NO318015B1

NO318015B1 - Method and apparatus for examinations using ultrasound and nonlinear contrast agents

Info

Publication number: NO318015B1
Application number: NO19910805A
Authority: NO
Inventors: Joachim Siegert; Thomas Fritzsch; Volkmar Uhlendorf
Original assignee: Schering Ag
Priority date: 1988-09-01
Filing date: 1991-02-28
Publication date: 2005-01-24
Also published as: NO910805L; NO910805D0

Description

Denne oppfinnelse angår ultralydfremgangsmåter for avbildning og særlig for utledning av et såkalt dopplerspektrum for objekter med begrenset motstand overfor lydintenstivt påtrykk, og en innretning omfattende kretser for å utføre slike prosesser eller fremgangsmåter. This invention relates to ultrasound methods for imaging and in particular for deriving a so-called doppler spectrum for objects with limited resistance to sound intensive pressure, and a device comprising circuits for carrying out such processes or methods.

Innenfor ultralydteknikk utstråles ultralydbølger til et inspeksjonsområde for selektiv avbildning og/eller utledning av det dopplerspektrum som dannes. I prosesser og apparater for materialprøving og undersøkelse av biologiske vev benyttes kombinerte ultralydhoder for sending og mottaking. Ultralydutsendingen skjer da ved en fast sendefrek-vens fOJ og samme frekvens benyttes ved mottakingen. Ultralydsignalet genereres i en krystalloscillator. Et typisk ultralydhode for frekvensen 5 MHz dekker normalt et frekvensområde på mellom 3 og 7 MHz og har maksimal overføringskapasitet ved f0 = 5 MHz. Når det benyttes pulsekkoteknikk mottas det direkte eller spredt reflekterte signal innenfor samme frekvensområde. Slik apparatur og slike prosesser benyttes også ved undersøkelse av biologiske vev ved hjelp av ultralydkontrastmidler. Signalkomponenter utenfor det bestemte frekvensområde, så som for eksempel vibrasjoner som ligger i harmonisk frekvensforhold til sendefrekvensen, benyttes ikke for avbildning av objektet under inspeksjon eller annen analyse, så som for eksempel dopplermålingene. Videre brukes i de kjente prosesser og apparater innenfor slik teknologi flere ultralydhoder som under en inspeksjonssyklus koples inn etter tur, for å kunne dekke et større frekvensområde. In ultrasound technology, ultrasound waves are radiated to an inspection area for selective imaging and/or derivation of the Doppler spectrum that is formed. In processes and devices for material testing and examination of biological tissues, combined ultrasound heads are used for sending and receiving. The ultrasound transmission then takes place at a fixed transmission frequency FOJ and the same frequency is used for reception. The ultrasound signal is generated in a crystal oscillator. A typical ultrasound head for the frequency 5 MHz normally covers a frequency range of between 3 and 7 MHz and has a maximum transmission capacity at f0 = 5 MHz. When pulse echo technology is used, the direct or scattered reflected signal is received within the same frequency range. Such equipment and such processes are also used when examining biological tissues using ultrasound contrast agents. Signal components outside the specified frequency range, such as vibrations that are in harmonic frequency relation to the transmission frequency, are not used for imaging the object during inspection or other analysis, such as for example the Doppler measurements. Furthermore, in the known processes and devices within such technology, several ultrasound heads are used which are connected in turn during an inspection cycle, in order to be able to cover a larger frequency range.

IEP-A2-0 147 955 beskrives en ultralydprosess hvor objektet som skal undersøkes påtrykkes en målepuls med høy frekvens og en pumpepuls med lav frekvens, men med stort lydtrykk. IEP-A2-0 147 955 describes an ultrasound process where the object to be examined is impressed with a measuring pulse with a high frequency and a pump pulse with a low frequency, but with a high sound pressure.

Ved undersøkelsen gjøres bruk av lydhastighetens trykkavhengighet, og trykket i objektet som skal undersøkes varieres da med pumpepulsen. During the examination, use is made of the pressure dependence of the sound speed, and the pressure in the object to be examined is then varied with the pump pulse.

Målepulsen som overlagtes pumpepulsen gjennomgår en faseendring som til slutt anvendes for evalueringen. Den viktigste faktor i denne kjente prosess er følgelig fasefor-holdet. Det skjer ingen evaluering av harmoniske frekvenser, innbefattet subharmoniske eller ultraharmoniske. The measuring pulse superimposed on the pump pulse undergoes a phase change which is finally used for the evaluation. The most important factor in this known process is therefore the phase relationship. There is no evaluation of harmonic frequencies, including subharmonics or ultraharmonics.

I tillegg er det ifølge den kjente prosess nøvdendig å benytte et referansesignal uten pumpepuls for å kunne måle faseforskyvningen. In addition, according to the known process, it is necessary to use a reference signal without a pump pulse in order to be able to measure the phase shift.

En prosess er videre kjent fra EP-A3-0 072 330, for å måle trykket i det objekt som skal undersøkes. Bobler genereres ifølge prosessen i objektet som skal undersøkes rett og slett ved eksponering overfor ultralydbølger. En lavfrekvent ultralydkilde som arbeider i området under omkring 100 kHz og ned til typisk omkring 20 kHz, genererer dampbobler i gassfrie fluider eller gassbobler dersom det foreligger oppløste gasser, i lavtrykksfasen i det objekt som skal undersøkes. A process is further known from EP-A3-0 072 330, for measuring the pressure in the object to be examined. Bubbles are generated according to the process in the object to be examined simply by exposure to ultrasound waves. A low-frequency ultrasound source that operates in the range below around 100 kHz and down to typically around 20 kHz, generates steam bubbles in gas-free fluids or gas bubbles if there are dissolved gases, in the low-pressure phase of the object to be examined.

Ultralydeffekten økes helt til kavitasjonsbobler dannes i det legeme som skal undersøkes. Slike bobler kan være temmelig store (lett synbare med det blotte øye), de kan holdes oppfanget i lydfeltet og de kan gi risiko for embolisme i vevet. Hvis slike bobler dannes i levende vev vil reaksjoner så som de som kjennes fra dekompresjons virkninger (dykkersyke) kunne forventes. På grunn av uunngåelige lavfrekvente ultralydspredefelter vil det i tillegg være en særlig risiko for ødeleggelse av lungevev. The ultrasound power is increased until cavitation bubbles form in the body to be examined. Such bubbles can be quite large (easily visible to the naked eye), they can be trapped in the sound field and they can pose a risk of embolism in the tissue. If such bubbles are formed in living tissue, reactions such as those felt from the effects of decompression (diving sickness) can be expected. Due to unavoidable low-frequency ultrasound scattering fields, there will also be a particular risk of destruction of lung tissue.

