DE19548988C2

DE19548988C2 - Ultraschall-Diagnosesystem

Info

Publication number: DE19548988C2
Application number: DE19548988A
Authority: DE
Inventors: Yoshitaka Mine; Makoto Hirama; Hiroyuki Tsujino; Shiroh Saitoh
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1994-12-28
Filing date: 1995-12-28
Publication date: 2001-02-22
Anticipated expiration: 2015-12-29
Also published as: DE19548988A1; US5724976A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Ultraschall-Diagnosesystem zur Erzeugung eines Kontrastbilds unter Verwendung eines Ultraschall-Kontrastmediums, das in den Körper eines zu untersuchenden Objekts injiziert wird, auf der Grundlage der Eigen schaften eines Echos dahingehend, daß das Echo aufgrund der Eigenschaften einer starken Streuung einer Ultraschallwelle bezüglich des Kontrastmediums verstärkt wird.

In den letzten Jahren hat die Kontrast-Echographie, bei der ein Ultraschall-Kontrastmedium eingesetzt wird, die Aufmerksamkeit auf dem Gebiet der Analyse eines Myokard-Bilds (Bild der Muskelwand des Herzens) auf sich gezogen.

Eine Kontrast-Echographie des Myokards auf der Grundlage einer intraarteriellen Injek tion, bei der ein Ultraschall-Kontrastmedium intraarteriell injiziert wird, wurde als eine Art der Kontrast-Echographie und für die Beurteilung eines Blutdurchströmungsbereichs in der Herzwand, die von einer myokardialen Perfusion bzw. Durchströmung herrührt, eingesetzt. Bei der myokardialen Kontrast-Echographie wird ein Ultraschall-Kontrastmedi um (zum Beispiel 5%-verdünntes humanes Albumin, das Schäume bzw. Schaumphasen enthält, die manuell oder durch einen Schallapplikator erzeugt werden) über einen Kathe ter, der in die Aorta eingeführt ist, injiziert. Aufgrund der Wirkung des Kontrastmediums wird eine Blutdurchströmungsregion in der Herzwand als ein in seiner Helligkeit ver stärkter Bereich in einem B-Modus-Bild (B-Bild) angezeigt. Eine Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intraarteriellen Injektion wird bei der Anwendung in einem abdomina len, d. h. zum Unterleib gehörenden Bereich für die Beurteilung eines Blutdurchströ mungsbereichs oder eines Tumor-dominierten Gefäßes untersucht. Ein Ultraschall-Diagno sesystem für allgemeine Untersuchungen wird, falls notwendig, in Kombination mit einer Arbeitsstation wie etwa einem Diagnosesystem für die Durchführung dieser Arten von Kontrast-Echographie benutzt. Unter Einsatz des Diagnosesystems läßt sich die Ver stärkung der Helligkeit in einem B-Modus-Bild bewerten, oder es kann eine Änderung des Helligkeitspegels quantitativ dadurch bewertet werden, daß Bilddaten verarbeitet werden, die in einem Speicher bei der Arbeitsstation gespeichert sind.

In den letzten Jahren wurde ein Ultraschall-Kontrastmedium entwickelt, das für eine Beurteilung des linken Herzens intravenös zu injizieren ist, und es wurde eine Kontrast- Echographie unter Einsatz des Kontrastmediums in Angriff bzw. in Versuch genommen.

Das Ultraschall-Kontrastmedium enthält "Luftblasen mit einem mittleren Teilchendurch messer von 4 µm, die durch Einschluß von Luft in Albumin-Membranen erzeugt werden, die während der Ultraschall-Behandlung von 5%-verdünntem humanem Serum-Albumin erzeugt werden", das von Shionogi & Co. Ltd., importiert und verkauft wird (Produktna me: Albunex 51).

Die auf einer intravenösen Injektion basierende Kontrast-Echographie befindet sich gegenwärtig in dem Stadium der Versuche und Untersuchungen. Es wird von ihr erwartet, daß sie sich als hilfreich bei der Diagnose des Kopfs, der Herzkammern und des Unter leibs erweist.

Unter den vorstehend erwähnten, bekannten Methoden der Kontrast-Echographie macht es die Kontrast-Echographie, die auf einer intraarteriellen Injektion beruht, erforderlich, einen Katheter in die Aorta einzuführen. Die Kontrast-Echographie ist daher auf Krankenhäuser beschränkt, die relativ geräumige Einrichtungen (Operationsraum) haben, in denen die Einbringung eines Katheters durchgeführt werden kann. Da weiterhin das diagnostische Verfahren invasiv ist, ist die Belastung für den Patienten groß. Aus diesen Gründen wird nicht davon ausgegangen, daß die Kontrast-Echographie, die auf einer intraarteriellen Injektion beruht, in der Zukunft die allgemeine klinische Szene bzw. Untersuchungs methode bilden wird.

Bei der Kontrast-Echographie, die auf einer intravenösen Injektion beruht, ist das invasive Eindringen markant niedrig und die Belastung des Patienten ist klein. Da jedoch ein Kontrastmedium in die Herzwand (Myocardium) oder irgendeine andere gewünschte Region über die Lunge injiziert wird, ist die Konzentration des Konstrastmediums viel niedriger als diejenige im Fall einer Kontrast-Echographie, die auf einer intraarteriellen Injektion beruht. Das Ausmaß der Erhöhung der Helligkeit ist daher niedriger. Dies macht es relativ schwierig, die Erhöhung der Helligkeit aufgrund eines Kontrastmittels bei der Abbildung der Herzwand, einer peripheren Region in dem Unterleib oder einer anderen Region, deren Abbildung gegenüber den Einflüssen von Echos, die von umgebenden Geweben herrühren, anfällig ist, zu beobachten. Die Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion kann daher nicht für die Beurteilung einer blutdurchströmten Region in der Herzwand, die aus der myokardialen Durchblutung resultiert, eingesetzt werden.

Aus der US 5 115 809 ist eine Ultraschall-Sonde bekannt, die eine Mehrzahl von piezoelektrischen Schichten aufweist und zur Verwendung in einem Ultraschall- Diagnosesystem geeignet ist.

Aus der WO 91/15999 A1 ist eine Ultraschall-Bilderzeugungstechnik bekannt, bei der mikroskopisch kleine Blasen, die in einer Flüssigkeit vorhanden sind, durch Messung der Ultraschallenergie, die von den Blasen bei einer Frequenz abgestrahlt wird, die unterschiedlich von der übertragenen Frequenz ist, d. h. einer Harmonischen, abgetastet und erfaßt werden, so daß die Position und/oder die Strömung der die Blasen enthaltenden Flüssigkeit studiert werden kann.

Aus der DE-OS-30 08 553 ist ein Ultraschall-Diagnosesystem nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 bekannt.

Die vorliegende Erfindung versucht die aktuelle Situation auf dem Gebiet der Kontrast- Echographie unter Einsatz eines Utraschall-Kontrastmediums zu durchbrechen.

Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Schaffung eines Ultraschall- Diagnosesystems, das zur Erzeugung eines geeigneten Bilds im Stande ist, dessen Helligkeit durch ein Kontrastmedium verbessert ist, indem eine Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion bei der Untersuchung einer Region (zum Beispiel des Myocardiums (Herzwand) und von parenchymatösen Organen), deren Abbildung gegenüber den Einflüssen von Echos, die von umgebenden Gewebeteilen stammen, anfällig ist, realisiert wird.

Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 1.

Weiterbildungen der Erfindungen sind in den Unteransprüchen angegeben.

Weiterhin ermöglicht das Ultraschall-Diagnosesystem eine Beurteilung einer blutdurchströmten Region in der Herzwand, die von einer myokardialen Durchblutung herrührt, indem eine Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion realisiert wird.

Weiterhin ermöglicht das Ultraschall-Diagnosesystem die Gewinnung und Bewertung einer Bewegungsinformation bezüglich der Herzwände sowie einer Durchblutungsinformation bezüglich des Herzmuskels zu einem Zeitpunkt bzw. gleichzeitig aufgrund der Fähigkeit des Ultraschall-Diagnosesystem, Bewegungen von Herzwänden zu bewerten.

Weiterhin ermöglicht das Ultraschall-Diagnosesystem die Gewinnung und Bewertung einer Bewegungsinformation bezüglich der Herzwände und einer Durchblutungsinformation bezüglich des Herzmuskels zu einem Zeitpunkt bzw. gleichzeitig bei verschiedenen Belastungszuständen, wobei eine Streß-Echographie (Belastungs-Echographie) durchgeführt wird, die zur Diagnose einer Angina pectoris eingesetzt wird.

Als Ergebnis ist bei einem Treiberimpuls, der von der Sendeeinrichtung zu der Sonde (z. B. einer Sonde mit einer dualen Frequenzeigenschaft) zu leiten ist, der Pegel der nicht- fundamentalen Komponente (zweite Harmonische oder dergleichen) erheblich und absicht lich verringert, so daß er im wesentlichen lediglich die fundamentale Komponente (Grund komponente) enthält. Dieser Treiberimpuls wird dann an die Sonde angelegt. Die absicht liche Unterdrückung der nicht-fundamentalen Komponente wird vorzugsweise durch eine Sende-Resonanzschaltung bewerkstelligt, die lediglich bei dem Senden in Resonanz gelangt, um lediglich die fundamentale Komponente durchzulassen.

Der Ausdruck "absichtlich" in Verbindung mit der Unterdrückung der nicht-fundamentalen Komponenten wird hier so benutzt, daß natürliche Verluste und/oder ein natürlicher Abfall der nicht-fundamentalen Frequenzkomponenten ausgeschlossen sind.

Wenn die Kontrast-Echographie, bei der ein Ultraschall-Kontrastmedium intravenös injiziert wird, realisiert wird, spiegeln sich nicht lineare Streuungen der Ultraschallstrah len, die durch das Ultraschall-Kontrastmedium hervorgerufen werden, in der nicht-fun damentalen Komponente jedes Echos unverändert wieder. Da ein Ultraschallstrahl, der in ein Subjekt eintritt, im wesentlichen allein eine fundamentale Komponente enthält, ist eine in einem Echo enthaltene nicht-fundamentale Komponente von einer nicht-linearen Streu ung abhängig, die durch ein Kontrastmedium hervorgerufen ist. Durch Abbildung einer nicht-fundamentalen Komponente (diese Abbildungstechnik bzw. Bildgabetechnik wird häufig als eine "Harmonische Abbildung" bzw. "Oberwellenabbildung" bezeichnet) kann daher eine Verteilung eines Kontrastmediums ermittelt werden. Da folglich Ultraschall strahlen, die jeweils derart verarbeitet sind, daß sie allein die fundamentale Komponente bzw. Grundkomponente enthalten, ausgesendet werden, kann eine Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion, d. h. bei der Untersuchung einer Region eingesetzt werden, bei der eine Bildgabe anfällig gegenüber dem Einfluß von Echos ist, die von Geweben bzw. Umgebungsbereichen herrühren. Ein myokardiales Durchblutungsbild oder dergleichen wird folglich für die Verteilung einer blutdurchströmten Region in dem Herzmuskel in vorteilhafter Weise erzeugt.

