls möglich, die
Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Gewebes des lebenden
Körpers
mit einem hohen Grad an Genauigkeit mit einem vereinfachten Verfahren
zur Erfassung der Phasendifferenz aus den empfangenen Ultraschallsignalen
für jede
aus der Vielzahl der Schallstrecken, die unterschiedliche Ablenkungswinkel
aufweisen, zu berechnen. Ferner ist es möglich, den Graphen bereitzustellen,
der die Beziehung zwischen der Veränderung in der Stärke der
Arterienwand und der Veränderung
des Blutdrucks so erfasst, dass das Verhältnis zwischen Veränderung
des Blutdrucks und der Arterienwand ermittelt werden kann.
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In
dem oben angeführten
Ultraschalldiagnostikgerät
der vorliegenden Erfindung kann die Datenanalyseeinrichtung so eingerichtet
werden, dass sie die orthogonalen und parallelen Komponenten der
Bewegungsgeschwindigkeit des Gewebes des lebenden Körpers entsprechend
der Phasendifferenz für
jede aus der Vielzahl von Schallstrecken erfasst. Auch kann die
Datenanalyseeinrichtung so eingerichtet werden, dass sie die Bewegungsgeschwindigkeit
und den Versatz des Gewebes des lebenden Körpers entsprechend der erfassten orthogonalen
und parallelen Komponenten der Bewegungsgeschwindigkeit berechnet.
In diesem Fall sind die orthogonalen und parallelen Komponenten
jeweils orthogonal und parallel zur Oberfläche der Ultraschallsonde. Aufgrund
dieses Aufbaus ist es möglich,
eine verbesserte Genauigkeit in der Berechnung der Bewegungsgeschwindigkeit
und des Versatzes des Gewebes des lebenden Körpers auf der Erfassung der
Phasendifferenz der empfangenen Ultraschallsignale basierend zu
bieten.
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Das
Ultraschalldiagnostikgerät
nach der vorliegenden Erfindung kann ferner eine Messfühler-Auswahleinrichtung
zur Auswahl einer Vielzahl von Messfühlern umfassen. Die Messfühler-Auswahleinrichtung
ist so eingerichtet, dass sie eine Vielzahl von Ultraschall-Messfühlergruppen
bildet, die jede aus einer festgelegten Anzahl von benachbarten
Ultraschall-Messfühlern
zusammengesetzt ist, die aus der Vielzahl von Ultraschall-Messfühlern ausgewählt sind,
und die eine Vielzahl von Ultraschall-Messfühlergruppen auswählt. In
diesem Fall ist die Datenanalyseeinrichtung so eingerichtet, dass
sie die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Gewebes des
lebenden Körpers
entsprechend der Phasendifferenz für jede der Schallstrecken der
ausgewählten
Ultraschall-Messfühlergruppen
berechnet. Aufgrund dieses Aufbaus ist es möglich, die Schallstrecke auf
leichte Weise abzulenken, und es ist möglich, die Phasen von einer
Vielzahl von Schallstrecken zu erfassen, um somit die Bewegungsgeschwindigkeit
und den Versatz des Gewebes des lebenden Körpers exakt zu berechnen.
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In
dem oben angeführten
Ultraschalldiagnostikgerät
der vorliegenden Erfindung kann die Latenzzeit-Steuerungseinrichtung
so eingerichtet werden, dass sie jeden Ablenkungswinkel der Schallstrecken
der Ultraschall-Messfühlergruppen
beliebig steuert. In diesem Fall ist die Datenanalyseeinrichtung
so eingerichtet, dass sie die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz
des Gewebes des lebenden Körpers
entsprechend der Phasendifferenz jeder der Schallstrecken berechnet.
Aufgrund dieses Aufbaus ist es möglich, den
Ablenkungswinkel der Schallstrecke leicht zu ändern, um damit eine verbesserte
Flexibilität
beim Berechnen der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes des
Gewebes des lebenden Körpers
zu bieten.
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Das
Ultraschalldiagnostikgerät
nach der vorliegenden Erfindung kann ferner eine Einrichtung für den Aufbau
eines Diagnostikbildes zum Aufbauen eines Ultraschalldiagnostikbildes
entsprechend den Daten aus den reflektierten Ultraschallwellen umfassen.
Das Ultraschalldiagnostikbild kann eine Vielzahl von Messgebieten
aufweisen. Und mindestens eines der Messgebiete kann aus dem Ultraschalldiagnostikbild,
das von der Einrichtung für
den Aufbau eines Diagnostikbildes zusammengestellt wurde, ausgewählt werden.
In diesem Fall ist die Phasendifferenz-Erkennungseinrichtung so
eingerichtet, dass sie eine Phasendifferenz der reflektierten Ultraschallwellen
erkennt, die gleichzeitig oder fast gleichzeitig mindestens einem
der gewählten
Messgebiete so zugeordnet ist, dass die Datenanalyseeinrichtung
die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Gewebes des lebenden
Körpers
in dem ausgewählten
Messgebiet berechnen kann. Aufgrund dieses Aufbaus ist es möglich, die
Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Zielgebiets zu berechnen,
während das
Zielgebiet vom Ultraschalldiagnostikbild überprüft wird, so dass die Genauigkeit
der Diagnose verbessert wird.
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In
dem oben angeführten
Ultraschalldiagnostikgerät
der vorliegenden Erfindung ist es möglich, mindestens eines der
Messgebiete aus dem Ultraschalldiagnostikbild, das von der Einrichtung
für den
Aufbau eines Diagnostikbildes zusammengestellt wurde, auszuwählen. Die
Latenzzeit-Steuerungseinrichtung kann so eingerichtet werden, dass
sie jeden Ablenkungswinkel der Schallstrecken für jeden der Scanrahmen setzt,
und die Phasendifferenz-Erkennungseinrichtung ist so eingerichtet,
dass sie die Phasendifferenz der reflektierten Ultraschallwellen
für jeden
der Scanrahmen, die einen willkürlich
gesetzten Ablenkungswinkel aufweisen, simultan oder fast simultan
in mindestens einem der gewählten
Messgebiete erfasst. Aufgrund dieses Aufbaus ist es möglich, die
Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Zielgebiets zu berechnen,
ohne die Bildqualität
des Ultraschalldiagnostikbildes herabzusetzen.