EP-A2-0 068 399 beskriver en prosess for å bestemme den ultralyddempning eller - absorpsjonskoeffisient som er karakteristisk for vev. Dette foregår ved at en midlere frekvens først finnes for det spredte returspektrum, hvoretter denne frekvens' variasjoner over tid undersøkes, eller den romlige fordeling i utsendelsesretningen registreres. Siden det foreligger en tilnærmet frekvensproporsjonal dempning vil den midlere frekvens gradvis forskyves mot lavere deler av spekteret etter hvert som veilengden for ultralydenergipulsen øker. Frekvensendringen fra fp til fc og fR er relativt Uten. EP-A2-0 068 399 describes a process for determining the ultrasound attenuation or absorption coefficient characteristic of tissue. This takes place by first finding an average frequency for the scattered return spectrum, after which the variations of this frequency over time are examined, or the spatial distribution in the direction of transmission is recorded. Since there is an approximately frequency-proportional damping, the average frequency will gradually shift towards lower parts of the spectrum as the path length of the ultrasound energy pulse increases. The frequency change from fp to fc and fR is relatively Without.

I en prosess ifølge US-A-3 640 271 måles blodtrykk og blodstrømningshastighet. Under denne måling injiseres bobler med bestemt størrelse innenfor området 10-100 fim, og disse boblers resonansfrekvens bestemmes før og etter injeksjonen. Resonansfrekvensen bestemmes enten ved hjelp av en dempet transduser og et frekvenssveip eller ved støteksitering fra en lite dempet transduser. I avhengighet av boblenes størrelse benyttes frekvenser i området fra 60 til 600 kHz, dvs. med en bølgelengde på mellom 2,5 og 25 mm. De anvendte bobler er ganske store slik at de ikke kan passere kapillarårene i vevet, og boblenes hastighet måles ut fra den dopplereffekt som registreres eller ut fra den tid det tar å passere mellom to gitte punkter. In a process according to US-A-3,640,271, blood pressure and blood flow rate are measured. During this measurement, bubbles of a specific size within the range of 10-100 µm are injected, and the resonance frequency of these bubbles is determined before and after the injection. The resonance frequency is determined either by means of a damped transducer and a frequency sweep or by shock excitation from a slightly damped transducer. Depending on the size of the bubbles, frequencies in the range from 60 to 600 kHz are used, i.e. with a wavelength of between 2.5 and 25 mm. The bubbles used are quite large so that they cannot pass the capillaries in the tissue, and the speed of the bubbles is measured based on the Doppler effect that is registered or based on the time it takes to pass between two given points.

Det er fra litteraturen, se for eksempel L. Germain, J.O.N. Cheeke: Journal of the Acoustical Society of America, bind nr. 83 (1988), side 942, kjent å forbedre avbildningskvaliteten ved ultralydmikroskopi ved å ta i bruk svingninger ved harmoniske multipla av eksitasjonsrfekvensen. For dette formål må imidlertid ultralydbølger med svært stor signalamplitude sendes ut for å generere ulineære vibrasjoner på veien inn mot undersøkelsesområdet, idet energi i vibrasjonene ved grunnfrekvensen da overføres til energi ved høyere harmoniske vibrasjonsrfekvenser som følge av ulineariteten. It is from the literature, see for example L. Germain, J.O.N. Cheeke: Journal of the Acoustical Society of America, Vol. No. 83 (1988), page 942, known to improve imaging quality in ultrasound microscopy by employing oscillations at harmonic multiples of the excitation frequency. For this purpose, however, ultrasound waves with a very large signal amplitude must be sent out to generate non-linear vibrations on the way into the investigation area, as energy in the vibrations at the fundamental frequency is then transferred to energy at higher harmonic vibration frequencies as a result of the non-linearity.

Samme litteraturangivelse, med tillegg av samme tidsskrifts bind 69, nr. 4, april 1981, s. 1210-1212 (W.K. Law m.fl.), angår den ulineære utstråling av ultralyd, og dette finner bare sted i vann og vev ved store intensiteter. The same literature reference, with the addition of the same journal's volume 69, no. 4, April 1981, pp. 1210-1212 (W.K. Law et al.), concerns the nonlinear radiation of ultrasound, and this only takes place in water and tissue at large intensities.

Når det gjelder ulinær utsendelse dannes ingen subharmoniske vibrasjoner, og de harmoniske vibrasjoner vil også bare opptre etter at grunnbølgen har passert en minste vei-lengde på flere centimeter i mediet. In the case of non-linear transmission, no subharmonic vibrations are formed, and the harmonic vibrations will also only appear after the fundamental wave has passed a minimum path length of several centimeters in the medium.

Slike prosesser kan imidlertid ikke anvendes ved ultralydundersøkelser hvor frekvensene som benyttes ligger i området 1-10 MHz, og ved objekter som ikke kan tåle store ultralydnivåer, bl.a. visse biologiske vevstyper. However, such processes cannot be used for ultrasound examinations where the frequencies used are in the range of 1-10 MHz, and for objects that cannot withstand high ultrasound levels, e.g. certain biological tissue types.

Det problem som ligger til grunn for oppfinnelsen er å kunne utvide anvendelsesområdet for ultralydprosesser også til objekter som har begrenset motstand eller tåleevne overfor større lydintensiteter, særlig biologiske vev, slik at også slike undersøkte media kan bearbeides for å fremskaffe selektiv avbildning og analyse av det dannede dopplerspektrum, og oppfinnelsen er også rettet mot kretser for utførelse av slike prosesser. The problem underlying the invention is to be able to extend the application area of ultrasound processes also to objects that have limited resistance or tolerance to greater sound intensities, especially biological tissues, so that such examined media can also be processed to provide selective imaging and analysis of the formed doppler spectrum, and the invention is also directed to circuits for carrying out such processes.

Løsningen på denne oppgave fremkommer ved den prosess som her er kalt fremgangsmåte og som er angitt i patenfkrav 1 og 2, og ved hjelp av kretser, her kalt en innretning, ifølge det etterfølgende krav 10. Fordelaktige utførelsesformer vil fremgå av de underordnede krav. The solution to this task is achieved by the process which is here called the method and which is stated in patent claims 1 and 2, and by means of circuits, here called a device, according to the following claim 10. Advantageous embodiments will appear from the subordinate claims.

Ved å innføre materialer eller media som genererer ulineæritet i inspeksjonsområdet som skal utsettes for ultralydbølger har det vist seg overraskende positivt, selv ved lave lydintensiteter som ikke er skadelige, at man i tillegg til selve det utsendte hovedsignal ved eksiteringsfrekvensen f0 gjenfinner kraftige og betydelige frekvensforskjøvne sprednings-og/eller sidesignaler, i det følgende som samlebegrep kalt bisignaler. Disse bisignaler er særlig kraftige ved de harmoniske (2 f0,3 f0...), de subharmoniske (1/2 f0,1/3 fj,, 3/4 Q og de såkalte ultraharmoniske (3/2 fj,, 5/4 f0...) av grunn- eller eksiteringsfrekvensen. Med dette som utgangspunkt vil bølger ved lavere frekvenser kunne trenge dypere inn i måleobjektet, og mottatte signaler ved høyere frekvenser kan analyseres. By introducing materials or media that generate non-linearity in the inspection area to be exposed to ultrasound waves, it has been surprisingly positive, even at low sound intensities that are not harmful, that in addition to the emitted main signal at the excitation frequency f0, strong and significant frequency-shifted scattering - and/or side signals, hereinafter as a collective term called side signals. These secondary signals are particularly powerful at the harmonics (2 f0,3 f0...), the subharmonics (1/2 f0,1/3 fj,, 3/4 Q and the so-called ultraharmonics (3/2 fj,, 5/ 4 f0...) of the fundamental or excitation frequency With this as a starting point, waves at lower frequencies will be able to penetrate deeper into the measurement object, and received signals at higher frequencies can be analysed.

