DE69533059T2

DE69533059T2 - Ultraschall spektral-kontrastabbildung

Info

Publication number: DE69533059T2
Application number: DE69533059T
Authority: DE
Inventors: Marcel Arditi
Original assignee: Bracco Imaging SpA
Current assignee: Bracco Imaging SpA
Priority date: 1994-09-22
Filing date: 1995-09-21
Publication date: 2005-05-12
Anticipated expiration: 2015-09-22
Also published as: ATE266966T1; NO962068L; CN1120695C; DE69533059D1; FI962143A; US5526816A; FI962143A0; FI107875B; CZ133196A3; JP3604696B2; AU3397995A; IL115363A; CA2173841C; NZ292253A; CA2173841A1; CZ290552B6; AU688116B2; EP0730433A1; KR960705504A; NO962068D0

Description

Technisches Gebiet
Die Erfindung betrifft eine Anordnung zur bildgebenden Ultraschalluntersuchung von Organen und Gewebe, die ein Kontrastmittel enthalten, wobei die Anordnung eine Ultraschallsonde zur Übertragung und zum Empfang von Ultraschallsignalen, Signalverarbeitungsmittel, Mittel zur Speicherung der verarbeiteten Signale und ein Anzeigeelement enthält. Die Verwendung der Anordnung zur Bildgebung von Organen und Gewebe wird ebenfalls offenbart.
Zugrundelieqender Stand der Technik
Die weitreichende Akzeptanz von Ultraschall als ein günstiges nicht-invasives diagnostisches Verfahren hat in Verbindung mit der schnellen Entwicklung der Elektronik und ähnlichen Technologien zahlreiche Verbesserungen für Ultraschallanlagen und Ultraschallsignalverarbeitungsschaltungen mit sich gebracht. Ultraschallgeräte, die für medizinische oder andere Verwendungen vorgesehen sind, sind günstigere, leichter zu bedienendere, kompaktere, fortgeschrittenere und leistungsfähigere Geräte geworden. Jedoch sind die Veränderungen der akustischen Impedanz klein, die innerhalb des lebenden Gewebes auftreten, und die Absorption von Ultraschallenergie durch verschiedene Arten des Gewebe (Blutgefäße, Organe etc.) ist derartig, dass die diagnostischen Anwendungen nicht immer den technischen Entwicklungen folgen. Diese Situation änderte sich merklich mit der Entwicklung und Einführung von verabreichbaren Ultraschallkontrastmitteln. Die Einführung von Kontrastmitteln, die aus Suspensionen von gasgefüllten Mikrobläschen oder Mikroballons hergestellt sind, in die zu untersuchenden Organe hat gezeigt, dass mit gewöhnlichen Ultraschallanlagen bessere Ultraschallbilder von Organen und umgebenden Gewebe erhalten werden können. Daher wurden Organe wie die Leber, Milz, Nieren, das Herz oder andere weiche Gewebe deutlicher sichtbar, was neue diagnostische Bereiche für sowohl B-Mode als auch Doppler-Ultraschall eröffnete und die Verwendung von Ultraschall als ein diagnostisches Hilfsmittel erweiterte.
Bedauerlicherweise wurden bislang Ultraschallkontrastmittel und die Ultraschallverfahren, d.h. Scanner, elektronische Schaltungen, Wandler und andere Geräte, selten zusammen untersucht und entwickelt. Annähernd unabhängige Entwicklungen dieser ansonsten verwandten Bereiche des Gebiets führten zu schrittweisen Verbesserungen der jeweiligen Produkte und Anordnungen. Jedoch hat dies keine Möglichkeit zur Verfügung gestellt, sich auf Synergien zu stützen, die durch Untersuchungen geboten werden, in denen die elektronischen/Ultraschall-Merkmale des Geräts und die physikalischen Eigenschaften des Kontrastmittels kombiniert werden. Wenige vereinzelte Beispiele derartiger Untersuchungen berichteten Verbesserungen, für spezielle Mittel-/Anlagen-Kombinationen, jedoch sind die berichteten Lösungen zu begrenzt. Allgemeinere Verfahren zur Erzeugung einer größeren Gewebeauflösung, eines besseren Bildes und einer größeren Vielseitigkeit von Ultraschall als ein diagnostisches Verfahren würden begrüßt und weitreichend akzeptiert werden, vorausgesetzt deren Verwirklichung wird relativ einfach gehalten.
Daher beschreiben eine große Anzahl von Dokumenten verschiedene Entwicklungen auf dem Gebiet der medizinischen Ultraschallgeräte und -bildgebung, wie z.B. die US-A-4 803 993, US-A-4 803 994, US-A-4 881 549, US-A-5 095 909, US-A-5 097 836 etc. Obwohl diese Dokumente Echtzeitanordnungen und -verfahren behandeln, berücksichtigen sie jedoch nicht die physikalischen Eigenschaften des Kontrastmittels. Vielmehr beschäftigen sie sich überhaupt nicht mit dem Kontrastmittel.
Ein Ansatz in Richtung verbesserter bildgebender Ultraschalluntersuchung ist in der WO-A-93/12720 (Monaghan) beschrieben, die ein Verfahren zur Bildgebung einer Region des Körpers offenbart, das auf einer Subtraktion der Ultraschallbilder, die vor der Injektion eines Kontrastmittels erhalten wurden, von den Bildern derselben Region beruht, die nach der Verabreichung des Kontrastmittels erhalten wurden. Beruhend auf diesem Subtraktionsprinzip der Signale führt das Verfahren eine Überlagerung der Bilder durch, die vor und nach der Verabreichung des Kontrastmittels von derselben Region erhalten werden, was ein Bild der von dem Kontrastmittel durchströmten Region zur Verfügung stellt, das von Hintergrundbildern, Rauschen oder anderen schädlichen Einwirkungen befreit ist. Theoretisch ist das beschriebene Verfahren fähig, Bilder in guter Qualität mit verbessertem Kontrast zur Verfügung zu stellen. In der Praxis jedoch erfordert es die Beibehaltung derselben Referenzposition der aufzunehmenden Region über einen langen Zeitraum, d.h. lang genug um eine Injektion und Durchströmung des Kontrastmittels und den Erhalt einer gewaltigen Datenmenge zu ermöglichen. Daher ist die praktische Verwirklichung des Verfahrens sehr schwierig, wenn nicht unmöglich. Die Schwierigkeit ist teilweise auf unvermeidbare interne Körperbewegungen in Bezug auf Atmung, Verdauung und Herzschlag sowie teilweise auf Bewegungen der Ultraschallsonde durch den Ultraschallbediener zurückzuführen. Die meisten bildgebenden Echt zeitsonden sind gewöhnlich zur günstigsten Wahrnehmung, Rückmeldung und Diagnose handgehalten.