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Das
Ultraschalldiagnostikgerät
nach der vorliegenden Erfindung kann ferner eine Einrichtung für die Konvertierung
der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes des Gewebes des lebenden
Körpers
in ein Polarkoordinatensystem umfassen, um den Wert der Geschwindigkeit
und den Winkel zu bestimmen. Aufgrund dieses Aufbaus ist es möglich, eine
höhere
Genauigkeit bei der Berechnung der Bewegungsgeschwindigkeit und
des Versatzes des Gewebes des lebenden Körpers zu bieten.
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Das
Ultraschalldiagnostikgerät
nach der vorliegenden Erfindung kann ferner eine Einrichtung für den Eingang
von elektrokardiographischen Signalen zum Empfangen eines Signals
von einem Elektrokardiographen und Hilfsmittel zum Anzeigen eines
Bildes auf der Anzeigeeinrichtung, das die Beziehung zwischen dem elektrokardiographischen
Eingangssignal und dem Versatz einer Arterienwand abbildet, umfassen.
Aufgrund dieser Struktur ist es möglich, den Versatz des Gewebes
des lebenden Körpers
und die elektrokardiographische Wellenform gleichzeitig anzuzeigen.
Auf diese Weise ist es bei der Diagnostik des Kreislaufsystems besonders
effektiv.
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In
dem oben angeführten
Ultraschalldiagnostikgerät
der vorliegenden Erfindung kann die Datenanalyseeinrichtung so eingerichtet
werden, dass sie die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz von
jeweils einer Arterienwand und eines intraarteriellen Blutflusses
berechnet und das Verhältnis
zwischen der Bewegungsgeschwindigkeit oder dem Versatz der Arterienwand
und der Bewegungsgeschwindigkeit oder dem Versatz des intraarteriellen
Blutflusses so bestimmt, dass die Anzeigeeinrichtung einen Graphen
anzeigen kann, der diese Beziehung darstellt. Aufgrund dieses Aufbaus
ist es möglich,
einen Graphen zu bieten, der die Beziehung zwischen der Bewegungsgeschwindigkeit
oder dem Versatz der Arterienwand und der Bewegungsgeschwindigkeit
oder dem Versatz des intraarteriellen Blutflusses darstellt. Auf
diese Weise ist es möglich,
den Zustand der Läsion
in der Diagnoseumgebung einwandfrei festzustellen.
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Des
Weiteren kann in dem oben angeführten
Ultraschalldiagnostikgerät
der vorliegenden Erfindung die Datenanalyseeinrichtung so eingerichtet
werden, dass sie eine Verzugszeit zu dem Zeitpunkt beliebig setzt,
wenn eine R-Welle des elektrokardiographischen Signals erzeugt wird,
und die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz von jeweils einer
Arterienwand und eines intraarteriellen Blutflusses zum gesetzten
Verzugszeitpunkt so berechnet, dass die Anzeigeeinrichtung einen
Graph anzeigen kann, der die Beziehung zwischen der Bewegungsgeschwindigkeit
oder dem Versatz der Arterienwand und der Bewegungsgeschwindigkeit
oder dem Versatz des intraarteriellen Blutflusses darstellt. Aufgrund
dieses Aufbaus ist es möglich,
einen Graphen zu bieten, der die Beziehung zwischen der Bewegungsgeschwindigkeit
oder dem Versatz der Arterienwand und der Bewegungsgeschwindigkeit
oder dem Versatz des intraarteriellen Blutflusses in Verbindung mit
einem Herzschlag darstellt.
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Kurze Beschreibung der Zeichnungen
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1 ist
ein Blockdiagramm eines Ultraschalldiagnostikgeräts nach einem ersten Beispiel.
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2 ist
ein erläuterndes
Diagramm der Ablenkung einer Schallstrecke in dem ersten Beispiel.
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3 ist
ein erläuterndes
Diagramm der Messung einer Bewegungsgeschwindigkeit eines Ziels
durch den Einsatz von zwei Arten von Schallstreckenrichtungen gemäß dem ersten
Beispiel.
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4 ist
ein erläuterndes
Diagramm einer Ablenkungswinkelsteuerung jeder Richtung der Schallstrecken
aus einer Vielzahl von Ultraschall-Messfühlergruppen nach einem zweiten
Beispiel.
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5 ist
ein erläuterndes
Diagramm der Messung einer Bewegungsgeschwindigkeit einer Vielzahl von
Zielen, die gemäß dem dritten
Beispiel gemessen werden sollen.
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6 ist
ein erläuterndes
Diagramm der Messung einer Bewegungsgeschwindigkeit einer Vielzahl von
Zielen, die gemäß dem dritten
Beispiel gemessen werden sollen.
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7 ist
ein erläuterndes
Diagramm der Messung einer Bewegungsgeschwindigkeit einer Vielzahl von
Zielen, die gemäß dem dritten
Beispiel gemessen werden sollen.
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8 zeigt
eine elektrokardiographische Wellenform und den Versatz einer Arterienwand
nach einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, und
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9 zeigt
die Beziehung zwischen dem Versatz einer Arterienwand und der Blutflussgeschwindigkeit nach
einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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Beschreibung der bevorzugten
Ausführungsform
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(Erstes Beispiel)
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Mit
Bezug auf die Zeichnungen wird ein erstes Beispiel beschrieben.
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Der
Aufbau eines Ultraschalldiagnostikgeräts nach dem ersten Beispiel
wird nun be schrieben. Eine Ultraschallsonde 1 umfasst
eine Vielzahl von Ultraschall-Messfühlern, von denen jeder einen
Ultraschall-Sendeimpuls in festgelegten Zeitintervallen in einen
lebenden Körper
sendet und die daraus resultierenden reflektierten Ultraschallwellen
in festgelegten Zeitintervallen von einem Gewebe des lebenden Körpers empfängt. Ein
Bereich zur Erzeugung von Sendeimpulsen 14 erzeugt Ultraschall-Sendeimpulse,
die von der Ultraschallsonde 1 gesendet werden sollen.