På en fordelaktig måte kan da selektiv analyse av de signalkomponenter som påvirkes av materialet eller det mediet som er innført utføres, og likeledes kan selektiv undersøkelse av de områder som er tilført slike midler muliggjøres uten at man, slik som det var nødvendig tidligere, behøver å finne forskjeller ved sammenlikning av to eller flere tilstander hhv. analysert før og etter innføringen av materialet eller mediet. Særlig kan dopplereffektanalysen gi mulighet for analyse uten at det oppstår artefakter. In an advantageous way, selective analysis of the signal components that are affected by the material or the medium that has been introduced can then be carried out, and likewise selective examination of the areas that have been supplied with such agents can be made possible without, as was necessary previously, having to find differences when comparing two or more states or analyzed before and after the introduction of the material or medium. In particular, the Doppler effect analysis can provide the opportunity for analysis without artefacts occurring.

Fortrinnsvis benyttes ulineære spredelegemer for innføring i undersøkelsesområdet, et ulineært ultralydkontrastmiddel kan i form av en løsning eller en suspensjon også benyttes, særlig gjelder dette meget små bobler eller midler som frembringer slike. Preferably, non-linear scattering bodies are used for introduction into the examination area, a non-linear ultrasound contrast agent in the form of a solution or a suspension can also be used, this particularly applies to very small bubbles or agents that produce such.

Innføringen av en såkalt mikroboblesuspensjon med vektkonsentrasjon på fra 10 til 30 % i tørr tilstand vil gi gode resultater, og fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen og oppfinnelsens innretning benytter så lave konsentrasjoner som 10"<3> % med overraskende gode resultater. The introduction of a so-called microbubble suspension with a weight concentration of from 10 to 30% in the dry state will give good results, and the method according to the invention and the device of the invention use concentrations as low as 10"<3>% with surprisingly good results.

I prosessen ifølge oppfinnelsen aktiveres ultralydtransduseren fortrinnsvis ved hjelp av en funksjonsgenerator som kan sende ut korte sekvenser (bursts) av relativt høyfrekvente signaler og med innstillbar amplitude og middelfrekvens (fT) i området fra 0,3 til 22 MHz, fortrinnsvis fra 1 til 11 MHz. De signalpulser som på denne måte fremkommer kan ha repetisjonsfrekvens mellom 0,5 og 20 Hz, fortrinnsvis fra 1 til 5 Hz. Man har funnet at det er særlig gunstig å analysere ved frekvenser som ligger lavere enn middelfrekvensen fj for ultralydtransduseren (eller -senderen). In the process according to the invention, the ultrasound transducer is preferably activated by means of a function generator which can send out short sequences (bursts) of relatively high-frequency signals and with adjustable amplitude and mean frequency (fT) in the range from 0.3 to 22 MHz, preferably from 1 to 11 MHz . The signal pulses that appear in this way can have a repetition frequency between 0.5 and 20 Hz, preferably from 1 to 5 Hz. It has been found that it is particularly advantageous to analyze at frequencies that are lower than the mean frequency fj of the ultrasound transducer (or transmitter).

Under evalueringen eller analysen er det fordelaktig å velge minst ett tidsintervall ved hjelp av en datamaskinstyrt portkrets og bestemme det tilordnede frekvensspektrum på analog eller digital måte. Ved å gjøre dette innstilles lengden av det tilpassede tidsvindu og antallet høyfrekvensperioder i hver puls mellom den optimale frekvensoppløsning og den tilsvarende optimale romoppløsning. During the evaluation or analysis, it is advantageous to select at least one time interval by means of a computer-controlled gate circuit and determine the associated frequency spectrum in analog or digital fashion. By doing this, the length of the adapted time window and the number of high frequency periods in each pulse are set between the optimal frequency resolution and the corresponding optimal spatial resolution.

Ved å bruke fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen vil det fortrinnsvis være mulig å analysere dopplervirkningen for harmoniske av grunnfrekvensen eller eventuelle blande-produkter. Når man benytter såkalt totoneeksitasjon, dvs. samtidig utsendelse av to høyfrekvente ultralydsignaler med noe forskjellig frekvens undersøkes for eksempel det øvre sidebånd. Dette tillater representasjon av relativt langsomme strømmer uten interferens fra bevegelser i kar- eller åre veggene. By using the method according to the invention, it will preferably be possible to analyze the Doppler effect for harmonics of the fundamental frequency or possible mixing products. When using so-called two-tone excitation, i.e. the simultaneous emission of two high-frequency ultrasound signals with slightly different frequencies, the upper sideband is examined, for example. This allows the representation of relatively slow flows without interference from movements in the vessel or vein walls.

Videre oppnås forbedret dybdeoppløsning både med hensyn til lengdedimensjon og eventuelt romdimensjoner ved analyse av harmoniske signalkomponenter eller signaler som danner det øvre sidebånd, og en større oppløsning er meget ønskelig ved avbildningen og under dopplermålingene. Furthermore, improved depth resolution is achieved both with regard to length dimension and possibly spatial dimensions by analysis of harmonic signal components or signals that form the upper sideband, and a greater resolution is highly desirable for the imaging and during the Doppler measurements.

Innretningen eller kretsene ifølge oppfinnelsen og for å utføre den fremgangsmåte som er skissert ovenfor omfatter en funksjonsgenerator hvis utgang via en sender/mottaker-vender, i det følgende kalt TR-vender synkronisert med funksjonsgeneratoren og koplet til signalbehandlingskretser og oscillatoren i en akustisk sterkt dempet og elektrisk tilpasset bredbåndstransduser. I en annen kretsutførelse er funksjonsgeneratoren koplet direkte til inngangen av transduseren, hvis utgang så er koplet til tilsvarende signalbehandlingskretser. The device or circuits according to the invention and to carry out the method outlined above comprises a function generator whose output is via a transmitter/receiver inverter, hereinafter called TR inverter synchronized with the function generator and connected to signal processing circuits and the oscillator in an acoustically strongly damped and electrically adapted broadband transducer. In another circuit design, the function generator is connected directly to the input of the transducer, whose output is then connected to corresponding signal processing circuits.