Interessante Vorschläge zur verbesserten Bildgebung von Gewebe, das Mikrobläschensuspensionen als Kontrastmittel enthält, wurden von Burns, P., Radiology 185 P (1992) 142 und Schrope, B. et al., Ultrasound in Med. & Biol. 19 (1993) 567 gemacht. Dort wird vorgeschlagen, dass die durch die nichtlineare Oszillation von Mikrobläschen erzeugten zweiten harmonischen Schwingungsfrequenzen als Doppler-Bildgebungsparameter verwendet werden. Das vorgeschlagene Verfahren basiert auf der Tatsache, dass normales Gewebe nicht-lineare Signale nicht in der gleichen Weise wie die Mikrobläschen anzeigt, und dass daher das Verfahren der zweiten harmonischen Schwingung eine Kontrasterhöhung zwischen dem Gewebe mit und ohne Kontrastmittel ermöglicht. Obwohl reizvoll, hat das Verfahren seine Schwächen, da seine Anwendung zahlreiche strenge Erfordernisse auferlegt. Erstens muss die Anregung der Grundfrequenz der "Bläschenresonanz" durch Pulse mit einer ziemlich engen Bandbreite erreicht werden, d.h. relativ lange Tonfolgen von mehreren Radiofrequenzzyklen. Während dieses Erfordernis vereinbar mit den durch die Doppler-Verarbeitung erforderlichen Schaltungen und Bedingungen ist, wird es im Falle der B-Mode-Bildgebung unanwendbar, bei der die Ultraschallpulse von sehr geringer Dauer sind, typischerweise eine ½- oder 1-Zyklen-Anregung. In diesem Fall wird nicht ausreichend Energie von der Grundfrequenz in ihre "zweite harmonische Schwingung" umgewandelt, und daher kann die B-Mode-Bildgebungsart kaum für dieses Echo-erhöhende Verfahren verwendet werden. Zweitens wird die erzeugte zweite harmonische Schwingung abgeschwächt, da sich das Ultraschallecho auf seinem Weg zurück zu dem Wand ler in dem Gewebe mit einer Geschwindigkeit verbreitet, die durch seine Frequenz bestimmt ist, d.h. mit einer Geschwindigkeit, die wesentlich höher als die Abschwächungsrate der Grundfrequenz ist. Diese Einschränkung ist ein Nachteil des Verfahrens der "harmonischen Bildgebung", welches daher auf Ausbreitungstiefen beschränkt ist, die mit der Ultraschallabschwächung bei der hohen Frequenz der "zweiten harmonischen Schwingung" verträglich sind. Um Echosignalbestandteile mit dem Zweifachen der Grundfrequenz zu erzeugen, erfordert die "harmonische Bildgebung" weiterhin eine nicht-lineare Oszillation des Kontrastmittels. Ein derartiges Verhalten erlegt dem Grad der Ultraschallanregung auf, einen bestimmten akustischen Grenzwert am Ort der Bilderzeugung (d.h. in einer bestimmten Gewebetiefe) zu überschreiten. Während nicht-linearer Oszillation findet eine Frequenzumwandlung statt, die bewirkt, dass insbesondere ein Teil der akustischen Energie von der Grundanregungsfrequenz zu seiner zweiten harmonischen Schwingung umgewandelt wird. Andererseits sollte dieser Grad nicht den Bruchgrad der Mikrobläschen überschreiten, an dem die Mikrobläschen zerstört werden und infolge dessen die harmonische Bildgebung aufgrund der Zerstörung des Kontrastmittels in dem bildgebenden Volumen fehlschlagen wird. Die obigen Beschränkungen erfordern, dass das bildgebende Gerät derartig eingerichtet wird, dass sichergestellt wird, dass der akustische Übertragungsgrad innerhalb eines bestimmten Energiebandes fällt: hoch genug, um zweite harmonische Schwingungsbestandteile zu erzeugen, aber niedrig genug, um eine Zerstörung der Mikrobläschen innerhalb weniger Zyklen zu verhindern.
Eine andere Ultraschallempfangsvorrichtung zur Detektierung von Kontrastmedium wird in der DE-A-36 43 548 offenbart.
Dieses Gerät gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 hat zwei Bandpassfilter mit unterschiedlichen Mittelfrequenzen.
Daher würde im Gegensatz zu diesen "davor"- und "danach"-Verfahren Anwendungen eines Verfahrens, das elektronische Signale, die von Echtzeitechos herrühren und zeitgleich und während einer normalen Echtzeit ("on the fly") erhalten werden, einen großen Schritt in Richtung besserer Bildgebung und weitreichenderer Verwendung der diagnostischen Ultraschallanlagen bereitstellen. Ein derartiges Verfahren würde auf einer Erhöhung der Echosignale, die von den dargestellten Regionen empfangen werden, durch Signalverarbeitungsfunktionen auf der Grundlage von Frequenzsignalparametern basieren, welche entwickelt werden, um den Kontrast zwischen Kontrastmittel enthaltenen Regionen von denen ohne Kontrastmittel zu erhöhen, und würden einfach in neuen Geräteausführungen zu verwenden und verwirklichen sein.
Zusammenfassung der Erfindung
Kurz zusammengefasst, wird ein Echtzeitverfahren zur bildgebenden Ultraschalluntersuchung von Organen und Gewebe durch Detektion von Ultraschallrückstreuung einer Region offenbart, die ein Kontrastmittel enthält. Bei dem Verfahren wird ein Ultraschallstrahl auf ein Gebiet des darzustellenden Gewebes projiziert und das Echo als durch das Gewebe reflektierte Radiofrequenzsignal(e) empfangen, das Radiofrequenzsignal in ein Videoausgangssignal demoduliert, der Ausgang in einem Video Scan Converter gespeichert, das Gewebe gescannt und die obigen Schritte wiederholt, um ein Videobild der zu untersuchenden Region zu erzeugen. Das Wesentliche des Verfahrens liegt in dem Demodulierungsschritt, bei dem mindestens zwei Frequenzen ausgewählt werden, die in dem Bereich zwischen der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels und der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes liegen, das Signal zu mindestens zwei unabhängigen Kanälen mit Durchlassbereichen geleitet wird, die auf die ausgewählten Frequenzen abgestimmt sind, und die Signale jedes unabhängigen Kanals demoduliert werden. Bei der Demodulierung werden die Signale zu einem einzigen Ausgangssignal verarbeitet, wobei die Echos, die durch das im Gewebe anwesende Kontrastmittel reflektiert werden, wesentlich erhöht sind im Vergleich zu denen, die durch das Gewebe selbst reflektiert werden.