Die vorstehend beschriebene Kontrast-Echographie ist insbesondere im Hinblick auf eine intramyokardiale Diagnose wirksam. Wenn zur gleichen Zeit eine Bewegungsinformation bezüglich der Herzwände erhalten wird oder eine Streß- bzw. Belastungsechographie in Kombination durchgeführt wird, läßt sich eine umfassende Beurteilung von Herzfunktionen in Relation zu einer intramyokardialen Blutströmung erhalten.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher beschrieben.

Fig. 1 zeigt ein schematisches Blockschaltbild, in dem ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung dargestellt ist,

Fig. 2 zeigt eine perspektivische Ansicht, die einen Teil eines Beispiels eines Grunds bzw. einer Masse oder Masseelektrode veranschaulicht,

Fig. 3 ist eine schematische Ansicht, in der die Gestaltungen von Elektroden gezeigt sind, die an einem Wandler bei dem ersten Ausführungsbeispiel angebracht sind,

Fig. 4A bis 4D sind erläuternde Darstellungen, die jeweils den Aufbau von Elektroden zeigen, die an jedem von zwei Wandlern angebracht sind, wobei die Frequen zeigenschaften der Wandler von unterschiedlichen Richtungen einer Polarisa tion abhängig sind,

Fig. 5a bis 5C sind erläuternde Darstellungen, in denen jeweils eine Frequenz-Charak teristik graphisch aufgetragen ist,

Fig. 6 zeigt ein schematisches Blockschaltbild, in dem ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung darge stellt ist,

Fig. 7 zeigt eine schematische Ansicht, die die Gestaltung von Elektroden veranschau licht, die bei dem zweiten Ausführungsbeispiel an einem Wandler angebracht sind,

Fig. 8 ist ein schematisches Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 9 ist eine schematische Ansicht, die den Aufbau von Elektroden zeigt, die an einem Wandler im dritten Ausführungsbeispiel gebracht sind,

Fig. 10 ist ein schematisches Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 11 ist eine schematische Ansicht, die die Gestaltung eines Sondenkopfs gemäß einer Abänderung einer Sonde für duale Frequenz bzw. zweifache Frequenz zeigt,

Fig. 12A bis 12C zeigen jeweils graphisch Zuordnungen von zwei Wandlergruppen in einer Sondenanordnung bzw. Sondenmatrix,

Fig. 13 zeigt graphisch eine Zuordnung bzw. Positionierung von zwei Wandlergruppen in einer Sonde mit zweidimensionaler Anordnung bzw. Matrix,

Fig. 14 zeigt eine schematische Ansicht, die die Gestaltung eines Sondenkopfs gemäß einer anderen Abänderung einer Sonde mit dualer Frequenz veranschaulicht,

Fig. 15 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem fünften Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung veranschaulicht,

Fig. 16 ist ein Schaltbild, das ein Beispiel einer Senderesonanzschaltung veranschau licht,

Fig. 17 zeigt Beispiele von Bildern, die bei dem fünften Ausführungsbeispiel erzeugt werden,

Fig. 18 ist ein Schaltbild, das ein weiteres Beispiel einer Senderesonanzschaltung bzw. Übertragungsresonanzschaltung zeigt,

Fig. 19 ist ein Blockschaltbild, das einen Teil eines Ultraschall-Diagnosesystems gemäß einer Abänderung des fünften Ausführungsbeispiels veranschaulicht,

Fig. 20 zeigt ein Blockschaltbild, das einen Teil eines Ultraschall-Diagnosesystems gemäß einer weiteren Abänderung des fünften Ausführungsbeispiels veran schaulicht,

Fig. 21 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einer weite ren Abänderung des fünften Ausführungsbeispiels veranschaulicht,

Fig. 22 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einer in anderen abgeänderten Variante des fünften Ausführungsbeispiels veranschau licht,

Fig. 23 zeigt ein Blockschaltbild, in dem ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem sechsten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung dargestellt ist,

Fig. 24 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einer Ab änderung des sechsten Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 25A und 25B zeigen jeweils eine Frequenzcharakteristik bzw. einen Frequenzgang eines Wandlers,

Fig. 26 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem siebten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung veranschaulicht,

Fig. 27 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einer Ab änderung des siebten Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 28A bis 28C zeigen jeweils einen Frequenzgang eines Wandlers,

Fig. 29 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem achten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 30 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem neunten und einem zehnten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 31A und 31B sind Ablaufdiagramme, die Beispiele einer Verarbeitung erläutern, die durch einen Manager bzw. ein Verwaltungsprogramm durchgeführt wird,

Fig. 32 ist ein Ablaufdiagramm, das ein Beispiel einer Verarbeitung kurz erläutert, die durch einen Manager bzw. einen Verwaltungsabschnitt für ein Ultraschall- Diagnosesystem gemäß dem zehnten Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung durchgeführt wird,

Fig. 33 ist ein Ablaufdiagramm, das ein Beispiel einer Verarbeitung kurz erläutert, die durch einen DSC (digitaler Abtastwandler) für das Ultraschall-Diagnosesystem gemäß dem zehnten Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung durch geführt wird,

Fig. 34 ist eine erläuternde Darstellung, in der eine Kurve für die Dichte und Zeit dargestellt ist, in der eine Änderung der Helligkeit, die durch Injektion eines Kontrastmittels hervorgerufen wird, graphisch dargestellt ist, wobei Änderun gen eines der zweiten Harmonischen entsprechenden Bilds des Herzmuskels dargestellt sind,

Fig. 35 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem elften Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 36 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem zwölften Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 37A und 37B zeigen jeweils eine Frequenzcharakteristik bzw. einen Frequenzgang eines Wandlers,

Fig. 38 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem dreizehnten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 39 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem vierzehnten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung veranschaulicht,

Fig. 40 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem fünfzehnten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 41 zeigt Beispiele von Kombinationen von Bildern bei dem fünfzehnten Ausfüh rungsbeispiel,

Fig. 42 ist ein Blockschaltbild, das ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß dem sechs zehnten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,

Fig. 43A bis 43C zeigen erläuternde Darstellungen, die die Beziehung zwischen einem EKG-Signal, einer Zeitgabe für die Bildgewinnung und einer Kurve für die Zeit/Dichte betreffen,

Fig. 44 ist ein Ablaufdiagramm, das die Berechnung der Werte von Parametern, die Größen von Eigenschaften einer Kurve für die Dichte gegenüber der Zeit sind, kurz erläutert, und

Fig. 45A und 45B zeigen jeweils eine abgeänderte Ausführungsform, bei der eine Unter drückungseinrichtung enthalten ist, sowie die Schaltung dieser Unterdrückungs einrichtung.

Erstes Ausführungsbeispiel

Das erste Ausführungsbeispiel wird unter Bezugnahme auf die Fig. 1 bis 4 erläutert. Ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel arbeitet mit Kontrast- Echographie, um eine zweite Harmonische bzw. Oberwelle wirksam zu erfassen, die eine nicht-fundamentale Komponente ist, die aufgrund einer nicht-linearen Streuung erzeugt wird, die durch einen in einem Ultraschallwellen-Kontrastmedium enthaltenen Schaum hervorgerufen wird, und um nachfolgend ein Verteilungsbild der zweiten Oberwelle in zweidimensionaler Weise anzuzeigen.

Wie in Fig. 1 dargestellt ist, weist das Ultraschall-Diagnosesystem eine Ultraschallsonde 10 zum Senden und Empfangen von Ultraschallwellen zu oder von einem Subjekt bzw. Lebewesen, sowie eine Haupteinheit 11 für die Ansteuerung der Ultraschallsonde 10 und für die Verarbeitung von Signalen, die durch die Ultraschallsonde empfangen werden, auf.

Die Ultraschallsonde 10 (im folgenden auch einfach als Sonde bezeichnet) ist als eine elektronische Sektorsonde eines phasengesteuerten Typs (phased-array-Sonde) ausgebildet, die einen Sondenkörper 20 und einen Sondenkopf 21 aufweist, in dem eine Mehrzahl von Pufferverstärkern, die im weiteren Text näher beschrieben werden, angeordnet ist. Der Sondenkörper 20 weist ein piezoelektrisches Element auf, das in Form eines Parallelepi peds ausgestaltet ist. In Fig. 1 ist die Längsrichtung des piezoelektrischen Elements 25 als eine Abtastrichtung x bezeichnet, während eine rechtwinklig zu der Abtastrichtung x ver laufende seitliche Richtung als eine Linsenrichtung oder Längenrichtung y (oder als eine Schnittrichtung) definiert ist. Die Richtung, die zu den beiden Richtungen x und y recht winklig verläuft, wird als Dickenrichtung z (oder als Tiefenrichtung) bezeichnet.

Das piezoelektrische Element 25 ist in der Abtastrichtung x in eine Mehrzahl (z. B. 64) von Wandlern 25 ₁ bis 25 _n unterteilt, (wobei n z. B. 64 ist). Das piezoelektrische Element 25 ist folglich als eine phasengesteuerte Anordnung von Wandlern ausgebildet. Drei Elektroden 26, 27 und 28 sind von dem piezoelektrischen Element 25 herausgeführt, wodurch eine Sonde mit dualer Frequenz realisiert ist. Anders ausgedrückt weist jeder Wandler 25 _1(bisn) eine erste Elektrode 26 _1(bisn), die an einer seitlichen Oberfläche und einer rückseitigen Oberfläche desselben angebracht und in der Form eines Buchstabens L bei seitlicher Betrachtung ausgebildet ist, eine zweite Elektrode 27 _1(bisn), die an seiner anderen Seitenfläche angebracht ist, und eine dritte, gemeinsame Elektrode, nämlich eine Masse oder Masseelektrode 28 auf, die an einer Sende/Empfangsfläche für die Absendung/ den Empfang einer Ultraschallwelle angebracht ist. Fig. 1 zeigt schematisch ein Beispiel einer Ausgestaltung der Masse bzw. Masseelektrode 28. Ein Beispiel für eine spezielle Gestal tung der Masseelektrode 28 ist in Fig. 2 dargestellt.

Die zweiten Elektroden 27 ₁ bis 27 _n haben Zwischenelektroden 29 ₁ bis 29 _n, die jeweils als ein Teil einer zweiten Elektrode an einer zwischenliegenden Position der zweiten Elektrode ausgebildet sind. Die Zwischenelektroden 29 ₁ bis 29 _n unterteilen die Wandler 25 ₁ bis 25 _n in der Richtung der Dicke z in zwei polarisierte Bereiche. Die Position jeder Zwischen elektrode 29 ₁ bis 29 _n in der Dickenrichtung z jedes Wandlers wirkt sich stark auf die Frequenzeigenschaften bzw. den Frequenzgang des Wandlers aus. Die duale Frequen zeigenschaft (Dual-Frequenzgang) der Sonde 10 wird durch Veränderung der Positionen der Zwischenelektroden 29 ₁ bis 29 _n und der Richtungen der Polarisation gesteuert.