I den første, utførelse koples funksjonsgeneratoren direkte til transduserens oscillator når TR-venderen er slått om til stilling "sending", og de signalpulser som går ut fra funksjonsgeneratoren sendes derved ut. I den deretter følgende stilling av TR-venderen, nemlig stillingen "motta" mottas reflekterte signaler og videreføres til analyse- eller signalbehandlingskretsene. I den andre utførelse er transduserens inngang hhv. utgang skilt fra hverandre, slik at det ikke er nødvendig med noen TR-vender. In the first embodiment, the function generator is connected directly to the transducer's oscillator when the TR inverter is switched to the "send" position, and the signal pulses that emanate from the function generator are thereby sent out. In the then following position of the TR inverter, namely the "receive" position, reflected signals are received and passed on to the analysis or signal processing circuits. In the second embodiment, the transducer's input or output separated from each other, so that no TR reverser is required.

Det er særlig gunstig å benytte et transduserelement hvis middelfrekvens fT er høyere enn den øvre grense av arbeidsområdet. Transduserelementet er da utført slik at ultralydintensiteten ved emitteringen i frekvensområdet under middelfrekvensen fT har en positiv og hovedsakelig konstant førstederivert, i alle fall over arbeidsområdet, eller elemen-tet er slik konstruert at ultralydintensiteten selv er tilnærmet konstant over arbeidsområdet. Ved at frekvensresponsen på denne måte er tilnærmet lineær innenfor arbeidsområdet blir det tilsvarende frekvensforløp for spesielt dempningen i analyseområdet kompensert for i stor utstrekning når dette område utsettes for påtrykk av ultralydbølgene. Som en følge av dette kan man endre påtrykt frekvens uten å skitte ultralydhode. Videre kan optimalt forhold mellom romlig og frekvensmessig oppløsning velges fritt ved analysen av de innkommende spektra med hensyn til materialegenskaper, særlig når det dreier seg om analyse av biologiske vev. It is particularly advantageous to use a transducer element whose mean frequency fT is higher than the upper limit of the working range. The transducer element is then designed so that the ultrasound intensity when emitted in the frequency range below the mean frequency fT has a positive and essentially constant first derivative, in any case over the working range, or the element is constructed in such a way that the ultrasound intensity itself is approximately constant over the working range. By the fact that the frequency response in this way is approximately linear within the working area, the corresponding frequency course for especially the damping in the analysis area is compensated for to a large extent when this area is exposed to pressure from the ultrasound waves. As a result, the imprinted frequency can be changed without dirtying the ultrasound head. Furthermore, the optimal ratio between spatial and frequency resolution can be freely chosen during the analysis of the incoming spectra with regard to material properties, especially when it comes to the analysis of biological tissues.

Fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen kan fortrinnsvis utføres ved hjelp av kretser hvor transduseren består av flere elementer og er innrettet for opptak av signalene med innbyrdes faseforskyvning, hvorved det kan utføres en dynamisk fokusert prosess, innenfor et såkalt fase-array. Når kretsene er utført på denne måte koples utgangen fra funksjonsgeneratoren via en n-veis signaldeler, n datamaskinstyrte tidsforsinkelseskretser og n TR-vendere som styres av selve funksjonsgeneratoren eller av den datamaskin som står til rådighet, til inngangene av n akustisk kraftig dempede og elektrisk tilpassede bredbåndstransduserelementer hvis utganger via de n TR-vendere er koplet til en m-veis signaldeler hvis m utganger er ført til m tidforsinkelseskretser og m faste eller variable kretser for frekvensbåndvalg. Videre fører signalene til en krets for faseriktig summering og eventuelt signaldeling, til et system for videre selektiv prosessering av de m frekvensbånd. The method according to the invention can preferably be carried out with the help of circuits where the transducer consists of several elements and is arranged for recording the signals with a mutual phase shift, whereby a dynamically focused process can be carried out, within a so-called phase array. When the circuits are made in this way, the output of the function generator is connected via an n-way signal divider, n computer-controlled time delay circuits and n TR inverters controlled by the function generator itself or by the computer available, to the inputs of n acoustically heavily damped and electrically adapted broadband transducer elements whose outputs via the n TR inverters are connected to an m-way signal divider whose m outputs are led to m time delay circuits and m fixed or variable circuits for frequency band selection. Furthermore, the signals lead to a circuit for phase-correct summation and possibly signal division, to a system for further selective processing of the m frequency bands.

I henhold til en annen løsning av problemet som ligger til grunn for oppfinnelsen er det i undersøkelsesområdet som skal utsettes for ultralydbølger på forhånd innført et materiale som genererer ulineære vibrasjoner ved ultralydbølgepåtrykket fra den bredbånds akustisk sterkt dempede og elektrisk tilpassede ultralydtransduser som omfatter ett eller flere transduserelementer, hvert enkeltvis eller gruppevis styrt. Transduseren eksiteres eller utstyres av to høyfrekvente pulser med forskjellig signalfrekvens, hver lavere enn halvparten av den øvre frekvensgrense for arbeidsområdet, hvoretter signalkombinasjoner som oppstår ved blanding av de to utsendte signaler, særlig summe- og differansesignalet, analyseres i det mottatte ultralydsignal som etter refleksjonene opptas av transduseren, idet refleksjonene skjer enten direkte eller via forskjellig spredning. According to another solution to the problem that is the basis of the invention, in the examination area to be exposed to ultrasound waves, a material is introduced in advance that generates nonlinear vibrations due to the ultrasound wave pressure from the broadband acoustically strongly attenuated and electrically adapted ultrasound transducers comprising one or more transducer elements , each controlled individually or in groups. The transducer is excited or equipped by two high-frequency pulses with a different signal frequency, each lower than half of the upper frequency limit for the working area, after which signal combinations that occur by mixing the two emitted signals, in particular the sum and difference signal, are analyzed in the received ultrasound signal which is recorded after the reflections of the transducer, as the reflections occur either directly or via different scattering.

I henhold til den fremgangsmåte som er skissert her gir utstrålingen av to atskilte ultralydsignaler et kraftigere mottatt signalspektrum hvor særlig signalet ved summefrekvensen og ved differanserfekvensen er kraftig. Summefrekvensen har spesiell interesse fordi analyse av signalet ved denne frekvens gir anledning til øket romoppløsning. I henhold til denne fremgangsmåte kan ett transduserelement påtrykkes to høyfrekvente pulser, selv om det også er mulig å drive to separate transduserelementer med én høyfrekvent puls hver, idet middelfrekvensen for de to pulser er noe forskjellig og lavere enn halvparten av den øvre frekvensgrense for arbeidsområdet. According to the method outlined here, the emission of two separate ultrasound signals gives a stronger received signal spectrum, where the signal at the sum frequency and at the difference frequency is especially strong. The sum frequency is of particular interest because analysis of the signal at this frequency gives rise to increased spatial resolution. According to this method, one transducer element can be subjected to two high-frequency pulses, although it is also possible to operate two separate transducer elements with one high-frequency pulse each, as the average frequency of the two pulses is somewhat different and lower than half of the upper frequency limit for the working range.