Alternativ können, abhängig von der Signaleigenschaften des Gewebes und des Kontrastmittels, d.h. des Werts der Kontrastmittelresonanzfrequenz im Verhältnis zu der des Gewebes, die vorgewählten Frequenzen zur Einstellung der unabhängigen Kanalbandpassfilter aus Frequenzen ausgewählt werden, die in dem Bereich zwischen etwa der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes und etwa der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels liegen.
Die Erfindung betrifft eine Anordnung zur bildgebenden Ultraschalluntersuchung von Organen und Gewebe durch Detektion von Ultraschallrückstreuung einer Region, die ein Kontrastmittel enthält, wobei die Anordnung eine Ultraschallsonde zur Übertragung und zum Empfang von Ultraschallsignalen, Signalverarbeitungsmittel, Mittel zur Speicherung der verarbeiteten Signale und ein Anzeigeelement umfasst, wobei das Signalverar beitungsmittel Mittel zur Trennung des Signals in mindestens zwei unabhängige Kanäle mit Durchlassbereichen, die unabhängig auf mindestens zwei Frequenzen in dem Bereich zwischen der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels und der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes oder zwischen der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes und der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels liegen, mindestens zwei Radiofrequenzdemodulatoren, einen für jeden der unabhängigen Kanäle, und Mittel zur Verarbeitung der demodulierten Signale von den unabhängigen Kanälen in einen einzelnen Ausgang umfasst, wobei die Echos, die durch das im Gewebe anwesende Kontrastmittel reflektiert werden, im Vergleich zu denen, die durch das Gewebe selbst reflektiert werden, bedeutend erhöht sind. Die Trennung in die unabhängigen Kanäle kann durchgeführt werden, indem herkömmliche variable Bandpassfilter oder Spektrum-Analysatoren mit verschiedenen Verarbeitungsalgorithmen verwendet werden, z.B. schnelle Fourier-, Kurzzeit-Fourier-, Wavelet- oder Chirp-Z-Transformation.
Ebenso wird eine Vorrichtung zur Verarbeitung von Ultraschallechos offenbart, welche von Kontrastmittel enthaltenen Gewebe als Radiofrequenzsignale reflektiert werden, die mindestens zwei unabhängige Kanäle mit Durchlassbereichen, die unabhängig auf vorgewählte (vorbestimmte) Frequenzen abgestimmt werden können, und mindestens zwei Radiofrequenzdemodulatoren, einen für jeden Kanal, enthält. Drei oder vier unabhängige Kanäle würden sogar bessere Bilder erzielen. Jedoch erhöht das Hinzufügen von Kanälen die Komplexität der Anordnung, und die Wahl der Anzahl der Kanäle wird ein Kompromiss zwischen Bildqualität und Komplexität des Systems sein.
Ebenfalls offenbart ist die Verwendung der Anordnung zur bildgebenden Ultraschalluntersuchung von Gewebe oder Organen von menschlichen und tierischen Patienten.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist ein Diagramm von Puls-Echo-Frequenzsignalen verschiedener Reflektoren.
2 ist ein Blockschaltbild, das die Dual-Frequenz B-Mode-Kontrastbildgebung in einem erfindungsgemäßen linear angeordneten Echographen veranschaulicht.
3 ist eine Veranschaulichung der Multifrequenzkontrastbildverarbeitung der Erfindung.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Die in den begleitenden Ansprüchen dargelegten Hauptaspekte der Erfindung basieren auf dem unerwarteten Finden, dass verbesserte Bilder von Organen und Gewebe durch Detektion von Ultraschallrückstreuung einer Region erhalten werden, die ein Kontrastmittel enthält, durch das Echtzeitverfahren, bei dem Ultraschallstrahlen, die auf einen Bereich des darzustellenden Gewebes projiziert werden, und die Echos, die von dem Gewebe reflektiert werden, empfangen, zu Radiofrequenzsignalen umgewandelt und durch mindestens zwei unabhängige Kanäle mit Durchlassbereichen verarbeitet werden, die auf ausgewählte Frequenzen abgestimmt sind. Jeder Durchlassbereich ist auf eine andere vorgewählte Frequenz abgestimmt, die, abhängig von der Natur des Kontrastmittels und des darzustellenden Gewebes, unter Frequenzen ausgewählt wird, die in dem Bereich zwischen etwa der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Kontrastmittelsignals und etwa der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Gewebesignals liegen, für den Fall, dass die Resonanzfrequenz des Kontrastmittels geringer ist als das maximale Signal des Gewebes. Wenn die Resonanzfrequenz des Kontrastmittels jedoch höher als das Maximalsignal des Gewebes ist, werden die vorgewählten Frequenzen ausgewählt aus Frequenzen, die zwischen etwa der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Gewebesignals und etwa der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Kontrasmittelsignals liegen. Die 6 dB-Bandbreite ist als der Bereich von Frequenzen definiert, bei dem das Signal höher als 50 % der Maximalamplitude bleibt. Die in unabhängige Kanäle getrennten Signale werden dann demoduliert und zu einem einzelnen Ausgangssignal verarbeitet, wobei die Echos, die durch das im Gewebe anwesende Kontrastmittel reflektiert werden, im Vergleich zu denen, die durch das Gewebe selbst, d.h. Gewebe ohne Kontrastmittel, reflektiert werden, bedeutend erhöht sind. Das Ausgangssignal wird dann in einem Video Scan Converter gespeichert und das Gewebe wird gescannt um ein Echtzeitvideobild der zu untersuchenden Region zu erzeugen. Scannen, um ein Videobild zu erzeugen, hat hierbei seine herkömmliche Bedeutung, d.h. dass die Ultraschallenergie der Reihe nach entlang vorher festgelegten Scanlinien gerichtet wird und die frequenzabhängigen Merkmale der reflektierten Echos mehrmals für jede Scanlinie empfangen und verarbeitet werden. Das Verfahren wird dann mehrmals für eine Viel zahl von Linien wiederholt, wodurch ein Videobild zusammengestellt wird.
Das offenbarte Echtzeitverfahren ist eindeutig nur wirksam oder anwendbar bei Kontrastmittel enthaltenden Organen oder Gewebe, da eine Bildgebung von Organen und Gewebe in der Abwesenheit von Kontrastmitteln keinen Vorteil gegenüber der herkömmliche bildgebenden Ultraschalluntersuchung bietet.
Es wurde festgestellt, dass je größer die Anzahl der unabhängigen Kanäle ist, desto besser das entstehende Bild sein kann. Daher zeigten Anordnungen, die mit mindestens drei vorgewählten Frequenzen arbeiten, eine bessere Auflösung als die Anordnungen, die mit nur zwei arbeiten. Jedoch gibt es praktische Grenzen bei der Erhöhung der Anzahl der verwendeten unabhängigen Kanäle. Eine Erhöhung der Anzahl über vier hinaus, obwohl sie zu einer weiteren möglichen Verbesserung des Bildes führt, erhöht die Komplexität des Verfahrens und der Anordnung, was die Kosten erhöht und die Signalverarbeitung kompliziert.