Fig. 3 zeigt schematisch eine Gestaltung einer Ebene y und z eines Wandlers 25 _n.

Die duale Frequenzeigenschaft bzw. Doppelfrequenzcharakteristik eines Wandlers 25 mit drei Elektroden 26, 27 und 28 wird in Verbindung mit einem typischen Beispiel erläutert.

In den Fig. 4A bis 4D ist jeweils schematisch eine Querschnittsansicht entlang der Ebene yz, gesehen in der Abtastrichtung x, dargestellt. Pfeile in jeder Zeichnung zeigen die Richtungen der Polarisation in Unterteilungsbereichen U und L an, die in der Richtung z der Dicke eines Wandlers durch eine zwischenliegende Elektrode bzw. Zwischenelektrode 29 unterteilt sind. Die Position der Zwischenelektrode 29 in der Richtung z der Dicke wirkt sich in starkem Maße auf den Frequenzgang des Wandlers aus. In den Zeichnungen bedeutet "f" oder "2f", daß der Wandler ein Durchlaßband bereitstellt, das, wie graphisch in Fig. 5A oder 5B gezeigt ist, bei der Frequenz einer fundamentalen Komponente bzw. Grundkomponente f oder der zweiten Harmonischen 2f zentriert ist. "f, 2f" bedeutet, daß der Wandler einen Frequenzgang mit zwei Bergen bzw. Spitzen besitzt, wie es graphisch in Fig. 5C dargestellt ist, so daß zwei Durchlaßbänder vorhanden sind, die bei den Frequenzen der Grundkomponente f bzw. bei der zweiten Harmonischen 2f zentriert sind.

Bei jedem Wandler, der in Fig. 4A gezeigt ist, sind die Richtungen der Polarisation in den Unterteilungsbereichen U und L jeweils einander entgegengesetzte Richtungen. Eine Zwischenelektrode 29 ist in der Mitte in der Richtung z der Dicke jedes Wandlers an geordnet. Eine erste Elektrode 26 (in diesem Fall eine Masse) und eine dritte Elektrode 28 stellen ein Frequenzband bereit, das bei der Frequenz einer zweiten Harmonischen 2f zentriert ist (in dem oberen Wandler gemäß Fig. 4A). Eine zweite Elektrode 27 (eine Masse in diesem Fall) und eine dritte Elektrode 28 rufen ein Frequenzband mit zwei Hügeln bzw. Spitzen hervor, das die Frequenzen der Grundkomponente f und der zweiten Harmonischen 2f abdeckt (in dem unteren Wandler gemäß Fig. 4A).

Bei jedem in Fig. 4B gezeigten Wandler verlaufen die Polarisationsrichtungen in den Unterteilungsbereichen U und L in der gleichen Richtung. Eine Zwischenelektrode 29 ist gleichartig wie diejenige gemäß Fig. 4A in der Mitte jedes Wandlers angeordnet. In dem unteren Wandler gemäß Fig. 4B ist dessen Schulter gelötet (siehe einen Pfeil S), um die erste und die dritte Elektrode 26 und 28 elektrisch zu koppeln. Eine erste Elektrode (Masse) 26 und eine dritte Elektrode 28 rufen ein Frequenzband hervor, das bei der Frequenz einer fundamentalen Komponente f zentriert ist (bei dem oberen Wandler in Fig. 4B). Eine erste (= dritte) Elektrode 26 (= 28) und eine zweite Elektrode (Masse) 27 stellen einen Frequenzgang bereit, der den Durchgang einer zweiten Harmonischen erlaubt (bei dem unteren Wandler gemäß Fig. 4B).

Bei jedem in Fig. 4C gezeigten Wandler sind die Richtungen der Polarisation und die Gestaltungen der Elektroden identisch mit denjenigen bei dem Wandler, der in Fig. 4B gezeigt ist. Die Position einer Zwischenelektrode 29 weist von der Mitte in Richtung zu der rückseitigen Oberfläche (bodenseitigen Oberfläche) jedes Wandlers ab. Als Ergebnis rufen die erste und die dritte Elektrode 26 und 28 einen Frequenzgang hervor, der den Durchgang einer fundamentalen Komponente f erlaubt (bei dem oberen Wandler gemäß Fig. 4C). Die erste (= dritte) und die zweite Elektrode 26 (= 28) und 27 führen zu einem Frequenzgang mit zwei Spitzen, was den Durchlaß der fundamentalen Komponente f und der zweiten Harmonischen 2f erlaubt.

Bei jedem in Fig. 4D gezeigten Wandler sind die Gestaltungen der Elektroden identisch mit denjenigen bei den in Fig. 4A gezeigten Wandlern. Jedoch sind die Polarisations richtungen in den Unterteilungsbereichen U und L jeweils gleich. Eine erste Elektrode (Masse) 26 und eine zweite Elektrode 28 rufen einen Frequenzgang hervor, der den Durchlaß der fundamentalen Komponente f ermöglicht (bei dem oberen, in Fig. 4D gezeigten Wandler). Eine zweite Elektrode (Masse) 27 und eine dritte Elektrode 28 rufen einen Frequenzgang mit zwei Höckern hervor, der den Durchlaß einer fundamentalen Komponente f und einer zweiten Harmonischen 2f ermöglicht (bei dem unteren, in Fig. 4D gezeigten Wandler). Wenn in diesem Fall die Position der Zwischenelektrode 29 in Richtung zu der Oberfläche für die/den Aussendung/Empfang der Ultraschallwelle ver schoben ist, ermöglicht es der Frequenzgang mit zwei Höckern, daß die zweite Harmo nisch 2f noch sanfter bzw. glatter als die fundamentale Komponente f durchgelassen wird.

Wie vorstehend erwähnt, wird ein Frequenzgang in Abhängigkeit von der Gestaltung der Elektroden, der Position einer Zwischenelektrode 29 und den Richtungen der Polarisation variiert. Bei dem ersten Ausführungsbeispiel wird die in Fig. 4D gezeigte Gestaltung der Wandler eingesetzt, und die Position der Zwischenelektrode 29 ist in Richtung zu der Oberfläche für das Senden/Empfangen der Ultraschallwelle verschoben. Als Ergebnis ermöglicht es der Frequenzgang eines Wandlers mit zwei Höckern, daß die zweite Harmo nische 2f noch sanfter als diejenige der fundamentalen Komponente f durchgelassen wird.

Wie in Fig. 1 gezeigt ist, ist eine Rückschicht bzw. Verstärkung BK auf der rückseitigen Oberfläche des piezoelektrischen Elements 25 angebracht und eine Anpassungsschicht 30 und eine akustische Linse 31 sind wiederum bzw. aufeinanderfolgend auf der zum Aussen den/Empfangen dienenden Sende/Empfangs-Oberfläche des piezoelektrischen Elements 25 angebracht.

Bei diesem Ausführungsbeispiel sind die erste und die dritte Elektrode 26 ₁ bis 26 _n und 28 jedes Wandlers 25 ₁ bis 25 _n für das Senden jedes Kontrastmodus (für die Erzielung einer Kontrast-Echographie gemäß der Abtastung im B-Modus) und für das Senden und den Empfang im normalen B-Modus (zur Erzeugung eines normalen, tomographischen B- Modus-Bilds eines Gewebes) verantwortlich. Die zweite und die dritte Elektrode 27 ₁ (bis 27_n) und 28 sind für den Empfang bei dem Kontrast-Modus verantwortlich (siehe Fig. 3). Die ersten Elektroden 26 ₁ bis 26 _n und die dritte Elektrode 28 sind zu der Außenseite des Sondenkopfs 22 über Pufferverstärker 35 ₁ bis 35 _n herausgeführt, die mit den Wandlern mit Hilfe von Leitungsdrähten 32 ₁ bis 32 _n und 34 verknüpft sind, wobei sie diesen zugeordnet sind, und bilden folglich ein "System 1". In gleichartiger Weise sind die zwei Elektroden 27 ₁ bis 27 _n und die dritte Elektrode 28 zur Außenseite des Sondenkopfs 21 über Pufferver stärker 36 ₁ bis 36 _n herausgeführt, die mit den Wandlern mit Hilfe von Leitungsdrähten 33 ₁ bis 33 _n verknüpft sind, und bilden folglich ein "System 2".

Jeder der Pufferverstärker 35 ₁ bis 35 _n und 36 ₁ bis 36 _n enthält, wie es in vergrößerter Ansicht in einem Ausschnitt in Fig. 1 dargestellt ist, einen Verstärker AMP, der einen Transistor des Emiterfolger-Typs enthält, und eine Kreuzdiode DID, die parallel zu dem Verstärker AMP geschaltet ist. Zum Senden wird der Transistor in dem Verstärker AMP aufgrund eines großen Treiberstroms abgeschaltet und gelangt in einen nicht betriebenen Zustand, während die Kreuzdiode DID aufgrund einer hohen Spannung durchgeschaltet wird. Dies führt dazu, daß der Treiberstrom in der Richtung fließt, die in Fig. 1 durch einen Pfeil T angezeigt ist. Jeder Wandler wird somit angesteuert. Da beim Empfang jeder die Spannung eines Echosignals niedrig ist, bleibt die Kreuzdiode DID abgeschaltet. Dies führt dazu, daß das Echo in eine Richtung fließt, wie es in Fig. 1 durch einen Pfeil R angezeigt ist, und fließt in das Empfangs/Verarbeitungssystem über den Verstärker AMP, der unter Einsatz einer Vorspannung in einen Betriebszustand gebracht ist. Folglich ist die Fähigkeit und Eigenheit eines Impedanzwandlers erzeugt.

Da, wie vorstehend erwähnt, die Pufferverstärker 35 ₁ bis 35 _n und 36 ₁ bis 36 _n, die jeweils eine hohe Eingangsimpedanz haben, in der Nähe der Wandler (in dem Sondenkopf 22) angeordnet sind, kann jeder Zuleitungsdraht zu jedem Wandler mit einer hohen Impedanz abgeschlossen werden. Wenn ein Kabel für die Signalübertragung direkt mit jedem Wandler verbunden ist, wirken ein Sendesystem und ein Empfangssystem jeweils gegenseitig als eine Last für das andere System. Dies kann zu dem Ergebnis führen, daß eine gewünschte Sendecharakteristik nicht erzielt wird. Da jedoch bei diesem Ausführungsbeispiel die Pufferverstärker 35 ₁ bis 35 _n und 36 ₁ bis 36 _n jeweils eine hohe Impedanz für den Abschluß bereitstellen, kann ein solcher Fall zuverlässig vermieden werden.