Takket være den ulineæritet som utnyttes ifølge oppfinnelsen kan for eksempel to mer lavfrekvente signaler, så som f0»fp*2MHz føre til et kraftigere mottatt signal ved frekevensen f0 + fp, dvs. ved tilnærmet 4 MHz, sammenliknet med et tilfelle hvor den samme totaleffekt I0, Ip ble utsendt ved anvendelse av bare ett signal med frekvensen f0 + fp. Ved dette oppnås større inntrengningsdybde ved høyere observasjonsfrekvenser. ;De materialer eller media som genererer ulineæriteten ved ultralydpåtrykket kan være av samme type som de som benyttes for analyse av signalkomponentene ved de harmoniske frekvenser, og det er mulig å benytte samme eller analoge kretselementer, bare med tillegg av en andre høyfrekvensgenerator. ;I det tilfelle hvor kretsene omfatter en flerelements transduser sørger man for å sende ut det andre signal i samme retning som det første signal for å redusere den gjennomsnittlige effekt som stråles inn i det område som skal undersøkes, idet man starter tilnærmet én til to perioder tidligere med det andre signal og lar dette vare helt til det første pulssignal er avsluttet. For å oppnå dette påvirkes genereringen av det andre signal fra den andre generator av passende tidsforsinkelseskretser slik at signalet etter passering av T7R-venderen føres til det samme transduserelement i ultralydhodet og sendes ut i samme retning som det først utsendte signal. Kretsmatrisen mottar så signaler ved summefrekvensen. T/R-venderen styres av det andre utsendte signal som da har noe lengre varighet. ;Utførelsesformer av den foreliggende oppfinnelse skal nå gjennomgås i det følgende, med støtte i tegningene, hvor fig. 1 viser et blokkskjema, fig. 2 viser skjematisk et utsnitt av en prøvebeholder, fig. 3 viser et diagram over lydeffekten for den benyttede transduser som funksjon av frekvensen, fig. 4-9 viser grafiske fremstillinger av de spredt reflekterte signaler som mottas, og fig. 10 viser et ytterligere blokkskjema. ;For å oppnå de signaler som er skissert på fig. 4-9 og er klare til videre signalbehandling, benyttes kretsen vist på fig. 1 sammen med den prøvebeholder som er vist på fig. 2, bg det bredbånds ultralydhode har den karakteristikk som er vist i diagrammet på fig. 3. ;Periodisk gjentatte elektriske senderpulser med variabel signalfrekvens f0 innenfor arbeidsområdet fomin- fomax(fomin= 0,3 MHz < f0<<> f0max= 22 MHz) og med variabel båndbredde bestemt av antallet n sinusperioder pr. signalpuls: 0,5 < n< 20 og med innstillbar amplitude, genereres av den funksjonsgenerator som er indikert med henvisningstallet 1 i blokkskjemaet, og styringen av denne generator skjer ved hjelp av en sentral datamaskin 15. Datamaskinen styrer og overvåker både måleforløpene og den etterfølgende analyse av måleresultatene. Generatorens utgang 2 er tilkoplet T/R-venderen 3 som skjematisk vist er synkronisert av generatoren 1. T/R-venderen 3 kan også styres direkte av datamaskinen 15. T/R-venderens 3 utgang 2 er koplet til en bredbånds, tilpasset og fokusert transduser 4. De karakteristiske trekk ved transduseren 4 er vist på fig. 3. Bredbåndskarakteristikken er slik at det ikke foreligger resonanser i arbeidsområdet, og videre har transduseren god elektrisk og akustisk impedanstilpasning. Ultralydtransduserens utsendte signaler har en middelfrekvens fr som ligger over arbeidsområdets maksimal-frekvens fomax-1 det beskrevne eksempel er middelfrekvensen ft = 17 MHz. Tranduseren kan også ha fysisk og elektrisk atskilte transduserelementer for sender- og mottakersiden. I et slikt tilfelle vil T/R-venderen 3 være overflødig. Fortrinnvis kan det også være anordnet et ytterligere transduserelement for å sende ut et andre og uavhengig høyfrekvensssignal. ;Signalet som mottas av transduseren 4 føres via T/R-venderen 3 til en forforsterker 16 med bredbåndskarakteristikk og forsterket videre, når det dreier seg om digital frekvens-analyse, til et glatte- eller "anti-alias"-filter 17. Forforsterkeren 16 har en båndbredde > fomax. Filteret 17 har for eksempel en grensefrekvens på 10 MHz. Filterets utgang er koplet til en rask A/D-omvandler 18 hvor signalet digitaliseres, for eksempel ved en nyquistfrekvens på 12,5 MHz. Videre behandling av signalene utføres i et digitalt lagringsoscilloskop og i den sentrale datamaskin 15. Til utgangen av omvandleren 17 er det koplet en presentasjonsenhet så som en plotter 19. ;Fig. 1 viser at A/D-omvandleren er aktivert av funksjonsgeneratoren 1. ;Det digitaliserte signal lagres og prosesseres videre på en eller annen kjent måte og gjøres særlig tilgjengelig for nødvendige korreksjoner. Man kan også sørge for at det tas ut et delsignal før A/D-omvandlingen, og digitaliseringen kan først finne sted etter ytterligere analog signalbehandling. ;Fig. 2 viser skjematisk den prøvebeholder 20 som de måleresultater som gis nedenfor ble opptatt med. Under målingen med beholderen 20 ble, som figuren viser, transduserens 4 ultralydhode ført inn i beholderen som inneholdt vann. Lydhodet var av bredbåndstypen, var tilpasset og fokusert og arbeidet ved 17 MHz. Det var anordnet to filmer 21 som avgrenset et prøveområde hvor 10 mg ultralydkontrastmiddel var oppløst i 3mlH20. ;De direkte eller spredt reflekterte signaler fra måleområdet mellom filmene 21 har ved slike målinger generelt visse signalkomponenter som dannes ved interaksjon av de utsendte ultralydpulser (ved f0) og det ulineære. kontrastmiddel. ;Fig. 3 viser skjematisk frekvensgangen for transduserens ultralydhode. Det fremgår at responsen er tilnærmet lineær i oscillatorens hovedarbeidsområde. Frekvensresponsen i dette område kan brukes ril korreksjon av en tilsvarende frekvensgang i prøven som skal undersøkes, men prøvens frekvensgang kan også korrigeres etterpå ved passende veining. ;Under målingen velges det ut et interessant tidsintervall i det tidsomfang som velges av den datamaskmstyrte portkrets (ikke vist). Det er også mulig å velge flere tidsintervaller. Det tilhørende spektrum beregnes ved hjelp av en FFT-krets som utfører forenklet, rask fouriertransformasjon, og eksempler på slike spektra er vist på fig. 4-9. Ved å velge en passende tidsvinduslengde er det mulig å velge mellom optimal frekvensoppløsning og optimal dimensjonsoppløsning med hensyn til lengde eller rom. Fig. 4-8 viser spekteret over tidsvinduet. For å vise de enkelte spektralkomponenter tydeligere er det benyttet et langt tidsvindu, dvs. et som gir dårlig Tomoppløsning. Fig. 4 illustrerer variasjonen over tid for den utsendte puls etter refleksjon ved et koplingsvindu uten kontrastmidler. Det utsendte signals frekvens: ;f0 = 4,0 MHz, og dets ultralydnivå: +15 dBm. ;Refleksjonsspekteret viser som forventet et tydelig signalmaksimum ved 4 MHz. Signalkurven som er vist i den øvre halvdel av diagrammet er et gjennomsnittlig effekt-spektrum oppnådd etter filtrering i et lavpassfilter hvis nyquistfrekvens var 50 MHz. Fig. 5 viser retursignalspekteret fra prøvekammeret uten tilført ultralydkontrastmiddel. Fig. 6 viser samme signal 7 min etter tilsetning av 10 mg kontrastmiddel i 3 ml H20, og da fremkommer et tydelig sekundært signalmaksimum ved 2f0. Fig. 7 viser en måling etter 21 minutter under samme betingelser som angitt for fig. 5. En frekvens f0 på 3 MHz ble da anvendt, og det registrerte spektrum viser tydelig den andre- og tredjeharmoniske ved hhv. 6 og 9 MHz. Fig. 8 viser det reflekterte signal 15 minutter etter tilførsel av et ultralydkontrastmiddel i liten konsentrasjon. Den utsendte frekvens var 4 MHz, og ultralydnivået var her +20 dBm. Spekteret i den øvre del av fig. 8 viser med relativ stor frekvensoppløsning den underharmoniske ved 1/2 f0, den ultraharmonisk signalkomponent ved 3/2 f0, og den første harmoniske ved 2 f0. ;Fig. 9 viser retursignalet ved utsendt frekvens f*, = 4 MHz og lydnivå +15 dBm, når ultralydkontrastmiddelet var lineært. Spekteret viser bare refleksjon ved den utsendte frekvens. Thanks to the non-linearity that is utilized according to the invention, for example two lower frequency signals, such as f0»fp*2MHz can lead to a stronger received signal at the frequency f0 + fp, i.e. at approximately 4 MHz, compared