Der Begriff "das Gewebe selbst" oder das Gewebe ohne Kontrastmittel bedeutet dem Kontrastmittel unzugängliche Teile des Gewebes, d.h. Gewebe, das nicht durch das dem Patienten verabreichte Kontrastmittel durchströmt wurde. Auf seinem Weg durch das Gewebe und zurück werden die auf die darzustellenden Region projizierten Ultraschallwellen durch mit dem Kontrastmittel durchströmte Abschnitte oder Teile und andere Abschnitte oder Teile ohne das Kontrastmittel gelangen. Dies sollte nicht verwechselt werden mit der bekannten Bilderzeugung des gleichen Organs oder Gewebes vor und nach Verabreichung des Kontrastmittels. Hier ist das Kontrastmittel während der Bilderzeugung ständig vorhanden, aber die durchströmten und nicht-durchströmten Bereiche werden unterschieden.
Mit Gewebesignal ist der Hin- und Rückübergang von Energie als eine Funktion der Frequenz gemeint, einschließlich elektrischer Anregung, elektroakustischer Weitergabe, Ultraschallausbreitung und Reflexion innerhalb des Gewebes, akustoelektrischer Weitergabe und Radiofrequenzverstärkung sowie Verarbeitung im Allgemeinen.
Das der neuen Bildgebung der Erfindung zugrundeliegende Grundprinzip basiert auf der Ausnutzung des frequenzabhängigen Verhaltens von Ultraschallkontrastmitteln. Im Wesentlichen beruhen diese Bildgebungsprinzipien auf oder verwerten bestimmte physikalische Merkmale oder "Signaturen" des Kontrastmittelsignals, was einen erhöhten Kontrast in Bezug auf den Gewebehintergrund erlaubt. Die physikalischen Merkmale der untersuchten Mittel stehen in dem Maße in Verbindung mit ihrer Zusammensetzung, dass das Konzept der Kontrastmittelsignaturen die dichteste Entsprechung zu den experimentellen Beobachtungen liefert. Die beschriebene Kontrasterhöhung ist viel größer als das, was aus der direkten Echoamplitudenbeobachtung bestimmt wird, und ihr Potential ist beachtlich.
Ein weiterer Vorteil der Erfindung rührt von der Tatsache her, dass die verwerterten Parameter an sich keine Nicht-Linearität erfordern, d.h. sie benötigen kein Kontrastmittel, um sich in einer nicht-linearen Weise verhalten, da die erforderlichen Signalverarbeitungsalgorithmen nicht von der Anregung des Kontrastmittels auf vorbestimmte Niveaus abhängig sind. Stattdessen können sie in linearen oder nicht-linearen Signalzuständen arbeiten.
Es ist wichtig, dass die Frequenzen so ausgewählt werden, dass die Differenz der Amplitude von Echos, die von in dem Gewebe vorhandenen Kontrastmittel reflektiert werden, und der Amplitude von Echos, die durch das Gewebe selbst, d.h. ohne Kontrastmittel, reflektiert werden, oder ihr Verhältnis maximal ist. Dies wird erreicht, wenn die Frequenzen in der oben erklärten Art und Weise ausgewählt werden. Geeigneterweise kann eine der ausgewählten Frequenzen die Resonanzfrequenz des Kontrastmittels sein, während die andere oder die anderen höher oder niedriger sein wird/werden. Die zweite ausgewählte Frequenz wird für den Fall höher sein, bei dem die Kontrastmittelresonanzfrequenz niedriger als das Maximum des Gewebesignals ist, und es wird genau entgegengesetzt in dem Fall sein, bei dem das maximale Gewebesignal niedriger als die Kontrastmittelresonanzfrequenz ist. Versuche mit Kontrastmitteln mit verschiedenen echographischen Resonanzfrequenzen haben gezeigt, dass in der Mehrheit der Fälle die Kontrastmittelresonanzfrequenz niedriger als das maximale Gewebesignal ist. Jedoch sind auch Fälle möglich, in denen dies genau umgekehrt ist. Auf jeden Fall, ob man den ersten oder zweiten Fall behandelt, werden die elektronischen Signale, die den empfangenen Echos entsprechen, durch unabhängige Kanäle geleitet, wonach sie demoduliert werden. Die demodulierten, unabhängigen Kanalsignale werden dann auf geeignete Art und Weise als ein einzelnes Ausgangssignal verarbeitet, z.B. durch Division, Subtraktion, Addition oder eine Kombination davon. Üblicherweise wird die Verarbeitung so durchgeführt, dass der Verarbeitungsalgorithmus eine maximale Differenz der Signalamplitu de, die aus den von dem im Gewebe vorhandenen Kontrastmittel reflektierten Echos entsteht, und der von den Echos bereitstellt, die durch das Gewebe ohne Kontrastmittel reflektiert werden. Zur Veranschaulichung kann das Ausgangssignal S_out, in Erwiderung auf die Eingangsspektralbestandteile S(f₁), S(f₂), S(f₃), etc., als ein Signal proportional zu einem der folgenden Algorithmen verarbeitet werden: Sout = S(f1) – S(f2), Sout = [S(f1) – S(f2)]/S(f1), Sout = [S(f1) – S(f2)]/S(f2), Sout = 2[S(f1) – S(f2)]/[S(f1) + S(f2)], Sout = {[S(f1) – S(f2)]/2 – S(f3)}/{S(f1) + S(f2)/2}, Sout = {[S(f1) – S(f2)]/2 – S(f3)}/S(f3), Sout = S(f1)/S(f2), Sout = InS(f1) – InS(f2),oder irgendwelche Kombinationen davon. Auf jeden Fall können die folgenden Wahlmöglichkeiten Anwendung finden:

a) wenn S_out < 0, dann wird S_out auf Null gesetzt
b) wenn S_out < 0, dann wird S_out durch den Betrag von S_out ersetzt
c) Das Ausgangssignal S_out kann durch seinen natürlichen Logarithmus oder durch irgendeine andere nicht-lineare Funktion ersetzt werden.
d) Irgendeine Permutation der Bestandteile S(f₁), S(f₂), S(f₃) ist möglich.
e) Irgendein Bestandteil S(f) kann durch sein Quadrat S²(f) ersetzt werden.
f) Irgendein Bestandteil S(f) kann durch seinen mittleren Effektivwert in einem Durchlassbereich D_f um f ersetzt werden: [1/f]∫S²(f)df.
g) Irgendwelche anderen Verarbeitungsoptionen, die dazu neigen, das Signal um eine Frequenz f im Vergleich mit dem Signal bei anderen Frequenzen zu bevorzugen.