Ein Ultraschall-Sende-/Empfangs-Bereich 2 verstärkt jeden
der Ultraschallimpulse, die von jedem der Ultraschall-Messfühler der
Ultraschallsonde 1 gesendet werden sollen. Der Ultraschall-Sende-/Empfangs-Bereich 2 verarbeitet
auch jede der reflektierten Ultraschallwellen, die von jedem der
Ultraschall-Messfühler
der Ultraschallsonde 1 empfangen werden, und gibt die empfangenen
reflektierten Ultraschallwellen dann an einen Phasenerkennungsbereich 5 als
ein empfangenes Ultraschallsignal aus. Ein Systemsteuerungsbereich 12,
der als eine Messfühler-Auswahleinrichtung
dient, steuert das Auswählen
der gewünschten
Ultraschall-Messfühler
aus der Vielzahl von Ultraschall-Messfühlern. Ein Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 steuert
jede Verzugszeit der Ultraschall-Sendeimpulse und der empfangenen
reflektierten Ultraschallwellen, die von jedem aus der Vielzahl
der Ultraschall-Messfühler
gesendet und empfangen werden, um jeden Ablenkungswinkel der Richtung
für den
Ultraschall-Sende-/Empfangsvorgang (Richtung der Schallstrecken)
zu steuern. Das Latenzzeit-gesteuerte empfangene Ultraschallsignal
wird an einen DSC (digitaler Scan-Konverter) 10 ausgegeben,
um eine Anzeige im B-Modus oder ein tomographisches Bild und eine Anzeige
im M-Modus zum Anzeigen der zeitlichen Veränderung des Versatzwertes des
Gewebes zur Verfügung
zu stellen. Das Latenzzeitgesteuerte empfangene Ultraschallsignal
wird auch an den Phasenerkennungsbereich 5 ausgegeben,
um eine Phasendifferenz zu erkennen und die Bewegungsgeschwindigkeit
eines zu messenden Ziels zu berechnen. Ein Latenzzeitdaten-Speicherbereich 4 speichert
die jeweiligen Verzugszeiten der Ultraschall-Messfühler. Die
gespeicherten Latenzzeitdaten werden unter Berücksichtigung eines festgelegten
Ablenkungswinkels der Schallstrecke für jeden der Ultraschall-Sende-/Empfangsvorgänge ermittelt,
um die Ultraschall-Messfühler
durch den Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 zu steuern. Der
Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 liest die verschiedenen
Latenzzeitdaten, die jedem der Ultraschall-Sendeimpulse jeweils
entsprechen, so aus, dass jeder der Ultraschall-Sendeimpulse mit einem unterschiedlichen
Ablenkungswinkel gesendet und empfangen werden kann.
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Der
Phasenerkennungsbereich 5 erfasst jede Phase der empfangenen
Ultraschallsignale, von denen jedes im Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 mit
einer festgelegten Verzugszeit versehen wird, und teilt sie in einen
realen und in einen imaginären
Teil des Signals auf. Ein Phasendifferenz-Erkennungsbereich 6 erfasst eine
Phasendifferenz zwischen der Vielzahl von empfangenen Ultraschallsignalen,
die in festgelegten Zeitintervallen empfangen werden, oder zwischen
der Vielzahl von empfangenen Ultraschallsignalen in einem Bild (in
einer Vielzahl von Scanrahmen), die in einem Anzeigebereich 13 entsprechend
dem realen und in dem imaginären
Teil des Signals, das vom Phasenerkennungsbereich 5 ausgegeben
wird, angezeigt werden soll. Ein Bereich zur Speicherung der Phasendifferenzdaten 7 speichert
temporär
die Phasendaten für
jede aus der Vielzahl der Ultraschall-Sendeimpulse, die im Phasendifferenz-Erkennungsbereich 6 erfasst
und in festgelegten Zeitintervallen empfangen werden. Der Phasendifferenz-Erkennungsbereich 6 verwendet
die gespeicherten Phasendaten zum Vergleichen der Phasendaten der
früher
empfangenen und im Bereich zur Speicherung der Phasendifferenzdaten
gespeicherten Ultraschallsignale mit den Phasendaten des aktuell
empfangenen Ultraschallsignals, und erfasst eine Phasendifferenz
zwischen der Vielzahl der Ultraschall-Sendeimpulse, die in festgelegten
Zeitintervallen empfangen werden, oder erfasst eine Phasendifferenz
zwischen der Vielzahl der Scanrahmen. Ein Datenanalysebereich 8 berechnet
die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Zielgewebes im
lebenden Körper
entsprechend der im Phasendifferenz-Erkennungsbereich 6 erfassten
Phasendifferenz. Ein Blutdruckmesser 15 und ein Elektrokardiograph 16,
die beide an das Ultraschalldiagnostikgerät angeschlossen sind, geben
jeweils einen maximalen und einen minimalen Blutdruckwert und eine
elektrokardiographische Wellenform an den Datenanalysebereich 8 aus.
Der Datenanalysebereich 8 verwendet diese Eingabesignale
zum Erfassen des Herzschlagtaktes und ermittelt eine Blutdruckänderung
in Verbindung mit dem Herzschlag. Ein Bereich zur Speicherung der
Berechnungsdaten 9 speichert die Daten für den Datenanalysebereich 8,
um die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Gewebes im lebenden
Körper
zu berechnen.
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Der
DSC 10 baut ein Ultraschalldiagnostikbild entsprechend
der empfangenen Ultraschallsignale für die Anzeigen nach dem B-Modus
und dem M-Modus auf, die vom Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 eingegeben werden.
Ferner wird jede der Scan-Richtungen
dieses Ultraschalldiagnostikbildes und die Daten, die sich auf die
Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Gewebes im lebenden
Körper
beziehen, die aus dem Datenanalysebereich 8 eingegeben
werden, aus einer Ultraschall-Scanrichtung (vertikale Abtastung)
im Ultraschall-Sende-/Empfangsvorgang durch den DSC 10 in
eine horizontale Abtastung umgewandelt, die jener ähnlich ist,
die in einem konventionellen Fernsehschirm verwendet wird. Ein Anzeigesteuerungsbereich 11 konvertiert
die Ultraschallbildsignale, die die durch den DSC 10 konvertierte
Scan-Richtung aufweisen, in Videosignale. Der Systemsteuerungsbereich 12 steuert
jeden Bereich des Ultraschalldiagnostikgeräts.