Die Haupteinheit 11 enthält Schaltungen, die ein Sendesystem für die Ansteuerung der Sonde 10 bilden, sowie Schaltungen, die ein Empfangs/Verarbeitungssystem für den Empfang und die Verarbeitung von Signalen, die von der Sonde 10 gesendet werden, bilden. Ein Eingangssystem, das eine Bedienungstafel und ein Erfassungssystem für die Erfassung eines biomedizinischen Signals wie etwa eines Echokardiogramm-Signals (im folgenden auch als EKG-Signal bezeichnet) enthält, ist ebenfalls vorgesehen, jedoch nicht dargestellt.

Das Sendesystem wird gemeinsam bei dem Kontrast-Modus und dem normalen B-Modus benutzt und weist einen Taktgenerator 40, eine Sendeverzögerungsschaltung 41 und eine Puls- bzw. Pulsgabeschaltung 41 auf. Der Taktgenerator 40 ist eine Schaltung zur Erzeugung eines Takts für den Einsatz bei der Bestimmung der Zeitgabe des Aussendens einer Ultraschallwelle oder der Bestimmung einer Sendefrequenz. Die Sendefrequenzverzögerungsschaltung 41 ist eine Schaltung für die Bewirkung einer Sendefokussierung durch Verzögerung von Signalen für die Aussendung. Die Pulsgabeschaltung 41 besteht aus der gleichen Zahl von Impulsgebern wie die Anzahl von einzelnen Kanälen, die mit den Wandlern verknüpft sind, erzeugt einen Treiberimpuls für jeden Kanal in Übereinstimmung mit der verzögerten Sendezeitgabe, und gibt Treibersignale an das System 1 der Sonde 10 über Übertragungsleitungen 43 ₁ bis 43 _n ab.

Das Empfangs/Verarbeitungssystem ist in Untersysteme für Kontrast- und normalen B-Modus unterteilt. Das Empfangs/Verarbeitungsuntersystem für den Kontrast-Modus ist zu den Pufferverstärkern 36 ₁ bis 36 _n geführt, die mit Kanälen des Systems 2 der Sonde 10 mit Hilfe der Übertragungsleitungen 44 ₁ bis 44 _n verknüpft sind, und besteht aus einer Vorverstärkerschaltung 44, einer Hochpaß-Filterschaltung 46 (im folgenden auch als HPF-Schaltung bezeichnet), einer Schaltung 47 für die Empfangsverzögerung und Addition, einem Empfänger 48, einem digitalen Abtastwandler 49 (im folgenden auch als DSC bezeichnet) und einem Monitor 50, die in dieser Reihenfolge in der Ausgangsstufe der Übertragungs- bzw. Sendeleitungen 44 ₁ bis 44 _n verschaltet sind.

Die Vorverstärkerschaltung 44 verstärkt die Leistung eines Echos, das durch jeden Empfangskanal des Systems 2 auf der Grundlage des Frequenzgangs mit zwei Höckern (f und 2f; siehe Fig. 3 und 5) empfangen wird, und gibt ein resultierendes Echo an die Leitung 47 für die Empfangsverzögerung und Addition über die Hochpaß-Filterschaltung 46 ab. Die Hochpaß- Filterschaltung 46 besteht aus Hochpaßfiltern, die jeweils allein eine zweite Harmonische 2f aus einem Echo mit zwei Höckern durchlassen, und besitzt eine Grenzfrequenz, die die untere Grenze ihres Durchlaßbands markiert und derart festgelegt ist, daß eine fundamentale Komponente bzw. Grundwelle f abgeschnitten werden kann.

Wie in Fig. 3 dargestellt ist, enthält ein empfangenes Echo, das in die Schaltung 47 für die Empfangsverzögerung und Addition eintritt, lediglich die zweite Harmonische 2f.

Die Position der Hochpaß-Filterschaltung 46 ist nicht auf die vorstehend beschriebene Position beschränkt, sondern kann auch in der Eingangsstufe der Vorverstärkerschaltung 40 oder in der Ausgangsstufe der Schaltung 47 für die Empfangsverzögerung und Addition angeordnet sein. Wenn die Spezifikationen für einen Wandler derart definiert sind, daß ein Wandler des Systems 2 allein eine zweite Harmonische 2f enthält (siehe den unteren Wandler in Fig. 4B), kann die Hochpaß-Filterschaltung entfallen. Alternativ kann die Hochpaß-Filterschaltung auch durch eine Resonanzschaltung ersetzt werden, die bezüglich einer zweiten Harmonischen in Resonanz gelangt und lediglich die zweite Harmonische durchläßt.

Die Schaltung 47 für die Empfangsverzögerung und Addition besteht aus Verzögerungs leitungen, die mit Empfangskanälen verknüpft sind, und einem Addierer für die Auf summierung der Ergebnisse der Verzögerung, und führt eine Empfangsverzögerung bei den empfangenen Echos durch. Der Empfänger 48 ist eine Empfänger/Verarbeitungs schaltung zur Durchführung einer Hüllkurvendetektion bzw. Hüllkurvendemodelation und einer logarithmischen Dekrementierung bei einer zweiten Harmonischen 2f, und zur Gewinnung eines Bildsignals, das ein Kontrastbild des B-Modus repräsentiert. Der digitale Abtastwandler 49 besteht aus einem A/D-Wandler (Analog/Digital-Wandler), einem Multi plexer, einem Bildspeicher (Frame-Speicher), einer Lese/Schreib-Schaltung und einem D/A-Wandler, und erzeugt ein Signal, das ein Bild (Vollbild bzw. Einzelbild) in Überein stimmung mit einer bezeichneten bzw. gewählten Anzeigeform erzeugt. Das Bildsignal kann in Übereinstimmung mit einem Standard-Fernseh-System gelesen werden. Das von dem digitalen Abtastwandler 49 gelesene Bildsignal wird an den Monitor 50 abgegeben und angezeigt.

Das Empfangs/Verarbeitungs-Untersystem für den normalen B-Modus besteht, wie in Fig. 1 gezeigt ist, aus einer Vorverstärkerschaltung 52, einer Schaltung 53 für die Empfangs verzögerung und Addition, einem Empfänger 54, einem digitalen Abtastwandler 55 und einem Monitor 56, die parallel mit dem Sendesystem verbunden sind. Der Empfänger und die nachfolgenden Schaltungselemente können gemeinsam mit dem Untersystem für den Kontrast-Modus benutzt werden. Das Empfangs/Verarbeitungs-Untersystem für den normalen B-Modus verarbeitet Echos, die jeweils von der Aussendung einer fundamentalen Komponente f, die durch das System bewirkt wird, herrühren, und zeigt ein tomogra phisches Bild des normalen B-Modus an.

Wie vorstehend erläutert, ist die elektronische Sektorsonde 10 mit 64 Elementen struktu riert, und das Sende/Empfangssystem mit 128 Kanälen ist zum Antreiben der Sonde 10 ausgelegt. Im Kontrast-Modus werden Ultraschallstrahlen durch das System 1 (64 Kanäle) gesendet, wobei die Wandler 25 ₁ bis 25 _n der Sonde 10 involviert sind, und es werden dann Echos durch das System 2 (64 Kanäle) empfangen. Da das System 1, wie zuvor erläutert, einen Frequenzgang besitzt, der den Durchlaß einer fundamentalen Komponente f er möglicht, werden Ultraschallstrahlen, die jeweils ausschließlich die fundamentale Kom ponente bzw. Grundwelle f besitzen, in eine gewünschte Diagnoseregion eines Lebewesens ausgesandt. Da ein Ultraschall-Kontrastmedium in die Diagnoseregion mit Hilfe des Bluts hineinfließt oder mit Hilfe des Bluts aus der Diagnoseregion ausfließt, besteht jedes der Echos hauptsächlich aus gestreuten Komponenten, die durch ein Gewebe und das Ul traschall-Kontrastmedium hervorgerufen werden, d. h. es sind in jedem Echo nicht-lineare, gestreute Komponente enthalten, die eine durch das Kontrastmedium hervorgerufene zweite Harmonische enthalten.

Die Echos werden durch das System 2 der Sonde 10 empfangen, die einen Frequenzgang mit zwei Höckern besitzt. Da die Zwischenelektroden 29 ₁ bis 29 _n der Wandler 25 ₁ bis 25 _n gegenüber der Mitte versetzt sind und nahe bei den Sende/Empfangs-Oberflächen der Wandler angeordnet sind, um die Empfindlichkeit gegenüber einer fundamentalen Kom ponente f zu unterdrücken, läßt sich eine Sättigung des Empfangssystems aufgrund des Kontrastmediums vermeiden.

Die Leistung jedes Echos, das von der Sonde 10 abgegeben wird, wird durch die Vorver stärkerschaltung 45 verstärkt. Der Verstärkungsfaktor für die Vorverstärker, die die Vorverstärkerschaltung 45 bilden, wird auf einen größeren Wert als denjenigen bei normalen B-Modus eingestellt, und der Frequenzgang der Vorverstärker relativ zu dem Verstärkungsfaktor werden derart definiert, daß sich ein Frequenzband ergibt, das bei der Frequenz der zweiten Harmonischen 2f zentriert ist. Dies ermöglicht es, die zweite Harmonische 2f, die in jedem Echo enthalten ist, mit einem verbesserten Signal/Rausch- Verhältnis bzw. Störabstand zu empfangen.

Ausschließlich die zweite Harmonische 2f jedes Echos wird durch die Hochpaß-Filter schaltung 46 herausgegriffen und in der zuvor erläuterten Weise verarbeitet. Dies führt zu einem Bildsignal für den Kontrast-Modus und B-Modus, das aus der zweiten Harmoni schen abgeleitet wird, die von der nicht-linearen, durch ein Kontrastmedium hervorgerufe nen Streuung herrührt. Das Bildsignal wird als ein Kontrastbild eines Subjekts angezeigt, das aus einer myokardialen Kontrast-Echographie herrührt. Eine Blutdurchströmungsregion in dem Herzmuskel, die durch eine myokardiale Durchströmung bedingt ist, läßt sich dann erkennen bzw. beurteilen.

Bei dem Ultraschall-Diagnosesystem gemäß diesem Ausführungsbeispiel werden Ultra schallstrahlen, die jeweils die fundamentale Komponente f enthalten, durch das System 1 im normalen B-Modus gesendet oder empfangen. Dies führt zu einem normalen B-Modus- Bild. Folglich besitzt das Ultraschall-Diagnosesystem sowohl eine Kontrast-Modus-Ab bildungsfähigkeit als auch eine Normal-B-Modus-Abbildungsfähigkeit, die selektiv einge setzt werden können. Das Ultraschall-Diagnosesystem ist ein hervorragendes Vielzweck- Gerät.