Es sollte ebenfalls erwähnt werden, dass die Wahl der Werte der ausgewählten oder vorbestimmten Frequenzen die zur Einstellung der unabhängigen Kanäle verwendet werden, welche herkömmliche variable Bandpassfilter oder deren Äquivalente wie Spektrum-Analysatoren sein können, die schnelle Fourier-Transformationen anwenden, als eine Funktion der Eintreffzeit der reflektierten Echos angesehen werden kann. Dies bedeutet, dass, da das Ultraschallsignal des speziellen darzustellenden Organs oder Gewebes von der Tiefe abhängt, die es innerhalb des Körpers erreicht, die Qualität des Bildes von der Wahl der verwendeten Frequenzen abhängen wird. Daher werden für tiefgelegene Gewebe und Organe bessere Bilder mit niedrigeren Frequenzen erreicht, wohingegen die Organe oder Gewebe, die näher zu dem Wandler liegen, besser mit Referenzfrequenzen dargestellt werden, die zu höheren Frequenzen verschoben sind.
Gemäß dem Hauptaspekt besteht die Erfindung aus einer Anordnung zur bildgebenden Ultraschalluntersuchung von Organen und Gewebe durch Detektion von Ultraschallrückstreuung einer Region, die ein Kontrastmittel enthält, wie sie in Anspruch 1 definiert ist. Die Anordnung umfasst einen Ultraschallwandler und elektronische Schaltungen zur Übertragung und zum Empfang von Ultraschallsignalen, Signalverarbeitungsmittel, Mittel zur Speicherung der verarbeiteten Signale und ein Anzeigeelement, wobei die Signalverarbeitungsmittel Mittel zur Trennung des Signals in mindestens zwei unabhängige Kanäle mit Durchlassbereichen, die unabhängig auf mindestens zwei Frequenzen abgestimmt werden können, die in dem Bereich zwischen der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels und der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes oder zwischen der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes und der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels liegen, mindestens zwei Radiofrequenzdemodulatoren, einen für jeden der unabhängigen Kanäle, und Mittel zur Verarbeitung der demodulierten Signale von den unabhängigen Kanälen in einen einzelnen Ausgang umfassen, wobei die Echos, die durch das im Gewebe anwesende Kontrastmittel reflektiert werden im Vergleich zu denen, die durch das Gewebe selbst reflektiert werden, bedeutend erhöht sind. Die Elemente zur Trennung der Signale in unabhängige Kanäle können herkömmlich variable Bandpassfilter sein. Wie schon erwähnt, werden die Anordnungen mit drei unabhängigen Kanälen mehr leisten als solche mit nur zwei, und solche mit 4 mehr als solche mit 3. Jedoch wird die genaue Anzahl der unabhängigen Kanäle durch eine Berücksichtigung des Verhältnisses von Komplexität zu Nutzen bestimmt werden.
Anstelle der Bandpassfilter kann die Anordnung Spektrum-Analysatoren aufweisen, die dann auf die nahezu gleiche Art und Weise arbeiten, d.h. wie oben beschrieben unter Verwendung von vorbestimmten Frequenzen, ungeachtet, ob die ausgewählten Werte Funktionen der Eintreffzeit der reflektierten Echos sind oder nicht. Die Spektrum-Analysatoren können die Signal verarbeiten, indem sie schnelle Fourier-, Chirp-Z-, Kurzzeit- Fourier- oder Wavelet-Transformationen verwenden. Die Auswahl einer dieser Verarbeitungstechniken oder anderer, wie z.B. Split-Spektrum-Verarbeitung, wird durch die Anforderungen geleitet, die durch die darzustellende Umgebung auferlegt werden (Signal zu Rauschverhältnis, akustische Störung, erforderliche Achsenauflösung etc.). Zum Beispiel haben die Anwendungen von Wavelet-Transformationen oder der Split-Spektrum-Verarbeitung bei der Ultraschalldetektion von Rissen in festen Materialien ihre mögliche Nutzen in schwierigen Fällen nachgewiesen, bei denen die interessanten Echos in ihrer Amplitude ähnlich oder geringer als das Hintergrundrauschen sind (z.B. Xin, J. et al. N.M., 1992 IEEE Ultrasonics Symposium).
Die Spektrum-Analysatoren können weiterhin einen Nulldurchgangsdetektor oder einen Autokorrelationsabschätzer enthalten. Die vorbestimmten Frequenzen sind verschiedene Frequenzen, die aus Frequenzen ausgewählt sind, die zwischen etwa (einschließlich) der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels und etwa (einschließlich) der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes liegen, die Begrenzungen jeweils umfassend, oder aus Frequenzen ausgewählt sind, die zwischen etwa (einschließlich) der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signal des Gewebes und etwa der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels liegen. Wie schon erwähnt, wird der genaue Bereich von den zwei verschiedenen möglichen hierin erklärten Situationen abhängen.
Gegebenenfalls kann die Anordnung weiterhin nicht-lineare Verstärker, die mit den Demodulatoren in Verbindung stehen und zwischen ihnen platziert sind, sowie mindestens einen analogen Subtraktions/Divisions-Verstärker enthalten. Sie wird jedoch immer Elemente zur Verarbeitung der demodulierten Signale von jedem der unabhängigen Kanäle zu einem einzelnen Ausgangssignal derart enthalten, dass die durch das im Gewebe anwesende Kontrastmittel reflektierten Echos im Vergleich zu denen, die durch das Gewebe ohne Kontrastmittel reflektiert werden, bedeutend erhöht sind. Das Verarbeitungselement enthält mindestens einen analogen Subtraktions/Divisions-Verstärker zur Verarbeitung des Ausgangssignals unter Verwendung eines oder mehrerer der oben beispielhaft erläuterten Algorithmen. Wie schon erwähnt, ist die Anordnung aber nicht auf die Verwendung irgendeines dieser Algorithmen beschränkt, da sie nur als Beispiel angegeben sind.
Die Anordnung der Erfindung kann einen analogen oder digitalen Video Scan Converter enthalten, vorzugsweise wird irgendeine Signalverarbeitung durch digitalelektronische Schaltungen durchgeführt, die mit Daten arbeiten, die durch Analog-Digital-Umwandlung der Ultraschallechosignale erhalten wurden. Es kann die Multifrequenzverarbeitung benutzt werden, um die Amplitude des Ausgangssignals mit verschiedenen Videofarben zu kodieren, die dann mit einem ansonsten herkömmlichen Grauskalavideobild überlagert werden, das durch die herkömmliche, in der B-Mode-Bildgebung angewandte Verarbeitung erhalten wird.