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Die
Betriebsweise des Beispiels wird nachfolgend erläutert.
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Ein
Ultraschall-Sendeimpuls, der vom Sendeimpuls-Erzeugungsbereich 14 erzeugt
wird, wird in den Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 eingegeben.
Um einen Sende-Ablenkungswinkel
festzulegen, setzt der Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 unterschiedliche
Verzugszeiten für
jeden aus der Vielzahl der Ultraschall-Messfühler der Ultraschallsonde 1 und
gibt die Verzugszeiten an den Ultraschall-Sende-Bereich 2 aus.
Die Verzugszeiten können
unter Verwendung der Daten gesetzt werden, die im Latenzzeitdaten-Speicherbereich im
Voraus gespeichert sind. Dies ist erforderlich, weil es zu lange
dauert, die Verzugszeiten zu setzen, wenn die jeweiligen Verzugszeitwerte
der Ultraschall-Messfühler auf
der Basis von Fall zu Fall berechnet werden und der Fall eintritt,
dass die Anzahl der auf der Ultraschallsonde befestigten Ultraschall-Messfühler ansteigt.
Wenn die Einstellzeit in einer akzeptablen Größenordnung zur Diagnose steht,
können
die Verzugszeiten alternativ durch den Systemsteuerungsbereich 12 gesetzt
werden, anstatt die im Latenzzeitdaten-Speicherbereich 4 gespeicherten
Latenzzeitdaten zu verwenden.
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Die
Ultraschall-Sendeimpulse werden von der Vielzahl der Ultraschall-Messfühler gesendet.
Der Systemsteuerungsbereich 12 steuert den Ultraschall-Sende-Bereich 2 beim
Auswählen
der gewünschten
Ultraschall-Messfühler
aus der Vielzahl der Ultraschall-Messfühler, die
für den
Ultraschall-Sendevorgang verwendet werden sollen.
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Die
Ultraschall-Sendeimpulse werden vom Ultraschall-Sende-Bereich 2 verstärkt und
durch die Ultraschallsonde 1 in den lebenden Körper gesendet.
Die Ultraschall-Sendeimpulse
werden in den lebenden Körper gesendet
und durch das Gewebe des lebenden Körpers reflektiert und werden
von der Ultraschallsonde 1 als reflektierte Ultraschallwellen
empfangen. Die reflektierten Ultraschallwellen werden dann in elektrische
Signale umgewandelt. Die in elektrische Signale umgewandelten reflektierten
Ultraschallwellen werden im Ultraschall-Sende-/Empfangsbereich verarbeitet,
zum Beispiel verstärkt,
und dann an den Phasenerkennungsbereich 5 als empfangene
Ultraschallsignale ausgegeben. Jedes der empfangenen Ultraschallsignale,
das in den Phasener kennungsbereich 5 eingegeben wird, wird
durch eine so genannte orthogonale Erfassung in einen realen und
in einen imaginären
Teil des Signals aufgeteilt und an den Phasendifferenz-Erkennungsbereich 6 ausgegeben.
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Mit
Bezug auf die 2 wird nachfolgend der Prozess
im Phasendifferenz-Erkennungsbereich 6 zum Erfassen
einer Phasendifferenz zwischen der Vielzahl der empfangenen Ultraschallsignale,
die in festgelegten Zeitintervallen empfangen werden, beschrieben.
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Aus
der Vielzahl der Ultraschall-Messfühler in der Ultraschallsonde 1 wird
eine bestimmte Anzahl von Ultraschall-Messfühlern als Gruppe ausgewählt, die
eine Ultraschall-Messfühlergruppe 17a bildet.
Auf der Basis der Ultraschall-Messfühlergruppe 17a wird
nachfolgend der Prozess zur Erfassung einer Phasendifferenz zwischen
der Vielzahl der empfangenen Ultraschallsignale beschrieben, die
in festgelegten Zeitintervallen von einem Ziel A aus empfangen werden.
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Da
sich das Ziel A nicht direkt unter der Ultraschall-Messfühlergruppe 17a befindet,
ist es erforderlich, eine Schallstrecke, die durch die Ultraschallimpulse,
die von der Ultraschall-Messfühlergruppe 17a gesendet und
empfangen werden, auszulenken. Im Sendevorgang wird der Messfühler der
Ultraschall-Messfühlergruppe 17a,
der sich näher
beim Zentrum (näher
zum Ziel A) befindet, angepasst, um den Ultraschallimpuls mit einer
längeren
Verzugszeit zu senden. Auf diese Weise werden die Ultraschallimpulse
wiederum von dem äußeren Messfühler der
Ultraschall-Messfühlergruppe 17a mit
bestimmten unterschiedlichen Verzugszeiten gesendet, und die Ultraschallimpulse
werden an das Ziel A gesendet.
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Jede
der reflektierten Ultraschallwellen, die vom Ziel A reflektiert
werden, erreicht nach einer bestimmten Zeit die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a.
Der äußerste Ultraschall-Messfühler der
Ultraschall-Messfühlergruppe 17a empfängt die
reflektierte Ultraschallwelle jedoch als letzter. So führt der
Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 den Empfangsprozess aus,
indem er an den äußeren Messfühler der
Ultraschall-Messfühlergruppe 17a eine
kürzere
Verzugszeit so vergibt, dass die reflektierten Ultraschallwellen
aus der Richtung des Ziels A durch die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a empfangen
werden können.
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Die
Ultraschall-Messfühlergruppe 17a sendet
die Ultraschallimpulse wiederholt in festgelegten Zeitintervallen
und führt
während
der Zeit, in der keine Ultraschallimpulse gesendet werden, den Empfangsprozess wiederholt
aus. Wenn das Ziel A sich nicht bewegt, sind die Phasen der wiederholt
empfangenen reflektierten Ultraschallwellen jedes Mal die gleichen,
während
die empfangenen Phasen aufgrund des Doppler-Effekts verändert werden,
wenn sich das Ziel A bewegt. Um diese Phasendifferenz zu erfassen,
werden die Phasendaten der gesendeten Ultraschallimpulse als Phasen-Referenzdaten
verwendet. Bei wiederholt empfangenen reflektierten Ultraschallwellen
werden die Phasendaten der vorher empfangenen reflektierten Ultraschallwellen
mit den Phasen-Referenzdaten verglichen, und die ermittelten Phasendifferenzdaten
werden im Bereich zur Speicherung der Phasendifferenzdaten 7 gespeichert.