Wie vorstehend erläutert, ist eine Sonde (Wandler) derart ausgelegt, daß sie unterschiedli che Frequenzgänge bei dem Senden und dem Empfangen besitzt. Die Sonde und das Sende/Empfangssystem sind derart aufgebaut, daß allein die fundamentale Komponente f während des Sendens übertragen wird, und es wird die zweite Harmonische, deren Leistung die größte von allen nicht-linearen (nicht-fundamentalen) Komponenten sein kann, mit einem hohen Störabstand empfangen. Aufgrund der Wirkung der Echoverstärkung eines Ultraschall-Kontrastmediums, das mikroskopische Schäume enthält und eine stark nicht-lineare Streueigenschaft hervorruft, können Echos, die von anderen Geweben als den Schäumen herrühren, von denjenigen Echos, die von den Schäumen herrühren, mit einem hohen Störabstand unterschieden werden. Wenn ein Ultraschall-Kontrastmedium intravenös injiziert wird, kann der Effekt der Helligkeitsverstärkung aufgrund des Kontrastmediums (d. h. eine Blutströmung) in einer Region, die starke Echos reflektiert, wie etwa in dem Herzmuskel oder irgendeinem Organ, wirksam detektiert werden, falls die Konzentration des Kontrastmediums in einer Diagnoseregion abnimmt. Eine Blutströmung in dem Herzmuskel oder eine mikroskopische Zirkulation in einem Organ läßt sich mit hoher Qualität abbilden (hoher Störabstand und hohe Auflösung). Als Ergebnis kann eine Abbildung einer myokardialen Blutströmung mit Hilfe einer Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion zur Untersuchung des kardiovaskulären Systems eingesetzt werden. Eine Ultraschallbewertung bzw. Ultraschallbeurteilung eines myokar dialen Infarkts läßt sich mit einem hohen Patientendurchsatz erreichen, ohne daß die Notwendigkeit der Auferlegung einer unnötigen und unerfreulichen Belastung für einen Patienten oder die Notwendigkeit für eine Einrichtung großen Maßstabs für die Einführung eines Katheters besteht. Zusätzlich kann eine Abbildung eines mikroskopischen intrahepati schen Kreislaufs oder einer tumoralen Blutströmung hoher Qualität und eine Abbildung einer parenchymatösen Niere hoher Qualität bei einer Unterleibsuntersuchung eingesetzt bzw. erhalten werden.

Zweites Ausführungsbeispiel

Das zweite Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird in Verbindung mit den Fig. 6 und 7 erläutert. Komponenten und Elemente, die identisch oder gleichartig sind wie diejenigen bei dem ersten Ausführungsbeispiel, sind mit den gleichen Bezugszeichen versehen. Die Beschreibung dieser Elemente entfällt daher oder ist zumindest verkürzt.

Eine Sonde 10 bei dem zweiten Ausführungsbeispiel ist eine elektronische Sektorsonde mit 64 Elementen, die vom phasengesteuerten Typ ist und Elektroden aufweist, die nach außen herausgeführt sind, wie es vorstehend in Verbindung mit Fig. 4A bereits erläutert wurde. Genauer gesagt ist jede Zwischenelektrode 29 in der Mitte in der Richtung z der Dicke eines Wandlers angeordnet. Erste Elektroden 26, die an einer der Seitenflächen und an Rückseitenflächen von Wandlern angebracht sind, und eine dritte Elektrode (Masse) 28, die an den Sende/Empfangsflächen der Wandler angebracht sind, bilden das System 1. Zweite Elektrode 27, die an den anderen Seitenflächen der Wandler angebracht sind, und die dritte Elektrode 28 bilden das System 2 (siehe Fig. 7). Wenn angenommen ist, daß das Frequenzband für das System 1 mittig bei der Frequenz einer fundamentalen Komponente bzw. Grundkomponente oder Grundwelle f liegt, besitzt das System 2 einen Frequenzgang mit zwei Höckern, der den Durchgang der fundamentalen Komponente f und einer Sub harmonischen f/2 erlaubt.

Bei diesem Ausführungsbeispiel wird das System 1 der Sonde 10 zum Senden mit 64 Kanälen (in einem Frequenzband, das bei der Frequenz einer fundamentalen Komponente f zentriert ist) im Kontrast-Modus benützt, während das System 2 für den Empfang mit 64 Kanälen (in einem Frequenzband, das bei der Frequenz einer Subharmonischen f/2 zentriert ist) eingesetzt wird. Das Sende/Empfangssystem ist identisch mit demjenigen, das in Fig. 1 gezeigt ist, mit der Ausnahme, daß das Empfangssystem eine Tiefpaß-Filter schaltung 60 (im folgenden auch als TPF-Schaltung bezeichnet) aufweist, die zwischen der Vorverstärkerschaltung 45 und einem Addierer 47 der Empfangsverzögerungsschaltung angeordnet ist. Die Tiefpaß-Filterschaltung 60 besteht aus Tiefpaß-Filtern, die den Kanälen zugeordnet sind, empfangene Echos, deren Frequenz einem bei der Frequenz der Sub harmonischen f/2 zentrierten Frequenzband entsprechen, von allen Echos, die durch die Wandler mit dem Frequenzgang mit zwei Höckern (f/2 und f) empfangen werden, durch lassen und Echos abschneiden, die jeweils die fundamentale Komponente f enthalten. Folglich wird das Senden in dem Frequenzband bewirkt, das bei der Frequenz der fun damentalen Komponente f zentriert ist. Der Empfang erfolgt in dem Frequenzband, das bei der Frequenz der Subharmonischen f/2 zentriert ist. Gleichartig wie bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel wird lediglich die Subharmonische f/2 empfangen, die von der nicht-linearen Streuung herrührt, die durch ein Ultraschallwellen-Kontrastmedium hervorgerufen wird. Ein B-Modus-Kontrastbild, das aus der Subharmonischen f/2 erhalten wird (ein Amplituden/Helligkeitsmoduliertes Bild), d. h. ein Kontrast-Bild, kann angezeigt werden.

In diesem Fall kann der Verstärkungsfaktor für die Vorverstärkerschaltung 45 auf einen größeren Wert als bei dem normalen B-Modus eingestellt werden, und eine Subharmoni sche kann mit einem besseren Signal/Störverhältnis empfangen werden. Da Signale durch die Zwischenelektroden herausgegriffen werden, ist die Empfindlichkeit gegenüber einer Grundkomponente f unterdrückt. Die Sättigung des Empfangssystems aufgrund eines Ul traschall-Kontrastmediums kann daher vermieden werden, so daß ein ausreichender dynamischer Bereich hergestellt sein kann.

Bei diesem Ausführungsbeispiel kann auch eine Abbildung im normalen B-Modus erreicht werden. Hierzu wird das Sendesystem, das mit dem System 1 verbunden ist, einem Senden im normalen B-Modus zugeordnet und das Empfangssystem für den normalen B-Modus ist, wie es in Fig. 6 dargestellt ist, parallel zu den Sendesystem geschaltet. Folglich ist das Ultraschall-Diagnosesystem als ein Gerät mit mehreren Funktionen ausgelegt.

Drittes Ausführungsbeispiel

Das dritte Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird nun in Verbindung mit den Fig. 8 und 9 beschrieben.

Eine Sonde 10 bei diesem Ausführungsbeispiel ist als eine elektronische Sektorsonde eines phasengesteuerten Typs (array-Typ) ausgebildet, die einen dualen Frequenzgang bzw. eine duale Frequenzcharakteristik besitzt. Im Unterschied zu den Sonden bei den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen weist die Sonde Wandler auf, die strukturell in zwei Gruppen von Wandlern 1 und 2 im Hinblick auf die beiden Frequenzkomponenten f und 2f unterteilt sind. Genauer gesagt weist die Sonde 10, wie in Fig. 8 gezeigt ist, Wandler 25 ₁ bis 25 _n (wobei n z. B. gleich 128 ist) aus 128 Elementen auf, die in einer Abtastrich tung x angeordnet sind. In gleichartiger Weise wie bei vorstehend beschriebenen Aus führungsbeispielen sind erste bis dritte Elektroden 26 ₁ (bis 26_n), 27₁ (bis 27_n) und 28 an jedem der Wandler 25 ₁ bis 25 _n angebracht. Die Enden der ersten Elektroden 26 ₁ bis 26 _n auf der Seite der Sende/Empfangsoberflächen der Wandler erstrecken sich bis zu den Sende/Empfangsoberflächen und im Winkel entlang der Sende/Empfangsoberflächen, und sind folglich an den Sende/Empfangsoberflächen angebracht.

Von den Wandlern 25 ₁ bis 25 _n, die strukturell unterteilt sind und deren Elektroden in der vorstehend angegebenen Weise angebracht sind, bilden die ungeradzahligen Wandler 25 ₁, 25 ₃ usw. bis 25_n-1 eine "Wandlergruppe 1", während geradzahlige Wandler 25 ₂, 25 ₄ usw. bis 25_n eine "Wandlergruppe 2" bilden (siehe Fig. 9). Die Wandler der beiden Wandler gruppen 1 und 2 sind alternierend in der Abtastrichtung angeordnet. Von den beiden Wandlergruppen 1 und 2 sind bei der Wandlergruppe 1, die aus den ungeradzahligen Wandlern besteht, die Elektroden in der gleichen Weise wie bei dem oberen, in Fig. 4B gezeigten Wandler angeordnet und nach außen herausgeführt. Die Wandlergruppe 1 besitzt daher einen Frequenzgang, der es dem Frequenzband, das bei der Frequenz einer Grund komponente f zentriert ist, erlaubt, dieses durchzulassen. Bei diesem Ausführungsbeispiel ist die Wandlergruppe 1 dem System 1 zugeordnet und dem Senden im Kontrast-Modus sowie dem Senden und Empfangen in einem normalen B-Modus zugeordnet. Die Wandler gruppe 2, die aus den geradzahligen Wandlern besteht, weist Elektroden auf, die in der gleichen Weise wie bei dem unteren, in Fig. 4B gezeigten Wandler angeordnet und zur Außenseite ausgeführt sind, und besitzt einen Frequenzgang, der den Durchlaß eines Frequenzbands ermöglicht, das bei der Frequenz einer zweiten Harmonischen 2f zentriert ist. Die Wandlergruppe 2 ist dem System 2 zugeordnet und für den Empfang im Kontrast- Modus ausgelegt.