to a case where the same total power I0, Ip was emitted using only one signal of frequency f0 + fp. This results in greater penetration depth at higher observation frequencies. ;The materials or media that generate the non-linearity of the ultrasound pressure can be of the same type as those used for analysis of the signal components at the harmonic frequencies, and it is possible to use the same or analogue circuit elements, only with the addition of a second high-frequency generator. In the case where the circuits comprise a multi-element transducer, care is taken to send out the second signal in the same direction as the first signal in order to reduce the average power radiated into the area to be examined, starting approximately one to two periods earlier with the second signal and let this last until the first pulse signal has ended. To achieve this, the generation of the second signal from the second generator is affected by suitable time delay circuits so that the signal, after passing the T7R inverter, is fed to the same transducer element in the ultrasound head and sent out in the same direction as the first emitted signal. The circuit matrix then receives signals at the sum frequency. The T/R inverter is controlled by the second transmitted signal, which then has a somewhat longer duration. Embodiments of the present invention will now be reviewed in the following, with support in the drawings, where fig. 1 shows a block diagram, fig. 2 schematically shows a section of a sample container, fig. 3 shows a diagram of the sound effect for the used transducer as a function of the frequency, fig. 4-9 show graphical representations of the scattered reflected signals that are received, and fig. 10 shows a further block diagram. ;In order to obtain the signals outlined in fig. 4-9 and are ready for further signal processing, the circuit shown in fig. 1 together with the sample container shown in fig. 2, bg the broadband ultrasound head has the characteristic shown in the diagram in fig. 3. ;Periodically repeated electrical transmitter pulses with variable signal frequency f0 within the working range fomin-fomax(fomin= 0.3 MHz < f0<<> f0max= 22 MHz) and with variable bandwidth determined by the number of n sinus periods per signal pulse: 0.5 < n< 20 and with adjustable amplitude, is generated by the function generator indicated by the reference number 1 in the block diagram, and the control of this generator takes place with the help of a central computer 15. The computer controls and monitors both the measurement processes and the subsequent analysis of the measurement results. The generator's output 2 is connected to the T/R inverter 3, which schematically shown is synchronized by the generator 1. The T/R inverter 3 can also be controlled directly by the computer 15. The T/R inverter 3's output 2 is connected to a broadband, adapted and focused transducer 4. The characteristic features of the transducer 4 are shown in fig. 3. The broadband characteristic is such that there are no resonances in the working area, and furthermore the transducer has good electrical and acoustic impedance matching. The ultrasonic transducer's transmitted signals have a mean frequency fr which is above the working range's maximum frequency fomax-1 the described example is the mean frequency ft = 17 MHz. The transducer can also have physically and electrically separated transducer elements for the transmitter and receiver side. In such a case, the T/R inverter 3 will be redundant. Preferably, a further transducer element can also be arranged to send out a second and independent high-frequency signal. ;The signal received by the transducer 4 is fed via the T/R converter 3 to a preamplifier 16 with broadband characteristics and further amplified, when it comes to digital frequency analysis, to a smoothing or "anti-alias" filter 17. The preamplifier 16 has a bandwidth > fomax. The filter 17 has, for example, a cut-off frequency of 10 MHz. The filter's output is connected to a fast A/D converter 18 where the signal is digitized, for example at a Nyquist frequency of 12.5 MHz. Further processing of the signals is carried out in a digital storage oscilloscope and in the central computer 15. A presentation unit such as a plotter 19 is connected to the output of the converter 17. ;Fig. 1 shows that the A/D converter is activated by the function generator 1. ;The digitized signal is stored and further processed in some known way and made especially available for necessary corrections. One can also ensure that a partial signal is extracted before the A/D conversion, and digitization can only take place after further analogue signal processing. Fig. 2 schematically shows the sample container 20 with which the measurement results given below were taken. During the measurement with the container 20, as the figure shows, the ultrasound head of the transducer 4 was introduced into the container containing water. The sound head was of the broadband type, was adapted and focused and operated at 17 MHz. Two films 21 were arranged which defined a sample area where 10 mg of ultrasound contrast agent had been dissolved in 3mlH20. ;The direct or scattered reflected signals from the measurement area between the films 21 in such measurements generally have certain signal components which are formed by interaction of the emitted ultrasound pulses (at f0) and the non-linearity. contrast medium. Fig. 3 schematically shows the frequency response of the transducer's ultrasound head. It appears that the response is approximately linear in the oscillator's main working area. The frequency response in this area can be used to correct a corresponding frequency response in the sample to be examined, but the sample's frequency response can also be corrected afterwards by suitable weighting. During the measurement, an interesting time interval is selected in the time range selected by the computer-controlled gate circuit (not shown). It is also possible to select several time intervals. The associated spectrum is calculated using an FFT circuit which performs simplified, fast Fourier transformation, and examples of such spectra are shown in fig. 4-9. By choosing an appropriate time window length, it is possible to choose between optimal frequency resolution and optimal dimensional resolution with regard to length or space. Fig. 4-8 shows the spectrum over the time window. In order to show the individual spectral components more clearly, a long time window has been used, i.e. one that gives poor Tom resolution. Fig. 4 illustrates the variation over time for the emitted pulse after reflection by a switching window without contrast agents. The emitted signal's frequency: ;f0 = 4.0 MHz, and its ultrasound level: +15 dBm. ;The reflection spectrum shows, as expected, a clear signal maximum at 4 MHz. The signal curve shown in the upper half of the diagram is an average power spectrum obtained after filtering in a low-pass filter whose Nyquist frequency was 50 MHz. Fig. 5 shows the return signal spectrum from the sample chamber without added ultrasound contrast agent. Fig. 6 shows the same signal 7 min after the addition of 10 mg of contrast agent in 3 ml H20, and then a clear secondary signal maximum appears at 2f0. Fig. 7 shows a measurement after 21 minutes under the same conditions as indicated for fig. 5. A frequency f0 of 3 MHz was then used, and the recorded spectrum clearly shows the second and third harmonics at 6 and 9 MHz. Fig. 8 shows the reflected signal 15 minutes after administration of an ultrasound contrast agent in a small concentration. The emitted frequency was 4 MHz, and the ultrasound level was here +20 dBm. The spectrum in the upper part of fig. 8 shows with relatively high frequency resolution the subharmonic at 1/2 f0, the ultraharmonic signal component at 3/2 f0, and the first harmonic at 2 f0. Fig. 9 shows the return signal at transmitted frequency f*, = 4 MHz and sound level +15 dBm, when the ultrasound contrast medium was linear. The spectrum only shows reflection at the emitted frequency.