Dann werden die Phasendaten der aktuell empfangenen reflektierten
Ultraschallwellen mit den Phasen-Referenzdaten verglichen, und die
gewonnenen Phasendifferenzdaten werden mit den vorher empfangenen
Phasendifferenzdaten verglichen, die im Bereich zur Speicherung der
Phasendifferenzdaten 7 gespeichert sind, um die Phasendifferenz
zu bestimmen.
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In 2 kann
die Phasendifferenz der reflektierten Ultraschallwellen aufgrund
der Bewegung des Ziels A auch durch den Einsatz einer Ultraschall-Messfühlergruppe 17b erfasst
werden, die direkt über
dem Ziel A angeordnet ist. In diesem Fall befindet sich das Ziel
A direkt unter der Ultraschall-Messfühlergruppe 17b, und
deshalb ist es nicht erforderlich, ihre Schallstrecke auszulenken.
Daher ist keine Verzugszeitsteuerung erforderlich.
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Die
Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des Ziels A kann nach dem
folgenden Prozess zum Erfassen einer Phasendifferenz von unterschiedlichen
Winkeln aus mit Bezug auf das Ziel A bestimmt werden, indem ein
Paar von Ultraschall-Messfühlergruppen
eingesetzt wird.
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Um
die Bewegungsgeschwindigkeit des Ziels aus der Phasendifferenz zu
ermitteln, wird die Bewegungsgröße des Ziels
aus der Phasendifferenz zwischen der Phase der vorher empfangenen
reflektierten Ultraschallwelle und der Phase der aktuell empfangenen
reflektierten Ultraschallwelle und aus der Wellenlänge der
Ultraschallwellen berechnet. Dann wird die Geschwindigkeit des Ziels
aus der Bewegungsgröße und dem Empfangs-Wiederholungs-Intervall
unter Anwendung der folgenden Formel berechnet:
Geschwindigkeit
des Ziels = Bewegungsgröße des Ziels
A/Empfangs-Wiederholungs-Intervall
-
Insbesondere
wird nun der Prozess im Datenanalysebereich 8 zum Bestimmen
der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes des zu messenden
Ziels mit Bezug auf die 3 beschrieben. Eine Ziel-Geschwindigkeit
v ist die Bewegungsgeschwindigkeit des zu messenden Ziels A. Die
Komponente in x-Richtung vx der Bewegungsgeschwindigkeit ist eine
Geschwindigkeitskomponente des Ziels orthogonal zur Oberfläche der
Ultraschallsonde 1, und die Komponente in z-Richtung vz
der Bewegungsgeschwindigkeit ist eine Geschwindigkeitskomponente
des Ziels parallel zur Oberfläche
der Ultraschallsonde 1. Das Referenzsymbol v1 ist eine
Geschwindigkeitskomponente der Bewegungsgeschwindigkeit des Ziels
aus der Richtung der Ultraschall-Messfühlergruppe 17a zum
Ziel A. Das Referenzsymbol 8 ist ein Winkel zwischen der
Richtung von der Ultraschall-Messfühlergruppe 17a zum
Ziel A und der Richtung von der Ultraschall-Messfühlergruppe 17b zum Ziel
A.
-
Wenn
sich das Ziel A in eine bestimmte Richtung in Relation zur Oberfläche der
Ultraschallsonde 1 bewegt, besitzt die Bewegungsgeschwindigkeit
des Ziels A die Komponente vx in der Schallstreckenrichtung D1 und
die Komponente v1 in der Schallstreckenrichtung D2. Wenn die Komponente
v1 in der Schallstreckenrichtung D2 auf die Schallstreckenrichtung
D1 (hier im Weiteren als „x-Achsen-Richtung" bezeichnet) projiziert wird,
wird folgende Formel erfüllt: vx + XA = v1/cosθ, wobei XA einen Wert
darstellt, der aus einer in der Bewegungsgeschwindigkeit des zu
messenden Ziels enthaltene Komponente parallel zur Oberfläche der
Ultraschallsonde 1 (hier im Weiteren als „z-Achsen-Richtung" bezeichnet) entsteht.
Daher ist XA = 0, wenn die Komponente in z-Achsen-Richtung nicht
in der Bewegungsgeschwindigkeit des zu messenden Ziels enthalten
ist.
-
Der
Winkel zwischen der Komponente in x-Achsen-Richtung v1 des Ziels
und XA ist ein Ablenkungswinkel θ der
Schallstreckenrichtung D2, und deshalb kann die Komponente in z-Achsen-Richtung
vz mit der folgenden Formel (1) bestimmt werden:
-
Die
Bewegungsgeschwindigkeit vx in der x-Achsen-Richtung des Ziels wird
in der Schallstreckenrichtung D1 gemessen. Auf diese Weise kann
die Geschwindigkeit v des Ziels aus der Bewegungsgeschwindigkeit vz
in der z-Achsen-Richtung und die Bewegungsgeschwindigkeit vx in
der x-Achsen-Richtung des Ziels mit der folgenden Formel (2) bestimmt
werden: V = √VX² + VZ² (2)
-
Ferner
kann der Winkel θv
der Bewegungsrichtung des Ziels in Bezug auf die Oberfläche der
Ultraschallsonde 1 mit der folgenden Formel (3) bestimmt
werden: θv = tan–1 (vz/vx) (3)
-
Auf
diese Weise können
die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des zu messenden Ziels
entsprechend den bestimmten Komponenten in der x-Achsen-Richtung
und in der z-Achsen-Richtung berechnet werden.
-
Ferner
wird die Bewegungsgeschwindigkeit entsprechend der Phasendifferenzen
in einer Vielzahl von Schallstreckenrichtungen mit unterschiedlichen
Ablenkungswinkeln berechnet, und dann können die Bewegungsgeschwindigkeiten
und der jeweilige Versatz in beiden Richtung orthogonal und parallel
zur Oberfläche der
Ultraschallsonde in ein Polarkoordinatensystem umgewandelt werden,
um Geschwindigkeitswert und Winkel zu erfassen.