Da die zweiten Elektroden 27 ₁, 27 ₃, . . . bis 27_n-1 der Wandlergruppe 1 nicht bei jedem Betrieb beteiligt sind, können sie so aufgebaut sein, daß sie abnehmbar sind. Aus Gründen eines guten Herstellungswirkungsgrads bzw. guter Herstellbarkeit bleiben die zweiten Elektroden jedoch nicht abnehmbar. Die Enden der ersten Elektroden 26 ₂, 26 ₄, . . . bis 26_n der Wandlergruppe 2 auf der Seite der Strahlungsoberflächen sind elektrisch mit der dritten Elektrode oder Masse 28 gekoppelt, indem Lötmittel S aufgebracht ist. Die Masse 28 kann in entsprechender Zuordnung zu den Wandlern in der Abtastrichtung x segmen tiert sein.

Eine Haupteinheit 11 enthält ein Sendesystem mit 64 Kanälen für den Kontrast-Modus (dieses besteht aus einem Generator 40, einer Sendeverzögerungsschaltung 41 und einer Impulsschaltung 42). Das Sendesystem ist mit den Wandlern 25 ₁, 25 ₃, . . . bis 25_n-1 der Wandlergruppe 1, die mit dem System 1 gekoppelt sind, mit Hilfe von Übertragungs leitungen 43 ₁, 43 ₃, . . . bis 43_n-1 verbunden. Das Sendesystem ist parallel zu einem Emp fangssystem für den normalen B-Modus geschaltet (dieses besteht aus einer Vorverstärker schaltung 52, einer Schaltung 53 für die Empfangsverzögerung und Addition, einem Empfänger 54, einem digitalen Abtastschalter 55 und einem Monitor 56. Die Haupteinheit 11 weist weiterhin ein Empfangssystem mit 64 Kanälen für den Kontrast-Modus auf (dieses besteht aus einer Vorverstärkerschaltung 45, einer Schaltung 47 für die Empfangs verzögerung und Addition, einem Empfänger 48, einem digitalen Abtastwandler 49 und einem Monitor). Die Kanäle sind mit den Wandlern 25 ₂, 25 ₄, . . . bis 25_n der mit dem System 2 verknüpften Wandlergruppe 2 mit Hilfe von Übertragungsleitungen 44 ₂, 44 ₄, . . . bis 44_n verbunden.

In dem Kontrast-Modus werden Ultraschallstrahlen durch die Wandlergruppe 1 ausgesendet und Echos werden durch die Wandlergruppe 2 empfangen, deren Wandler abwechselnd mit den Wandlern der Wandlergruppe 1 angeordnet sind. Folglich kann lediglich eine zweite Harmonische empfangen werden, die von einer nicht-linearen Streuung herrührt, die durch ein bei einer Kontrast-Echographie eingesetztes Ultraschall-Kontrastmedium auf der Grundlage einer intravenösen Injektion hervorgerufen wird, und es kann ein hellig keitsmoduliertes Bild angezeigt werden. Auch wenn lediglich eine Sonde eingesetzt wird, sind die Wandler alternierend auf eines der beiden unterschiedlichen Frequenzbänder f und 2f eingestellt. Somit sind die Wandler entweder dem Senden oder dem Empfangen zu geordnet. Echos, die von einer Blutströmung (d. h. einem Kontrastmedium) in einem mikroskopischen Kreislauf (Zirkulation) herrühren, können erfaßt und mit hohem Signal/- Störverhältnis abgebildet werden. Insbesondere kann, da der Verstärkungsfaktor für die Vorverstärkerschaltung 45 auf einen höheren Wert als bei dem normalen B-Modus einge stellt werden kann, eine zweite Harmonische 2f mit einem sehr viel höheren Signal/Stör verhältnis empfangen werden.

Bei dem normalen B-Modus wird die Wandlergruppe 1 für das Senden und den Empfang eingesetzt. Ein helligkeitsmoduliertes Bild, das von einer Grundkomponente f abgeleitet ist, kann angezeigt werden.

Ein Tiefpaßfilter oder eine Resonanzschaltung zum Passierenlassen allein einer Grundkom ponente f kann in dem Sendesystem enthalten sein, das mit der Wandlergruppe 1 ver bunden ist (mit einem Frequenzgang bzw. einer Frequenzeigenschaft f). In diesem Fall kann im Kontrast-Modus das Auftreten einer zweiten Harmonischen 2f in dem Sendesy stem zuverlässig unterdrückt werden. Ein Strahl hoher Reinheit, der lediglich die Grund komponente f enthält, kann empfangen (oder gesendet) werden, und eine zweite Harmoni sche 2f, die durch ein Kontrastmedium hervorgerufen wird, kann mit hoher Genauigkeit erfaßt werden.

Wie vorstehend erläutert, kann, wenn eine Tiefpaßfilter- oder eine Resonanzschaltung mit dem System 1, das mit der Wandlergruppe 1 verknüpft ist, verbunden ist, ein Wählschalter zwischen der Tiefpaßfilter- oder der Resonanzschaltung und dem System 1 eingefügt sein, so daß die Tiefpaßfilter- und Resonanzschaltung beim normalen B-Modus nicht arbeitet.

Verschiedene Abänderungen hinsichtlich der Anordnung bzw. Ausgestaltung der Wandler gruppen sind möglich. Die vorstehend angegebene alternierende Anordnung, bei der 64 Elemente von einer der beiden Wandlergruppen 1 und 2 alternierend mit 64 Elementen der anderen Wandlergruppe abwechseln, ist so einfach, um den Herstellungswirkungsgrad bzw. die Herstellbarkeit zu erleichtern. Jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Form der Anordnung beschränkt. Als Alternative können 128 Elemente, die in einer Abtastrichtung liegen, in die Wandlergruppen 1 und 2 in jeweils 64 aufeinanderfolgenden Elementen unterteilt sein. Das Verhältnis der Anzahl von Wandlern der Wandlergruppe 1 zu demjenigen bei der Wandlergruppe 2 kann auch auf einen beliebigen anderen Wert als 1 : 1 festgelegt sein. Weiterhin kann jeder Wandler einer der Wandlergruppen bei bzw. nach jedem zweiten oder dritten Wandler der anderen Wandlergruppe angeordnet sein.

Viertes Ausführungsbeispiel

Fig. 10 zeigt ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Das Ultraschall-Diagnosesystem erhält Geschwindigkeitsinforma tion aus einer Blutströmung zusammen mit einer Information, die ein tomographisches Bild im B-Modus betrifft, und weist eine Sonde 10 auf, die drei Elektroden 26 bis 28 (Zwi schenelektroden 29) umfaßt, die in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung angebracht sind. Die Sonde 10 besitzt den gleichen Aufbau wie diejenige bei dem zweiten Ausführungsbeispiel, das in Fig. 6 gezeigt ist (d. h. sie weist Elektroden, die in der Fig. 4A gezeigten Weise nach außen herausgeführt sind, auf).

Das System 1 der Sonde 10 ist mit Schaltungen 40, 41 und 42 eines Sendesystems und mit Schaltungen 52, 53, 54, 55 und 56 eines Empfangs/Verarbeitungssystems verbunden, wobei das Sendesystem und das Empfangs/Verarbeitungssystem parallel zueinander geschaltet sind. Das System 2 der Sonde 10 ist mit einem Sendesystem verbunden, das einen Taktgenerator 70, eine Sendeverzögerungsschaltung 71 und eine Impulsgeberschal tung 72 aufweist, und ist weiterhin mit einer Serie von Schaltungen 45, 60, 47, 48, 49 und 50 verbunden, die eine Empfangs/Verarbeitungsschaltung bilden (gleichartig wie die Schaltung in Fig. 6, wobei die Schaltungen 70 bis 72 hinzugefügt sind). Die Systeme 1 und 2 besitzen unabhängige Sende- und Empfangsfähigkeiten. Das System 1 ist einer Tomographie im normalen B-Modus zugeordnet, während das System 2 einer Abbildung im Doppler-Modus zugeordnet ist. Im normalen B-Modus werden das Senden und der Empfang mit einer höheren Frequenz durchgeführt (der Frequenz einer Grundkomponente f), die durch das System 1 gehandhabt wird. Im Doppler-Modus werden das Senden und der Empfang mit einer niedrigeren Frequenz durchgeführt (der Frequenz einer Subharmo nischen f/2, die durch das System 2 gehandhabt wird).

Bei dem Ultraschall-Diagnosesystem mit der vorstehend beschriebenen Gestaltung werden, wenn eine Blutströmungsinformation im Doppler-Modus gewonnen wird, die Vorteile verbesserter Empfindlichkeit erzielt, was nachstehend erläutert wird.

Um ein Blutströmungssignal zu erfassen, das sogar von einer peripheren Region herrühren kann, ist es erforderlich, daß das Diagnosesystem eine höhere Detektionsempfindlichkeit bietet. Es ist bereits bekannt, daß eine biomedizinische Dämpfung eines Ultraschallsignals derjenige Faktor ist, der die Empfindlichkeit am stärksten beeinträchtigt. Bei einem bekannten Diagnosesystem sind die Sende- und Empfangsfrequenzen für die Abbildung im Großdoppler-Modus auf recht niedrige Frequenzen innerhalb eines für das System zulässi gen Frequenzbands eingestellt. Jedoch ist das Frequenzband, das bei dem bekannten System zulässig ist, normalerweise schmal und die niedrigen Frequenzen betragen das 0,8- fache der Mittelfrequenzen von Wellen, die durch eine Sonde gesendet und empfangen werden. Bei dem in Fig. 10 gezeigten Ausführungsbeispiel können die Sende- und Emp fangsfrequenzen für die Abbildung im Doppler-Modus auf die Hälfte der Mittelfrequenzen für die Abbildung im B-Modus abgesenkt werden (entsprechend den Mittelfrequenzen von Wellen, die durch eine bekannte Sonde gesendet und empfangen werden). Wenn angenom men wird, daß die biomedizinische Dämpfung bei 0,6 dB/MHz/cm liegt, wenn eine Sonde mit 3,5 MHz eingesetzt wird, ist eine Tiefe in einem Objekt X cm, und es wird eine Verbesserung der Empfindlichkeit von G dB erreicht, wobei die folgende Gleichung gilt:

G(dB) = 2 × 0,6 × 3,5 × (0,8 - 0,5) × X(cm).

Eine Verbesserung der Empfindlichkeit von +13 dB wird bei einer Tiefe von 10 cm erreicht. Ein stärkerer Effekt ergibt sich bei einer Sonde für höhere Frequenz.

Zusätzlich können Abänderungen hinsichtlich des dualen Frequenzgangs bei einer Sonde des phasengesteuerten Betriebs ergriffen werden, wie sie in den Fig. 11 bis 14 gezeigt sind, in denen die gleichen oder gleichwertige Elemente wie diejenigen, die bei den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen erläutert wurden, mit den gleichen oder gleichartigen Bezugszeichen versehen sind. In diesen Figuren sind die Stützschicht, die Anpassungsschicht und die akustische Linse entfallen.