Die Vorteile des offenbarten Verfahrens und der offenbarten Anordnung können ebenso in den Anordnungen ausgeschöpft werden, in denen die Signalkanäle Teile eines Empfängers einer gepulsten Doppler-Ultraschallanordnung sind, die weiterhin einen spektralen Videoausgang, der ein Spektrum der Geschwindig keitsverteilung darstellt, und/oder einen hörbaren Signalausgang enthält, der vorzugsweise ein Lautsprecher ist, aber auch irgendein geeignetes Schallwiedergabegerät sein kann. Verschiedene nützliche Optionen können in der gepulsten Doppler-Ultraschallanordnung berücksichtigt werden, wie z.B. eine zweidimensionale Abbildung der Geschwindigkeitsverteilung, die ferner farbkodiert sein kann, oder sie kann eine zweidimensionale Abbildung der Echoamplitude oder der Energie berücksichtigen, die aus den Doppler-Echobestandteilen von sich bewegenden Zielen abgeleitet sind, gegebenenfalls bei vorbestimmten Grenzwerten für Geschwindigkeiten, die kleiner oder größer als ein festgelegter Wert sind.
Schließlich können die Anordnungen, in denen die spektrale Fourier-, Chirp-Z- oder Wavelet-Transformationsanalyse der wiederkehrenden Echos verwendet wird, betrieben werden, indem die spektrale Analyse innerhalb eines gleitenden Zeitfensters der wiederkehrenden Echos angewendet wird.
Noch ein anderer Aspekt der Erfindung besteht aus einem Ultraschallgerät, das eine Ultraschallsonde zur Übertragung und zum Empfang von Ultraschallsignalen, Signalverarbeitungselemente, Filter und Elemente zur Speicherung der verarbeiteten Signale sowie ein Anzeigeelement enthält, wobei die Signalverarbeitungselemente das oder die oben beschriebene(n) Gerät(e) zur Verarbeitung von Ultraschallechos umfassen. Das Ultraschallgerät der Erfindung ist nützlich zur Bildgebung von Gewebe oder Organen von menschlichen oder tierischen Patienten und ist besonders nützlich zur Bildgebung des kardiovaskulären Systems.
Um das offenbarte Bildgebungsverfahren weiter zu veranschaulichen, ist es nützlich, die Signale der akustischen Energie zu untersuchen, die anschließend an die Ausbreitung in dem menschlichen Körper von den verschiedenen Streuungsquellen erwartet wird. 1 veranschaulicht typische Frequenzsignale eines Puls-Echosystems: das Übertragungs-Empfangssignal vom Gewebe, das elektroakustische Wandlersignal sowie die differentielle Abschwächung in den Geweben als eine Funktion der Frequenz eingeschlossen, und das Übertragungs-Empfangssignal eines Kontrastmittels, das Mikrobläschen einer Größe enthält. In dem vorliegenden Beispiel ist f_r die Resonanzfrequenz der Mikrobläschen in dem Kontrastmittel, und f₁, f₂ sind Frequenzbestandteile, die geeignet bei Werten ausgewählt sind, die verschieden vom Wert von f_r sind. Wenn die Anregungsamplitude derart ist, dass nicht-lineare Oszillation auftritt, wird die Energie auch bei einer Frequenz der zweiten harmonischen Schwingung oder 2f_r rückgestreut. In 1 ist es wichtig zu verstehen, dass die gezeigten Kurven typisch für Echokontrastmittel und Gewebe selbst sind. In anderen Worten stellen diese Kurven die Signale dieser entsprechenden Ultraschallreflektoren dar. In einer tatsächlichen in vivo Bildgebungssituation sind die Echosignale eine Überlagerung von Signalen der verschiedenen Ziele oder Reflektoren, die durch den Ultraschallstrahl unterbrochen werden. Daher sind die Spektren der entsprechenden Echosignale auch eine Überlagerung der Spektren der akustischen Echos von den einzelnen Reflektoren.
Wenn die Signale empfangen und unter Verwendung von Algorithmen wie z.B. S_out = S(f_r)/S(f₁), S = S(f₁)/S(f₂), S = [S(f₁)–S(f₂)]/S(f₂) oder irgendeines anderen der bereits erwähnten Algorithmen verarbeitet werden, erzeugen die Echosi gnale, außer solche vom Kontrastmittel, offensichtlich viel geringere Amplitudenwerte im Vergleich zu solchen vom Kontrastmittel. Die Ursache ist auf die Wahl der Frequenzen f₁ und f₂ zurückzuführen, die derart sind, dass z.B. das Verhältnis der Amplitude des Gewebesignals bei f₁ dividiert durch die Amplitude des Gewebesignals bei f₂ (d.h. T(f₁)/T(f₂)) viel geringer ist als das Verhältnis der Amplitude des Kontrastmittelsignals bei f₁ dividiert durch die Amplitude des Gewebesignals bei f₂ (d.h. A(f₁)/A(f₂)).
Diese Art der Signalverarbeitung kann grundsätzlich auf viele Bildgebungsverfahren von gewöhnlichen echographischen Geräten angewendet werden, wie z.B. mechanisches B-Mode-Scannen, lineares oder in Phasen angeordnetes elektronisches B-Mode-Scannen, Farbdoppler-Bildgebung, bei der das Bild durch die relative Geschwindigkeiten der Streuungsquellen kodiert ist, oder Energie-Farbdoppler-Bildgebung (Energy Colour Doppler imaging), bei der die Bildfarbe durch die Echoamplituden allein kodiert wird, welche sich an die Detektion durch eine Doppler-Schaltung anschließt, die alle Echos von stationären Zielen ausschließt.
In der Praxis benötigt die vorliegende Erfindung Frequenzbestandteile, die aus unbearbeiteten Radiofrequenzechosignalen zu gewinnen sind. Dies kann entweder durch Geräte- oder Programmmittel in einer Vielzahl von Konfigurationen erreicht werden, die alle grundsätzlich relevant für den Umfang dieser Erfindung sind. In der folgenden Beschreibung wird eine Geräteausführungsform beschrieben, die auf einen mit analogen Bandpassfiltern ausgestatteten Zweikanalverstärker zurückgreift, um die Echobestandteile bei f₁ und f₂ zu gewinnen, und danach ein Verhältnis der demodulierten Signale berechnet, um ein Videobild auf dem Scan Converter zu erzeugen. Eine Alternative in einer digitalen Schaltung wäre, einen schnelle Fourier-, Chirp-Z- oder Wavelet-Transformationsalgorithmus auf digitalisierte Proben von Echowellenformen anzuwenden.