-
Die
Daten bezüglich
der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes des Ziels, die vom
Datenanalysebereich 8 berechnet werden, werden an den DSC 10 ausgegeben.
Im DSC 10 werden die Daten bezüglich der Bewegungsgeschwindigkeit
und des Versatzes mit einem B-Modus-Bild und einem M-Modus-Bild
aufgebaut, wobei deren Scanrichtung umgewandelt wird, um sie auf
dem Anzeigebereich 13 anzuzeigen. Der Anzeigesteuerungsbereich 11 ist
so eingerichtet, dass er das B-Modus-Bild, das M-Modus-Bild, die
Daten bezüglich
der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes und anderes auf dem
Anzeigebereich 13 anzeigt.
-
Wie
oben entsprechend dem ersten Beispiel beschrieben, werden die Ultraschallimpulse
in einer Vielzahl von Schallstreckenrichtungen mit unterschiedlichen
Winkeln gesendet zum selben Ziel und von ihm empfangen.
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Dann
wird ein willkürliches
zweidimensionales Messgebiet auf dem B-Modus-Bild und dem M-Modus-Bild
nach den Daten der reflektierten Ultraschallwellen, die vom lebenden
Körper
empfangen werden, ausgewählt,
und die Phasendifferenz der reflektierten Ultraschallwellen vom
lebenden Körper
in dem gewählten Gebiet
wird bestimmt. Auf diese Weise können
die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des Ziels ohne eine
komplizierte Sende-Empfangssteuerung auf der Basis des FFT-Doppler-Verfahrens,
der FFT-Funktion oder Ähnlichem
berechnet werden.
-
Nachfolgend
wird ein zweites Beispiel beschrieben.
-
Mit
Bezug auf die 4 wird der Prozess zum Berechnen
der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes des zu messenden
Ziels gemäß einer
Vielzahl von Ablenkungswinkeln in einem Ultraschalldiagnostikgerät entsprechend
dem zweiten Beispiel beschrieben.
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Das
zweite Beispiel besitzt den gleichen Aufbau wie der im ersten Beispiel
benutzte, und deshalb wird auf eine Beschreibung des Aufbaus verzichtet.
-
Wie
in 4 gezeigt wird, werden drei Ultraschall-Messfühlergruppen 17a, 17b, 17c verwendet,
um die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz des Ziels A entsprechend
einer Vielzahl von Ablenkungswinkeln zu berechnen. Die Ultraschall-Messfühlergruppe 17b ist
direkt über
dem Ziel A angeordnet, und die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a befindet
sich in der am weitesten entfernten Position vom Ziel A. Die Ultraschall-Messfühlergruppe 17c ist
zwischen der Ultraschall-Messfühlergruppe 17a und
der Ultraschall-Messfühlergruppe 17b angeordnet.
-
Für die Ultraschall-Messfühlergruppe 17b ist
keine Latenzzeit-Steuerung erforderlich, da sie direkt über dem
Ziel A angeordnet ist. Die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a ist
mit einem Winkel θ5
zum Ziel A (in Richtung der Schallstreckenrichtung D5) angeordnet.
So stellt der Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 regelbar für die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a eine
Verzugszeit entsprechend dem Winkel θ5 bereit.
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Ferner
ist die Ultraschall-Messfühlergruppe 17c mit
einem Winkel θ4
zum Ziel A (in Richtung der Schallstreckenrichtung D4) angeordnet.
So stellt der Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 regelbar
für die
Ultraschall-Messfühlergruppe 17a eine
Verzugszeit entsprechend dem Winkel θ4 bereit.
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Wie
oben festgestellt wurde, wird jede Phasendifferenz nach dem zweiten
Beispiel in den Winkeln θ4 und θ5 erfasst,
und für
die erfassten Phasendifferenzen werden Mittelwerte gebildet, um
eine verbesserte Genauigkeit bei der Erfassung der Phasendifferenzen
zu bieten. Dieser Prozess ist in dem Fall effektiv, wenn das Ziel
A eine geringe Komponente der Bewegungsgeschwindigkeit parallel
zur Oberfläche
der Ultraschallsonde 1 besitzt oder wenn das Ziel A sich
nahe an der Oberfläche
der Ultraschallsonde 1 befindet.
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Nachfolgend
wird ein drittes Beispiel beschrieben.
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Mit
Bezug auf die 5 und 6 wird der
Prozess zum Ermitteln der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes
von jedem der zu messenden Ziele, die sich an unterschiedlichen
Positionen befinden, in einem Ultraschalldiagnostikgerät entsprechend
dem dritten Beispiel beschrieben.
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Das
dritte Beispiel besitzt den gleichen Aufbau wie der des ersten Beispiels,
das in Verbindung mit der 1 beschrieben
wurde, und deshalb wird auf eine Beschreibung des Aufbaus verzichtet.
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Wie
in 5 gezeigt wird, werden drei Ultraschall-Messfühlergruppen 17a, 17b, 17c verwendet,
um die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz von jedem aus einer
Vielzahl von Zielen A und B, die sich an unterschiedlichen Positionen
befinden, zu berechnen. Wie in dem Prozess, der in 2 beschrieben
ist, wird eine Phasendifferenz der empfangenen Ultraschallsignale,
die jeweils von der Ultraschall-Messfühlergruppe 17a und
der Ultraschall-Messfühlergruppe 17b empfangen
werden, erfasst, um die Bewegungsgeschwindigkeit des Ziels A zu
berechnen.
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Auf
der anderen Seite werden die Ultraschall-Messfühlergruppe 17b, die
direkt über
dem Ziel B angeordnet ist, und die Ultraschall-Messfühlergruppe 17c,
die sich näher
beim Zentrum der Ultraschallsonde 1 als die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a befindet,
verwendet, um die Bewegungsgeschwindigkeit des Ziels B zu berechnen.