Det fremgår fra de viste spektra at disse har tydelige signalmaksima i frekvensområder som ikke inneholdes i det utsendte signalspektrum, når interaksjon har funnet sted i et ulineært kontrastmiddel. Det er mulig å analysere spektralendringer ut fra dopplereffektvirkningene, og for å benytte de kretser som står til rådighet for utførelsesformer for avbildning av ultralydprosesser, tilføyes da komponenter så som et fase-array-anordnet ultralydhode eller et med dynamisk fokuseringsmulighet. Et oversiktsskjetna for slik anvendelse er vist på fig. 10. It appears from the spectra shown that these have clear signal maxima in frequency ranges that are not contained in the transmitted signal spectrum, when interaction has taken place in a non-linear contrast medium. It is possible to analyze spectral changes based on the Doppler effect effects, and to use the circuits available for embodiments for imaging ultrasound processes, components such as a phase-array-arranged ultrasound head or one with dynamic focusing capability are then added. An overview diagram for such an application is shown in fig. 10.

Det utsendte signal fra funksjonsgeneratoren 1 (frekvens f0) føres i dette tilfelle fra generatorens utgang 2 til en n-veis signaldeler 5 hvor signalet deles ned til ett delsignal for hvert av de n parallelt anordnede transduserelementer 4.1...4.n. Signalene tilføres via respektive T/R-vendere 3.1...3.n som styres av enten generatoren 1 eller datamaskinen. Datamaskinen bestemmer tidsforsinkelsen for hvert transduserelement slik at den ønskede retnrngskarakteristikk oppnås for ultralydhodene ved den bestemte utsendte frekvens. Samme retningskarakteristikk bestemmes av datamaskinen for mottakerdelen ved hjelp av tilsvarende tidsforsinkelser. Signalene som mottas av ultralydhodene 4.1...4.n føres via T/R-venderne 3.1 til forforsterkere 6.1...6.n med bredbåndskarakteristikk. Det forsterkede signal fra disse føres til en m-veis signaldeler 10 tilkoplet passende styrte eller innstillbare tidsforsinkelseskretser 11 som viderefører signalet til kretsene 12 for frekvensbåndvalg. Det er ytterligere anordnet kretser for faseriktig summering av signalene i de enkelte frekvensbånd, og eventuelt signaldeling. Signalbehandlingen fortsetter videre ved hvert enkelt frekvensbånd i prosessorer eller enheter som hører til den kjente teknikk. The transmitted signal from the function generator 1 (frequency f0) is in this case fed from the generator's output 2 to an n-way signal splitter 5 where the signal is split down to one sub-signal for each of the n parallel arranged transducer elements 4.1...4.n. The signals are supplied via respective T/R inverters 3.1...3.n which are controlled by either the generator 1 or the computer. The computer determines the time delay for each transducer element so that the desired directivity characteristic is obtained for the ultrasound heads at the particular transmitted frequency. The same directional characteristic is determined by the computer for the receiving part by means of corresponding time delays. The signals received by the ultrasound heads 4.1...4.n are fed via the T/R inverters 3.1 to preamplifiers 6.1...6.n with broadband characteristics. The amplified signal from these is fed to an m-way signal divider 10 connected to suitably controlled or adjustable time delay circuits 11 which forward the signal to the circuits 12 for frequency band selection. There are additional circuits for phase-correct summation of the signals in the individual frequency bands, and possibly signal division. The signal processing continues at each individual frequency band in processors or devices belonging to the known technique.

Særlig kan analyse av signaler hvis frekvens avviker fra f0, for eksempel 1/2 f0, 2 f0, utføres. In particular, analysis of signals whose frequency deviates from f0, for example 1/2 f0, 2 f0, can be carried out.

Tidsforsinkelseskretsene kan være variable eller faste. Fordelingen av de mottatte signaler til de m-veis signaldelere gir det ønskede antall frekvensbånd, hvis posisjon og frekvensomfang kan innstilles ved hjelp av båndfilteret. Alternativt kan delingen foregå slik at det mottatte signal blandes med et hjelpesignal som utledes av hovedsignalet og vil være forskjellig alt etter hvilket frekvensbånd som skal dekkes, slik at de enkelte bånd kan behandles med de samme komponenter i de etterfølgende trinn. The time delay circuits can be variable or fixed. The distribution of the received signals to the m-way signal splitters gives the desired number of frequency bands, whose position and frequency range can be set using the band filter. Alternatively, the division can take place so that the received signal is mixed with an auxiliary signal that is derived from the main signal and will be different depending on which frequency band is to be covered, so that the individual bands can be processed with the same components in the subsequent steps.

Frekvensbåndet som ligger sentrert rundt f<, gir de vanlige resultater, mens de øvrige bånd inneholder frekvensforskjøvne og ulineære signalkomponenter fra interaksjonen mellom det utsendte signal og de ulineære ultralydkontrastmidler. The frequency band centered around f< gives the usual results, while the other bands contain frequency-shifted and non-linear signal components from the interaction between the emitted signal and the non-linear ultrasound contrast agents.