In der analogen Form wird eine typische Multifrequenz-B-Mode-Kontrastbildgebung in einem erfindungsgemäßen linear angeordneten Echographen schematisch in 2 dargestellt. Der Echograph enthält mindestens die folgenden Bestandteile: Zeitgeberschaltungen 1, Tiefenausgleichsregelung (Time Gain Control) 2, Phasenschaltung zur Radiofrequenzübertragung 3, Pulsübertragungsschaltung 4, Tx/Rx-(Übertragungs/Empfangs)-Multiplexer 5, Ultrschallwandler 6, Phasenschaltung zum Radiofrequenzempfang 7, Empfangsverstärker mit Tiefenausgleichsfunktion (Time Gain Function) 8, Bandpassfiltersatz für Frequenz f₁ 9, Bandpassfiltersatz für Frequenz f₂ 9', Radiofrequenzdemodulator und nicht-linearer Verstärker (Kanal 1) 10, Radiofrequenzdemodulator und nicht linearer Verstärker (Kanal 2) 10', analoger Subtraktions/Divisions-Verstärker 11, Video Scan Converter 12 und Videomonitor 13.
Im Betrieb legen die Zeitgeberschaltungen üblicherweise eine Pulswiederholungsfrequenz fest, die zum Aufbau eines zweidimensionalen echographischen Bildes erforderlich ist, das auf dem sequentiellen Scannen der darzustellenden Region basiert. Für jede aufeinanderfolgende Pulsanregung legen die Zeitgeberschaltungen auch den Zeitursprung einer zeitabhängigen Funktion fest, die verwendet wird, um eine variable Verstärkungssteigerung für Echosignale bereitzustellen, die von größer werdenden Bildgebungstiefen herrühren. Diese Funktion wird durch die "Tiefenausgleichsregelung" genannte Einheit verwirklicht, dessen Ausgang eine variierende Spannung sein kann, die auf die Verstärkungsfaktorregelung eines Empfangsverstärkers mit einstellbarem Verstärkungsfaktor angewendet wird. Die Zeitgeberschaltungen legen auch die Übertragungsphasen fest, die für die angemessene sequentielle Anregung der einzelnen Elemente eines linear angeordneten Wandlers erforderlich sind, um eine Strahlfokussierung und -steuerung zu liefern, was die Form einer Signalfolge von aufeinanderfolgenden Triggersignalen annehmen kann, die auf eine elektrische Mehrkanalanregungsschaltung ("Pulsübertragungsschaltung") anzuwenden ist. Die Zeitgeberschaltungen stellen auch die Signale zur Verfügung, die benötigt werden, um vordefinierte Gruppen von Anordnungselementen durch den Anschluss, der durch den Übertragungs-Empfangs-Multiplexer zur Verfügung gestellt wird, in Verbindung mit der Pulsübertragungsschaltung zu bringen. Fokussierung und Steuerung des empfangenen Ultraschallstrahls wird durch die Phasenschaltung zum Radiofrequenzempfang erreicht, deren Phase und Verzögerungseinstellungen ebenso durch die Zeitgeberschaltungen geregelt werden. Die Ausgangssignale von dieser Phasenschaltung zum Empfang werden dann zu dem Verstärker mit der zuvor erwähnten Tiefenausgleichsregelung geleitet. Der Ausgang dieses Verstärkers wird als ein gemeinsamer Eingang in die zuvor beschriebenen mehrfachen Verarbeitungskanäle zur Trennung von Frequenzbestandteilen der wiederkehrenden Echos eingespeist. Das Beispiel von 2 verwirklicht die Frequenztrennung, indem die Echosignale durch verschiedene Bandpassfilter geleitet werden, gefolgt von Radiofrequenzdemodulierung und nicht-lineare Verstärkung, wie sie in herkömmlichen echographischen Geräten üblich ist. Die einzelnen Ausgänge der mehrfachen Verarbeitungskanäle werden dann als Eingangssignal zu dem analogen Subtraktions/Divisions-Verstärker geleitet, der ausgelegt ist, die verschiedenen zuvor beschriebenen Verarbeitungsalgorithmen auszuführen, wobei auf wohl bekannte Funktionalitäten von elektronischen Schaltkreisen zurückgegriffen wird. Der Ausgang dieses Verstärkers wird dann in den Eingang eines Video Scan Converters eingespeist, der so eingerichtet ist, dass für jeden sequentiellen Puls die ankommenden Daten in einem der ausgewählten Strahlsteuerung und Positionierung entsprechenden Muster aufgenommen werden. Durch Wiederholung der obigen Abfolge mit der festgelegten Wiederholungsrate, wobei jedesmal die Strahlsteuerung und/oder -fokussierung verändert wird, um Echos von aufeinanderfolgenden Positionen in den Organen und im Gewebe zu erhalten, aktualisiert das Ausgangssignals des Scan Converters das zweidimensionale auf einem Videomonitor dargestellte Bild in Echtzeit, d.h. mit einer Geschwindigkeit zwischen einigen und 100ten von Bildern pro Sekunde, was ausreicht, um die Wahrnehmung von Bewegungen des Bedieners des Geräts wiederzugeben. In dem oben beschriebenen Verfahren erscheinen die Regionen der echographischen Bilder, die den Kontrastmittel enthaltenen Regionen entsprechen, mit einem Kontrast, der im Vergleich zu den mit herkömmlichen Geräten unter ähnlichen Bilderzeugungsbedingungen erhaltenen Bilder erheblich erhöht ist.
Das sich aus der erfindungsgemäßen Signalverarbeitung ergebene echographische Bild ist aus Bildbestandteilen (Pixel) vom Kontrastmittel zusammengestellt, wobei die Intensität viel größer ist als die, die von Echos von typischen Geweben herrühren, weil nur das Kontrastmittel eine charakteristische Frequenzsignalsignatur hat, sodass seine Echosignale durch die Subtraktions/Divisions-Verarbeitung erhöht werden. Der Ein fluss auf die B-Mode-Bildgebung wird kennzeichnend in 3 veranschaulicht. Simulierte Bilder für die Standard-B-Mode-Bildgebung und die erfindungsgemäße Bildgebung in Gegenwart eines Kontrastmittels veranschaulichen die Wirkung, die erzielt werden kann. In der Abbildung bedeutet die Bezeichnung Dual-Frequenz-B-Mode-Bildgebung, dass nur zwei ausgewählte Frequenzen berücksichtigt wurden.
Wie schon angedeutet kann eine ähnliche Verarbeitung für eine verbesserte Kontrasterhöhung in den Fällen der zweidimensionalen Doppler-Bildgebung mit entweder einer Geschwindigkeitsfarbkodierung oder Energiefarbkodierung auf die Doppler-Kanalverarbeitung angewendet werden.