Für den
Ultraschall-Sende-/Empfangsvorgang in der Ultraschall-Messfühlergruppe 17c kann
der Latenzzeit-Steuerungsbereich 3 die gleiche Steuerung
der Verzugszeiten wie für
die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a durchführen.
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Wie
oben festgestellt, werden die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a und
die Ultraschall-Messfühlergruppe 17b verwendet,
wenn die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des Ziels A berechnet
werden, und die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a und
die Ultraschall-Messfühlergruppe 17c werden
verwendet, wenn die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des
Ziels B berechnet werden. So können
die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz von jedem der Ziele,
die sich an unterschiedlichen Positionen befinden, simultan oder
beinahe simultan berechnet werden, ohne die Verzugszeit zu ändern.
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Wenn
die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des Objekts B berechnet
werden, kann die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a, wie
in 6 gezeigt wird, ferner verwendet werden, indem
ihr Ablenkungswinkel der Schallstrecke größer eingestellt wird. In diesem
Fall können
für das
Steuern der Verzugszeit für
die Ultraschall-Messfühlergruppe 17a die
Latenzzeitdaten für
das Ziel A als das zu messende Ziel und die Latenzzeitdaten für das Ziel
B im Latenzzeitdaten-Speicherbereich 4 gespeichert werden.
Wenn das zu messende Ziel gewechselt wird, können als Folge des Wechsels
des Zieles die gespeicherten Daten aus dem Latenzzeitdaten-Speicherbereich 4 gelesen
werden. Das ermöglicht,
dass die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz von jedem der
Ziele, die sich an unterschiedlichen Positionen befinden, simultan
oder beinahe simultan berechnet werden können.
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Des
Weiteren können,
wie in 7 gezeigt wird, die Bewegungsgeschwindigkeit und
der Versatz von jedem der Ziele, die sich an unterschiedlichen Positionen
befinden, simultan oder beinahe simultan berechnet werden, wenn
sich eine Vielzahl von zu messenden Zielen an unterschiedlichen
Positionen sowohl in horizontalen als auch in vertikalen Richtungen
befindet, indem wie in dem oben beschriebenen Fall in den Ultraschall- Messfühlergruppen
Ultraschallimpulse gesendet und empfangen werden, die jeweils unterschiedliche Positionen
und Ablenkungswinkel aufweisen.
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Während das
zu messende Ziel in den vorher erwähnten Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung als Punkt beschrieben worden ist, ist das zu messende
Ziel nun nicht auf einen Punkt beschränkt. Es können zum Beispiel sowohl die
B-Modus- als auch die M-Modus-Anzeige eingesetzt werden, und jedes
beliebige zweidimensionale Gebiet im B-Modus-Bild und im M-Modus-Bild
kann benannt werden, um die Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz
des gekennzeichneten Gebiets simultan oder beinahe simultan zu berechnen.
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Nachfolgend
wird ein viertes Beispiel beschrieben.
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Das
vierte Beispiel besitzt den gleichen Aufbau wie der des ersten Beispiels,
das in Verbindung mit der 1 beschrieben
wurde, und deshalb wird auf eine Beschreibung des Aufbaus verzichtet.
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Wenn
ein Ultraschalldiagnostikbild auf dem Anzeigebereich 13 angezeigt
wird, wird eine Bildebene typischerweise mit einem tomographischen
Bild angezeigt, das aus einigen Hunderten von Schallstrecken zusammengesetzt
ist. Diese Bildebene wird als Scanrahmen bezeichnet.
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Im
Ultraschall-Sende-/Empfangsvorgang wird für jeden der Scanrahmen ein
Ablenkungswinkel in Richtung der Schallstrecke willkürlich gesetzt,
um eine Phasendifferenz für
jeden der Scanrahmen zu erfassen. Auf die gleiche Weise wie die
im ersten Beispiel beschriebene werden dann die Bewegungsgeschwindigkeit und
der Versatz eines Ziels berechnet. Ein willkürliches zweidimensionales Messgebiet
kann entsprechend der Daten bezüglich
der zweidimensionalen reflektierten Ultraschallwellen, die von einem
lebenden Körper
empfangen werden, ausgewählt
werden, und es wird eine Phasendifferenz von reflektierten Ultraschallwellen
mit willkürlich
unterschiedlichen Ablenkungswinkeln für jeden der Scanrahmen aus
dem lebenden Körper,
der dem gewählten
Gebiet zugeordnet ist, simultan oder beinahe simultan ermittelt.
So kann ein Ablenkungswinkel in der optimalen Richtung der Schallstrecke
für die
Position des Ziels für
jeden der Scanrahmen gesetzt werden.
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Dementsprechend
kann jeder der Scanrahmen mit einer festgelegten Priorität für die B-Modus-Anzeige angezeigt
werden, und deshalb können
die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des Ziels berechnet
werden, ohne die Bildqualität
des B-Modus-Bildes herabzusetzen.
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Ferner
wird ein Ablenkungswinkel einer Schallstrecke für jeden der Scanrahmen gesteuert,
und es wird eine Phasendifferenz zwischen den unterschiedlichen
Ablenkungswinkeln bestimmt. Dann kann der Phasendifferenz-Erkennungsbereich 6 oder
der Datenanalysebereich 8 die Phasendifferenzdaten zwischen
den Ablenkungswinkeln auswählen,
um die optimale Bewegungsgeschwindigkeit und den Versatz für jedes
der ausgewählten
Messgebiete zu liefern. Auf diese Weise können die Bewegungsgeschwindigkeit
und der Versatz des Ziels mit dem Setzen des optimalen Ablenkungswinkels
jederzeit ermittelt werden.
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Nachfolgend
wird eine bevorzugte Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beschrieben.
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Ein
Ultraschalldiagnostikgerät
nach der bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist so eingerichtet, dass ein Blutdruckmesser 15 und
ein Elektrokardiograph 16 daran angeschlossen werden können, und
dass ein maximaler und ein minimaler Blutdruck und eine elektrokardiographische
Wellenform dazu eingegeben werden können. Dieses Ultraschalldiagnostikgerät umfasst
einen Datenanalysebereich 8 zum Bestimmen der Bewegungsgeschwindigkeit
und des Versatzes einer Arterienwand und eines intraarteriellen
Blutflusses bei jedem Herzschlag, um eine Hysteresekurve zwischen
der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes der Arterienwand
und der Bewegungsgeschwindigkeit und des Versatzes des Blutflusses
zu bestimmen.