Der in Fig. 11 gezeigte Sondenkopf 22 arbeitet mit zwei Arten von Wandlergruppen 1 und 2, die jeweils eine Mehrzahl von Wandlern enthalten, die durch piezoelektrische Elemente 25M₁ bis 25M_n (25N₁ bis 25N_n) gebildet sind. Jeder der Wandler 25M₁ bis 25M_n, die zu einer Wandlergruppe 1 gehören, an denen jeweils Elektroden 26M und 28M angebracht sind, besitzt eine Dicke D1, während jeder der Wandler 25N₁ bis 25N_n, die zu der anderen Wandlergruppe 2 gehören, an denen jeweils Elektroden 26N und 28N angebracht sind, eine Dicke D2 besitzt, deren Wert sich von demjenigen der Dicke D1 unterscheidet. Dieser Unterschied in der Dicke führt zu zwei unterschiedlichen Frequenzdurchlassbän dern.

Eine Zuordnung bzw. Anordnung dieser Wandlergruppen 1 und 2 ist in den Fig. 12A bis 12C und 13 als Beispiel dargestellt. Die Wandlergruppen 1 und 2 in Fig. 12A sind alternierend in der Abtastrichtung x angeordnet, während diese Gruppen 1 und 2 gemäß Fig. 12B separat jeweils Gruppe für Gruppe in der Abtastrichtung x angeordnet sind und diese Gruppen 1 und 2 gemäß Fig. 12C separat Gruppe für Gruppe in der Schnittrichtung y, die rechtwinklig zu der Richtung x verläuft, angeordnet sind. Die Anzahl von Wand lern, die zu jeder Wandlergruppe 1 (oder 2) gehören, ist beliebig und nicht darauf be schränkt, daß die Anzahl in den Gruppen gleich groß ist. Ein Beispiel für eine Zuordnung bei einer zweidimensionalen Sonde des Array-Typs ist in Fig. 13 dargestellt. Andere Zuordnungsmethoden sind selbstverständlich ebenfalls bei der zweidimensionalen Probe des Array-Typs möglich.

Der in Fig. 14 gezeigte Sondenkopf 22 weist einen Aufbau auf, bei dem zwei Arten von Wandlern 25A₁ (bis 25A_n) und 25B₁ (bis 25B_n), die eine sich voneinander unterscheidende Dicke besitzen, in jeder der Wandlergruppen 1 und 2 laminiert sind. In bevorzugter Ausgestaltung werden unterschiedliche Materialien für die beiden Arten der Wandler 25A und 25B benutzt. Ein bevorzugtes Beispiel ist eine Kombination aus einem hochpolymeren piezoelektrischen Element oder einem zusammengesetzten piezoelektrischen Element für den ersten Schichtwandler 25A (obere Seite in der Figur) und einem keramischen piezo elektrischen Element für den zweiten Schichtwandler 25B (untere Seite in der Figur). Ein derartiger laminierter Aufbau führt zu dem gewünschten Frequenzgang mit zwei Arten bzw. Festlegungen aufgrund des zwischen den laminierten Wandlern 25A und 25B vorhan denen Unterschieds bei der akustischen Impendanz und ermöglicht dem ersten Schicht wandler 25A die Ausübung einer Hilfsfunktion als eine Anpassungsschicht für den zweiten Schichtwandler 25B. In Fig. 13 bezeichnen die Bezugszeichen 26A, 28A, 26B und 28B Elektroden.

Fünftes Ausführungsbeispiel

Das fünfte Ausführungsbeispiel wird nun in Verbindung mit den Fig. 15 bis 17 erläutert.

Ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß diesem Ausführungsbeispiel führt eine Kontrast- Echographie durch, bei der eine zweite Harmonische, die von der nichtlinearen, durch Schäume, die in einem Ultraschall-Konstrastmedium enthalten sind, hervorgerufenen Streuung herrühren, wirksam detektiert wird und ein Verteilungsbild der zweiten Harmoni schen in zwei Dimensionen angezeigt wird.

Wie in Fig. 15 dargestellt ist, weist das Ultraschall-Diagnosesystem eine Ultraschallsonde 110 zum Senden oder Empfangen von Ultraschallwellen zu oder von einem Subjekt, und eine Haupteinheit 111 zum Ansteuern der Ultraschallsonde 110 und zum Verarbeiten von Signalen auf, die durch die Ultraschallsonde 110 empfangen werden.

Die Ultraschallsonde (im folgenden auch vereinfacht als Sonde bezeichnet) 110 ist eine phasengesteuerte Sonde, bei der eine Mehrzahl von Wandlern in einem Feld (array) in der Abtastrichtung angeordnet sind. Die Wandler haben die gleichen Empfangseigenschaften. Jeder Wandler bietet ein ausreichend breites Durchlassband, das eine Erfassung sowohl einer Grundkomponente für die Ansteuerung eines Wandlers als auch einer zweiten Harmonischen ermöglicht, die durch einen das Untersuchungssubjekt bzw. -objekt bilden den lebenden Körper erzeugt wird.

Die Haupteinheit 111 besteht aus einem Sendesystem für die Ansteuerung der Sonde 110, einem Empfangs/Verarbeitungssystem für den Empfang und die Verarbeitung von Signa len, die von der Sonde 110 gesendet werden, und einem Anzeigesystem für die Anzeige eines verarbeiteten Bilds. Ein Eingangssystem, das eine Bedienungstafel aufweist, und ein Erfassungssystem für die Erfassung eines biomedizinischen Signals wie etwa eines Echo kardiogramm-Signals (im folgenden auch als EKG-Signal bezeichnet) sind gleichfalls in der Haupteinheit 111 enthalten, jedoch in Fig. 15 nicht dargestellt.

Das Sendesystem weist einen Taktgenerator 120, eine Sendeverzögerungsschaltung 121, eine Impulsgeberschaltung 122 und eine Senderesonanzschaltung 123 auf. Der Taktgenera tor 120 ist eine Schaltung zur Erzeugung eines Takts, das zur Festlegung der Zeitgabe des Aussendens einer Ultraschallwelle oder zur Festlegung einer Frequenz beim Senden eingesetzt wird. Die Sendeverzögerungsschaltung 121 ist eine Schaltung zur Bewirkung bzw. Durchführung einer Sendefokussierung mit Hilfe einer Verzögerung einer zum Aussenden erzeugten Welle. Die Impulsgeberschaltung 122 besteht aus der gleichen Anzahl von Impulsgebern, wie die Anzahl von einzelnen Kanäle 99999 00070 552 001000280000000200012000285919988800040 0002019548988 00004 99880n, die den Wandlern zugeordnet sind, erzeugt einen Treiberimpuls in Übereinstimmung mit der verzögerten Sendezeitgabe, und gibt einen Treibimpuls an jeden der Wandler in der Sonde 110 ab.

Die Senderesonanzschaltung 123 ist eine Schaltung, die einem der Bestandteile oder Grundmerkmale der vorliegenden Erfindung entspricht. Die Senderesonanzschaltung 123 ist dazu vorgesehen, eine zweite Harmonische eines Echos, das durch ein Ultraschall- Kontrastmedium in einem lebenden Körper hervorgerufen wird, wirksam zu detektieren. Die Senderesonanzschaltung 123 besitzt die Fähigkeit, Harmonische zu unterdrücken, die unausweichlich auftreten, es sei denn, daß die Impulsgeber beim Senden mit einer perfek ten Sinuswelle angesteuert würden. Genauer gesagt ist die Senderesonanzschaltung 123, wie in Fig. 16 dargestellt ist, durch einen Begrenzer 124, der aus Dioden aufgebaut ist, die umgekehrt parallel zueinander geschaltet sind, und eine Spule 125 gebildet, die aufgrund einer kapazitiven Impedanz einer Sonde, eines Kabels oder dergleichen in Resonanz gelangt und die ein Durchlaßband besitzt, das bei der Frequenz einer Grundkomponente zentriert ist. Der Begrenzer 124 wird bei Anlegen eines Signals eingeschaltet, dessen Pegel höher ist als ein bestimmter Pegel. Die Senderesonanzschaltung 123 gelangt daher während der Aussendung eines Signals mit hohem Pegel in Resonanz, verbleibt aber während des Empfangs außerhalb des Resonanzzustands. Die Reihenschaltung, die durch den Begrenzer 124 und die Spule 125 gebildet ist, ist für jeden Kanal vorgesehen.

Das Empfangs/Verarbeitungssystem enthält eine Vorverstärkerschaltung 130, eine Schal tung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition, Bandpaßfilter (im folgenden auch als BPF bezeichnet) 132a und 132b und einen Empfänger 133 in dieser Reihenfolge in der Ausgangsstufe der Sonde 110. Die Vorverstärkerschaltung 130 verstärkt die Leistung bzw. Spannung eines empfangenen Echos für jeden Empfangskanal und gibt ein resultierendes Echo an die Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition ab. Die Schaltung 131 besteht aus Verzögerungsschaltungen, die den Empfangskanälen zugeordnet sind, und einem Addierer für die Aufsummierung der Ergebnisse der Verzögerung, und bewirkt eine Empfangsfokussierung für die empfangenen Echos. In der Ausgangsstufe der Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition sind die Bandpaßfilter 132a und 132b zum Durchlassen einer Grundkomponente und einer nicht-fundamentalen (nicht-linearen) Komponente jeweils parallel zueinander geschaltet. Das Durchlaßband des Bandpaßfilters 132a für die Grundkomponente deckt die Frequenz der Grundkomponente eines Echos ab, während das Durchlaßband des Bandpaßfilters 132b für die nicht-fundamentale Kom ponente die Frequenz der zweiten Harmonischen eines Echos abdeckt. Der Empfänger 133 ist eine Empfangs/Verarbeitungsschaltung für die Durchführung einer Hüllkurvendetektion (Hüllkurvendemodulation), einer logarithmischen Kompression oder dergleichen für jede Grundkomponente oder jede zweite Harmonische, um hierdurch ein Bildsignal zu erzeu gen, das ein B-Modus-Bild repräsentiert.

Das Empfangs/Verarbeitungssystem enthält weiterhin einen digitalen Abtastwandler (DSC) 135 und einen Monitor 136. Der digitale Abtastwandler 135 weist einen Analog/Digital- Wandler, einen Multiplexer, einen Bildspeicher bzw. Einzelbildspeicher, eine Schreib/- Leseschaltung und einen Digital/Analog-Wandler auf und formt ein Bildsignal, das einen Rahmen bzw. ein Einzelbild darstellt, in Übereinstimmung mit einer befohlenen Anzeige form. Das Bildsignal kann konform mit einem Standard-TV-System gelesen werden. Ein von dem digitalen Abtastwandler 135 gelesenes Bildsignal wird an den Monitor 136 abgegeben und angezeigt.

Die Arbeitsweise und Vorteile des fünften Ausführungsbeispiels werden nachstehend beschrieben.