De videre signalbehandlingstrinn og analyser kan utføres for en vilkårlig ønsket frekvenskanal eller samtidig for flere frekvensområder, helt i samsvar med kjente metoder. The further signal processing steps and analyzes can be carried out for an arbitrarily desired frequency channel or simultaneously for several frequency ranges, completely in accordance with known methods.

For å kunne benytte to utsendte frekvenser samtidig, f0 og fp, er det anordnet en andre generator, vist til høyre på fig. 10, og denne er koplet via signaldelere og tidsforsinkel-seslinjer 15 til T/R-vendeme 3.1...3.n. Den andre generator tillater påtrykk av ultralydbølger til minst det område av det objekt som skal undersøkes som bestemmes av retningskarakteri-stikken for den bestemte mottakerport. Konstruksjonen kan være slik at det i tillegg til de bredbånds transduserelementer som er beskrevet er anordnet minst én ytterligere og likeledes bredbånds sendertransduser med ultralydhode, og fortrinnsvis er denne atskilt elektrisk fra de øvrige og tilføres ultralydenergi fra den andre, uavhengige generator 1. Imidlertid kan de to utsendte, signaler også overlagres slik at samme transduserelement kan brukes. In order to be able to use two transmitted frequencies at the same time, f0 and fp, a second generator is arranged, shown on the right in fig. 10, and this is connected via signal dividers and time delay lines 15 to T/R switches 3.1...3.n. The second generator allows the application of ultrasonic waves to at least the area of the object to be examined which is determined by the directional characteristics of the particular receiver port. The construction can be such that, in addition to the broadband transducer elements described, at least one further and likewise broadband transmitter transducer with an ultrasound head is arranged, and preferably this is separated electrically from the others and is supplied with ultrasound energy from the second, independent generator 1. However, they can two transmitted signals are also superimposed so that the same transducer element can be used.

Claims

1. Procedure for ultrasound examination of an object, in particular by means of imaging, and possibly application of a Doppler spectrum for an object that has limited resistance to higher ultrasound levels, characterized by: introduction of an ultrasound contrast agent in an examination area of the object, which agent contains or after the introduction produces small bubbles, pressure on the examination area by pulse-divided ultrasound waves whose ultrasound frequency f0 is in the range 1-22 MHz, from a broadband, acoustically strongly attenuated and electrically adapted ultrasound transducer with one or more transducer elements that are individually or in groups electrically excited, recording in the same ultrasound transducer of reflected ultrasound waves from the examination area, as its bubbles act as reflection scattering bodies that are set into nonlinear vibrations by the ultrasound pressure, conversion of the absorbed ultrasound waves into electrical signals and signal processing to facilitate analysis e, and analysis of the reflections at both the frequency £ of the impressed waves, and at least one frequency which is assigned to this frequency f0 as an over-, sub- or ultra-harmonic frequency component.

2. Procedure for ultrasound examination of an object, in particular by means of imaging, and possibly application of a doppler spectrum for an object that has limited resistance to higher ultrasound levels, characterized by: introduction of an ultrasound contrast agent in an examination area of the object, which agent contains or after the introduction produces small bubbles, impingement on the examination area of two pulse-split ultrasound waves whose ultra-sound frequencies are respectively f<, and fp, different from each other and both below half of the upper frequency limit of the working range of a wide-band, acoustically strongly attenuated and electrically matched ultrasound transducer with a or several transducer elements that are individually or in groups electrically excited to produce the ultrasound waves, recording in the same ultrasound transducer of reflected ultrasound waves from the examination area, as its bubbles act as reflection scattering bodies that are set into nonlinear vibrations by ultra the sound pressure, conversion of the captured ultrasound waves into electrical signals and signal processing to facilitate analysis, and analysis of the direct or scattered reflected ultrasound waves from the survey area, at the frequency sum f0 + fp or the frequency difference f0 - fp .

3. Method according to claim 1 or 2, characterized in that the ultrasound contrast medium is a solution, an emulsion or a suspension.

4. Method according to claim 3, characterized in that the contrast agent is a microbubble suspension whose concentration by weight is from 10% to 30% dry matter in the suspended medium.

5. Method according to one of claims 1, 3 or 4, characterized in that the transducer is excited by means of at least one function generator whose output signal can be divided into pulses and set in amplitude, pulse repetition frequency and signal frequency f0, in particular so that the frequency f0 is in the range 1-22 MHz , preferably in the range 1-11 MHz, and that the pulse repetition frequency is between 0.5 and 20 Hz, preferably from 1 to 5 Hz.

6. Method according to one of claims 2-4, characterized in that the two pulse-split ultrasound waves are produced by excitation from two function generators, in one or two separate transducer elements, and that the frequency of the function generators f0 or fp is in the range 0.5-20 MHz, preferably within 1-5 MHz, and with pulse repetition frequency within 1-25 Hz, preferably within 1-10 Hz.

7. Method according to one of claims 1-5, characterized by the analysis of the direct and scattered reflected waves being carried out at frequencies below an average mean frequency fT for the impressed ultrasound waves.

8. Method according to one of claims 1-5 and 7, characterized in that the analysis is carried out using a computer-controlled gate circuit and within at least one time window which is selected and whose assigned frequency spectrum is determined in an analogue or digital way.

9. Method according to claim 8, characterized in that the length of the time window and the number of ultrasound periods per pulse is set according to the desired frequency resolution and spatial resolution.

10. Device for carrying out a method according to at least one of claims 1, 3, 4, 5, 7, 8 or 9, for ultrasound examination, in particular by means of imaging and possibly using a Doppler spectrum for objects with limited resistance to higher ultrasound levels, characterized by: - an ultrasound transducer (4) with n transducer elements (4.1.1...4.n.l) for recording direct and/or scattered reflected and phase-shifted ultrasound waves, - a function generator (1) whose output (2), via an n-way signal divider (5) and n computer-controlled time delay circuits (7.1.1...7.n.l), are connected to n transmitter/receiver inverters (3.1.1 3.n.l) which are controlled by the function generator (1) or by a central computer (15), which inverters (3.1.1...3.n.l) are connected to the input or inputs of the transducer elements (4.1.1...4.n.l), that - the output from each of the transducer elements (4.1 .1....4.n.l) is connected via its respective one of the n inverters (3.1.1...3.n.l), to a further m-way signal divider (10) which divides the signal into m sub-signals, in that on the downstream side of each such signal divider (10) m time delay circuits (11) are connected, and that - the output from each of these m time delay circuits (11) is connected via its respective m fixed or variable circuits (12) for frequency band selection and via a circuit for phase-correct summation and signal division, to circuits for selective further processing - individually or in parallel - of signals within m frequency bands.

11. Device according to claim 10 and for performing the method according to one of claims 2-4, characterized by a second function generator arranged to be connected via the n-way signal parts to the n time delay circuits (7.1.1...7.n.l ).