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Es
werden zwei zu messende Ziele ausgewählt, wobei das eine ein intraarterieller
Blutfluss und das andere eine Arterienwand ist, von denen jede Bewegungsgeschwindigkeit
und jeden Versatz berechnet wird. Ferner kann die Arterie im M-Modus
mit der elektrokardiographischen Wellenform auf dem Anzeigebereich 13 angezeigt
werden. 8 zeigt ein Beispiel der elektrokardiographischen
Wellenform und der M-Modus-Anzeige der Arterie.
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In 8 wird
die elektrokardiographische Wellenform 20 aus dem Elektrokardiographen 16 eingegeben.
Eine R-Welle 21 ist ein Teil der elektrokardiographischen
Wellenform und erscheint, wenn das Herz Blut aus der linken Herzkammer
in eine Aorta leitet. Der Versatz 22 der Arterienwand (vordere
Wand) stellt eine zeitweilige Veränderung des Versatzes der Arterienwand
näher zur
Außenhaut
dar. Der Versatz 23 des intraarteriellen Hohlraums stellt
eine zeitweilige Veränderung
des Versatzes des intraarteriellen Hohlraums dar. Der Versatz 24 der
Arterienwand (hintere Wand) stellt eine zeitweilige Veränderung
des Versatzes der Arterienwand weiter von der Außenhaut entfernt dar.
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Das
Herz wird zum Zeitpunkt t0 der R-Welle 21 zusammengezogen,
um das Blut in die Arterie zu leiten. Der Versatz 22 der
Arterienwand (vordere Wand) und der Versatz 24 der Arterienwand
(hintere Wand) zeigt, dass eine Druckwelle des Blutes (hier im weiteren
als „Pulswelle" bezeichnet), die
durch die Herzkontraktion verursacht wird, sich in der Arterie nach
einer Zeit „t", ausgehend vom Zeitpunkt
t0 fortpflanzt, um dabei für
eine Ausdehnung der Arterie und eine Veränderung der Stärke der
Arterienwand zu sorgen. Die Zeit „t" kann willkürlich gesetzt werden. Während im
oben angeführten
Beispiel die R-Welle der elektrokardiographischen Wellenform verwendet
wird, kann auch jede andere geeignete Welle wie etwa die Q-Welle
oder die S-Welle verwendet werden.
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Des
Weiteren werden die Geschwindigkeitsdaten des intraarteriellen Blutflusses
und die Versatzdaten der Arterienwand zum Zeitpunkt „t" berechnet, und diese
berechneten Daten werden im Bereich zur Speicherung der Berechnungsdaten 9 für jedes
der empfangenen Ultraschallsignale gespeichert. Dann kann der Datenanalysebereich 8 diese
Daten so analysieren, dass die analysierte Veränderung auf dem Anzeigebereich 13 als
Graph angezeigt werden kann. Der Graph ist in 9 dargestellt.
Die horizontale Achse stellt die Veränderung der Stärke der
Arterienwand und die vertikale Achse die Geschwindigkeit des intraarteriellen
Blutflusses dar.
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Im
Allgemeinen wird die Arterienwand starr, wenn sich Atherosklerose
entwickelt, und deshalb wird die Veränderung der Stärke der
Arterienwand, die durch das Fortpflanzen der Pulswellen hervorgerufen
wird, schwächer.
Daher wird die Beziehung zwischen der Geschwindigkeit des Blutflusses
und der Veränderung
der Stärke
der Arterienwand in 9 dargestellt. So wie die Arterienwand
mit dem Fortschreiten der Atherosklerose starrer wird, weist der
Graph eine größere Steigung
auf. Dies liefert einen nachhaltigen Hinweis auf die Atherosklerose.
Die Arterienwand weist eine Hysteresekurve wie in 9 aufgrund
ihrer Zähigkeit
zusätzlich zu
ihrer Elastizität
auf.
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Wie
oben festgestellt, kann das M-Modus-Bild der Arterienwand nach der
fünften
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung angezeigt werden in Verbindung mit der
elektrokardiographischen Wellenform, und die Beziehung zwischen
der Geschwindigkeit des Blutflusses und der Veränderung der Stärke der
Arterienwand kann bei jedem Takt der elektrokardiographischen Wellenform
als Graph ausgegeben werden. Dies bietet eine verbesserte Genauigkeit
in der Atherosklerose-Diagnostik.
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Des
Weiteren wird die Geschwindigkeit des intraarteriellen Blutflusses
entsprechend den maximalen und den minimalen Blutdrücken normalisiert,
die vom externen Bluttdruckmesser eingegeben werden, und die Geschwindigkeit
des intraarteriellen Blutflusses wird in einen Blutdruck umgewandelt.
So kann die Beziehung zwischen der Veränderung der Stärke der
Arterienwand und der Veränderung
des Blutdruckes als Graph ausgegeben werden.
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Wie
oben festgestellt, werden Ultraschallimpulse auf der Vielzahl der
Schallstrecken mit unterschiedlichen Ablenkungswinkeln an das gleiche
Ziel gesendet und von ihm empfangen, und es werden die jeweiligen Phasen
der reflektierten Ultraschallwellen erfasst, um die Phasendifferenz
zwischen einer Vielzahl von aufeinander folgenden Phasensignalen
in den erfassten Phasensignalen zu ermitteln. Dann können entsprechend der
Phasendifferenz die Bewegungsgeschwindigkeit und der Versatz des
Gewebes des lebenden Körpers
berechnet werden, und die Bewegung des Gewebes des lebenden Körpers und
die Veränderung
des Blutflusses gleichzeitig gemessen werden. Aufgrund dieses Aufbaus
ist es leicht, die Beziehung zwischen der Veränderung des Blutflusses und
der Bewegung der Arterienwand zu bestimmen. Daher kann die vorliegende
Erfindung ein Ultraschalldiagnostikgerät anbieten, das Auswirkungen
auf die Verbesserung der Genauigkeit in der Diagnostik einer Läsion, insbesondere
im Kreislaufsystem aufweist.