Das offenbarte Bildgebungsverfahren nutzt die Frequenzsignale des Kontrastmittels in einer linearen Rückstreuungsart aus, die eine typische deutlich von den Frequenzsignalen des Gewebes verschiedene Funktion ist. In dem Zusammenhang dieser Beschreibung wird der Ausdruck "Bildgebung" unterschiedslos im Zusammenhang mit der Ultraschall-B-Mode-Bildgebung (Pixelintensität abhängig von der Echointensität, unabhängig von Bewegungen), der Farbdoppler-Energie (Pixelfarbe oder Intensität abhängig von Echointensität für Ziele mit einer relativen Geschwindigkeit oberhalb oder unterhalb eines bestimmten Grenzwertes) oder der Farbdoppler-Verarbeitung (Pixelfärbung als eine Funktion der relativen Zielgeschwindigkeit) verwendet.
Diese Erfindung ist auf alle Anordnungen zur Detektion von Gewebeperfusion unter Verwendung eines Ultraschallkontrastmittels und auf die in echographischen Bildgebungsgeräten vorzufindenden elektronischen Schaltungen anwendbar, wie z.B. sol che, die zur medizinischen Diagnose verwendet werden. Ihre Verwirklichung erfordert die Injektion von speziellen Kontrastmitteln in den Körper oder allgemeiner in die darzustellende Region.

Claims

Anordnung zur bildgebenden Ultraschalluntersuchung von Organen und Gewebe durch Detektion von Ultraschallrückstreuung einer Region, die ein Kontrastmittel enthält, wobei die Anordnung einen Ultraschallwandler und elektronische Schaltungen zur Übertragung und zum Empfang von Ultraschallsignalen, Signalverarbeitungsmittel, Mittel zur Speicherung der verarbeiteten Signale und ein Anzeigeelement umfasst; wobei das Signalverarbeitungsmittel a) Mittel zur Trennung des Signals in mindestens zwei unabhängige Kanäle mit Durchlaßbereichen, die unabhängig auf mindestens zwei vorgewählte Frequenzen abgestimmt werden können, b) mindestens zwei Radiofrequenzdemodulatoren, einen für jeden der unabhängigen Kanäle, und c) Mittel zur Verarbeitung der demodulierten Signale von den unabhängigen Kanälen in einen einzelnen Ausgang, wobei die Echos, die durch das im Gewebe anwesende Kontrastmittel reflektiert werden, im Vergleich zu denen, die durch das Gewebe selbst reflektiert werden, bedeutend erhöht sind; umfasst, bei der die vorgewählten Frequenzen verschiedene Werte der mindestens zwei Frequenzen sind, die aus Frequenzen ausgewählt sind, die zwischen der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels und der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes liegen, die Begrenzungen jeweils umfassend, oder aus Frequenzen ausgewählt sind, die zwischen der unteren Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Gewebes und der oberen Begrenzung der 6 dB-Bandbreite des Signals des Kontrastmittels liegen, die Begrenzungen jeweils umfassend, dadurch gekenn zeichnet, daß die verschiedenen Werte der Frequenzen Funktionen der Eintreffzeit der reflektierten Echos sind.
Anordnung nach Anspruch 1, bei der das Signal in mindestens drei unabhängige Kanäle getrennt wird.
Anordnung nach Anspruch 1, bei der die Elemente zur Trennung der Signale variable Bandpaßfilter oder ein Spektrum-Analysator sind.
Anordnung nach Anspruch 1 oder 3, bei der die Anordnung ferner einen Empfangsverstärker mit Tiefenausgleichsfunktion, verbunden mit den Elementen zur Signaltrennung, und/oder nicht lineare Verstärker, verbunden mit den Demodulatoren, umfasst.
Anordnung nach Anspruch 1 oder 3, bei der das Verarbeitungsmittel mindestens einen analogen Subtraktions/Divisions-Verstärker zur Verarbeitung des Ausgangssignals umfasst.
Eine Anordnung nach Anspruch 2 oder 4, bei der die Anordnung einen Video Scan Converter umfasst.
Anordnung nach Anspruch 1 oder 3, bei der eine der Signalverarbeitungen durch digitalelektronische Schaltungen durchgeführt wird, die mit Daten arbeiten, die durch Analog-Digital-Umwandlung der Ultraschallechosignale erhalten wurden.
Anordnung nach Anspruch 1, bei der die Multifrequenzverarbeitung benutzt wird, um die Amplitude des Ausgangssignals mit verschiedenen Videofarben zu kodieren, um sie mit einem ansonsten herkömmlichen Grauskalavideobild zu überlagern, das durch die herkömmliche, in der B-Mode-Bilderzeugung angewandte Verarbeitung erhalten wird.
Anordnung nach Anspruch 1, bei der die Signalkanäle Teile eines Empfängers einer gepulsten Doppler-Ultraschallanordnung sind.
Anordnung nach Anspruch 9, bei der die gepulste Doppler-Ultraschallanordnung einen akkustischen Ausgang in Form eines Lautsprechers enthält.
Anordnung nach Anspruch 9, bei der die gepulste Doppler-Ultraschallanordnung einen spektralen Videoausgang enthält, der ein Spektrum der Geschwindigkeitsverteilung darstellt.
Anordnung nach Anspruch 9, bei der die gepulste Doppler-Ultraschallanordnung eine zweidimensionale Abbildung der Geschwindigkeitsverteilung enthält.
Anordnung nach Anspruch 12, bei der die zweidimensionale Abbildung der Geschwindigkeitsverteilung farbkodiert ist.
Anordnung nach Anspruch 9, bei der die gepulste Doppler-Ultraschallanordnung eine zweidimensionale Abbildung der Echoamplitude oder der Energie enthält, die aus den Dopplerechobestandteilen von sich bewegenden Zielen abgeleitet sind.
Anordnung nach Anspruch 9, bei der die gepulste Doppler-Ultraschallanordnung eine zweidimensionale Abbildung der Dopplerechobestandteile von Zielen enthält, die sich mit einer Geschwindigkeit bewegen, die kleiner als ein vorbestimmter Grenzwert ist.
Anordnung nach Anspruch 9, bei der die gepulste Doppler-Ultraschallanordnung eine zweidimensionale Abbildung der Dopplerechobestandteile von Zielen enthält, die sich mit einer Geschwindigkeit bewegen, die größer als ein vorbestimmter Grenzwert ist.
Anordnung nach Anspruch 3, bei der die spektrale Fourier-, Chirp-Z-, oder Wavelet-Transformationsanalyse der wiederkehrenden Echos innerhalb eines gleitenden Zeitfensters auf die wiederkehrenden Echos angewendet wird.