Beim Senden wird eine Sendefokussierung durch die Sendeverzögerungsschaltung 121 bewirkt. In diesem Zustand gibt die Impulsgeberschaltung 122 eine Treiberspannung an jeden Wandler in der Sonde 110 über die Senderesonanzschaltung 123 jeweils Kanal für Kanal ab. Da während dieser Zeit die Treiberspannung höher ist als ein vorgegebener Pegel, wird ein zugeordneter Begrenzer 124 in der Senderesonanzschaltung 123 angestos sen bzw. aktiviert. Der Resonator 123 gelangt in Resonanz. Die Resonanz erlaubt es lediglich der Grundkomponente der Treiberspannung, durch die Senderesonanzschaltung 123 hindurchzugelangen und in den Wandler in der Sonde 110 einzutreten.

In der Praxis ist es schwierig, die Impulsgeberschaltung 122 mit einer perfekten Sinuswelle anzusteuern. Normalerweise enthält die erzeugte Treiberspannung eine Harmonische (Oberwelle). Die Senderesonanzschaltung 123 schneidet eine solche Harmonische absicht lich ab. Als Folge hiervon wird eine Treiberspannung, die ausschließlich eine Grundkom ponente enthält, zur Erregung jedes Wandlers eingesetzt. Wenn jeder Wandler in der Sonde 110 erregt ist, sendet die Sonde 110 Ultraschallstrahlen, die einer Sendefokussie rung unterzogen wurden, in einen Diagnosebereich wie etwa den Herzmuskel eines Subjekts. Die Ultraschallstrahlen werden durch ein Ultraschall-Kontrastmedium (z. B. das vorstehend angegebene "Albunex 5 ml" (Produktname) reflektiert und gestreut, das in die Gewebeteile in der Diagnoseregion (zu untersuchende Region) injiziert wurde, wodurch Echos hervorgerufen werden. Hierbei enthält das Ultraschall-Kontrastmedium mikroskopi sche Schäume. Die starken Streueigenschaften der Schäume führen zu einem verstärkten Echo. Die Streuung besitzt charakteristischer Weise Nichtlinearitäts-Eigenschaften. Die nichtlineare Streuung ruft eine Harmonische hervor. Als Ergebnis enthält ein Echo eine Echokomponente (Grundkomponente), die von lebenden, sich von dem Kontrastmedium (Schäumen) unterscheidenden Geweben herrühren, und eine Echokomponente (Grundkom ponente und Harmonische, die nicht-fundamentale Komponenten darstellen), die von dem Kontrastmedium ausgehen.

Die Ultraschallechos werden durch die Wandler in der Sonde 110 empfangen und in entsprechende elektrische Signale umgewandelt. Die Spannung eines Echos ist sehr schwach und führt daher nicht zum Anstossen bzw. zur Aktivierung der jeweiligen Begrenzer 124 in der Senderesonanzschaltung 123. Die Senderesonanzschaltung 123 wird daher nicht in Resonanz versetzt. Als Ergebnis werden die Echos, die jeweils eine Grund komponente und Harmonische enthalten, zu der Vorverstärkerschaltung 130 geleitet, ohne daß irgendeine Interferenz seitens der Senderesonanzschaltung 123 auftritt, und werden anschließend verstärkt. Die Echos werden dann durch die Schaltung 131 für die Empfangs verzögerung und Addition empfangen und verzögert, und zwar jeweils Kanal für Kanal, und anschließend hierdurch aufsummiert. Die Empfangsfokussierung ist dann bewirkt. Jedes der empfangenen Echos wird dann gleichzeitig zu dem Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente und dem Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente geleitet. Das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente greift eine Grundkomponente S_f aus einem Echo heraus und gibt diese an den Empfänger 133 in der nachfolgenden Stufe ab. Das Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente greift lediglich eine zweite Harmonische S_2f aus dem Echo heraus und gibt diese an dem Empfänger 133 ab. Die an den Empfänger 133 abgegebene Grundkomponente S_f des Echos wird einer Hüll kurvendemodulation und einer logarithmischen Kompression unterzogen, wodurch Bild daten für die Grundkomponente, die ein B-Modus-Bild (Bild mit Amplituden/Helligkeits modulation) repräsentieren, erzeugt werden. Die zweite Harmonische S_2f des Echos, das zu dem Empfänger 133 geleitet wurde, wird ebenfalls einer Hüllkurvendemodulation und einer logarithmischen Dekrementierung bzw. einem logarithmischen Dekrement unter zogen, wodurch Bilddaten erzeugt werden, die ein B-Modus-Bild für die zweite Harmoni sche repräsentieren.

Die Bilddaten, die die B-Modus-Bilder für die Grundkomponente und für die zweite Harmonische repräsentieren, werden durch den digitalen Abtastwandler 135 in Bilddaten umgewandelt, die an die befohlene Anzeigeform angepaßt sind. Verschiedenartige Anzei geformen stehen für das B-Modus-Bild IM_f, das von der Grundkomponente abgeleitet ist (im folgenden als Bild der Grundkomponente oder Grundkomponentenbild bezeichnet), und für B-Modus-Bild IM_2f zur Verfügung, das aus der zweiten Harmonischen (im folgenden als Bild der zweiten Harmonischen bezeichnet) gewonnen wurde, zur Verfügung. Ein Befehl, der eine Anzeigeform befiehlt, gemäß der z. B. das Bild IM_2f der zweiten Harmoni schen dem Grundkomponentenbild IM_f überlagert wird, wird bei dem Beginn der Kontrast- Echographie erzeugt. Als Reaktion auf diesen Befehl synthetisiert der digitale Abtastwand ler 135 die beiden Bilddaten und gibt dann synthetische bzw. zusammengesetzte Daten an den Monitor 136 ab. Wie in Fig. 17 dargestellt ist, wird auf dem Monitor 136 ein Bild IM_f+2f angezeigt, in dem das Bild IM_2f der zweiten Harmonischen dem Bild IM_f der Grundkomponente überlagert ist. Dies ermöglicht eine Beobachtung der Morphologie eines lebenden Gewebes und die Strömung eines Ultraschall-Kontrastmediums in das Gewebe.

Wie vorstehend erläutert, wird eine sich von der Grundkomponente unterscheidende Harmonische absichtlich (aktiv) durch die Senderesonanzschaltung 123 abgeschnitten bzw. unterdrückt. Ein Ultraschallstrahl, der ausschließlich die Grundkomponente aufweist, wird gesendet. Eine zweite Harmonische, die in einem Echo enthalten ist, ist daher nahezu vollständig auf die nichtlineare Strömungscharakteristik einer Ultraschallwelle bezüglich eines Ultraschall-Kontrastmediums zurückzuführen. Dies bedeutet, daß zweite Harmo nische, die auf die Streuung, die durch ein Kontrastmedium hervorgerufen wird, zurückzu führen sind, aus der gesendeten Ultraschallwelle, die lediglich Grundkomponenten enthält, herausgegriffen und selektiv für eine Bildgabe verarbeitet werden können. Wenn somit eine biomedizinische Dämpfung oder ein Frequenzband eines sendenden oder empfangen den Systems in Betracht gezogen wird, lassen sich die zweiten Harmonischen bzw. Oberwellen wirksam ausnutzen.

Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel wird eine zweite Harmonische als ein Beispiel für die nichtlinearen (nicht-fundamentalen) Komponenten herausgegriffen. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf die zweite Harmonische (Oberwelle) beschränkt. Alternativ kann eine N-te Harmonische (N × f, wobei "x" das Multiplikationszeichen, "f" eine Grundfrequenz und "N" eine ganze Zahl bezeichnen), eine N-te Subharmonische (f/N, wobei "f" die Grundfrequenz und "N" eine ganze Zahl bezeichnen), eine Super-Harmoni sche (M × f/N, wobei "f" die Grundfrequenz und "M" und "N" ganze Zahlen mit Aus nahme von 1 bezeichnen), oder jede andere nichtlineare Komponente zum Einsatz kom men. Die Frequenzkomponenten können selektiv durch ein Bandpaßfilter für die nicht- lineare Komponente herausgegriffen werden, wie es vorstehend erläutert ist. Alternativ kann eine Mehrzahl von Arten von Harmonischen gleichzeitig zum Einsatz kommen. In diesem Fall kann ein System zum Signalherausgreifen/Verarbeiten für jede der Vielzahl von Arten von Harmonischen vorgesehen sein oder es können die Vielzahl von Arten von Harmonischen ungetrennt verbleiben und zu einem System zum Signalherausgreifen/Ver arbeiten geleitet werden.

Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel werden Grundkomponenten und nicht-fundamentale Komponenten durch getrennte Systeme verarbeitet. In der Stufe nach der Digitalisierung, die dem Empfang durch einen Vorverstärker nachfolgt, kann auch le diglich ein Signalverarbeitungssystem für die Verarbeitung der Grundkomponente und der nicht-fundamentalen Komponente auf zeitteilender Basis bzw. Zeitmultiplex-Basis vor gesehen sein. Als Alternative kann ein Speicher vorgesehen sein, so daß eine gewünschte Komponente alleine verarbeitet werden kann.

Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel sind zwei Bandpaßfilter über das Herausgreifen der fundamentalen Komponente und der nichtlinearen Komponente jeweils in der Stufe vorgesehen, die der Schaltung für die Empfangsverzögerung und Addition nachfolgt. Alternativ können die Bandpaßfilter in der Stufe angeordnet sein, die der Vorverstärkerschaltung nachfolgt. Wenn jedoch die Bandpaßfilter in der Ausgangsstufe der Schaltung für die Empfangsverzögerung und Addition eingebaut sind, wie es bei der vorstehend erläuterten Ausführungsform der Fall ist, läßt sich die Anzahl von Filtern minimieren. Diese Ausgestaltung ist im Hinblick auf die Vermeidung einer Vergrößerung des Maßstabs bzw. der Abmessungen eines Systems oder im Hinblick auf einen Anstieg der Herstellungskosten vorteilhafter.

Die Sonde für das Ultraschall-Diagnosesystem ist nicht auf eine elektronische Sonde des phasengesteuerten Typs beschränkt, sondern kann auch eine Sonde mit mechanischer Abtastung sein.

Verschiedenartige Varianten sind bei dem Ultraschall-Diagnosesystem gemäß dem fünften Ausführungsbeispiel möglich.

Fig. 18 zeigt eine Abänderung der Senderesonanzschaltung 123. In der Senderesonanz schaltung 123 ist ein als Ein/Ausschalter ausgelegter elektronischer Schalter SW zwischen den Begrenzer 124 und die Sende/Empfangsleitung eingefügt. Im diagnostischen Betrieb, bei dem nichtlineare, gestreute Komponenten, die durch ein Kontrastmedium hervor gerufen werden, gehandhabt werden, ist der elektronische Schalter SW eingeschaltet. Es wird dann beim Senden in der gleichen Weise wie bei dem fünften Ausführungsbeispiel ein Resonanzzustand erreicht. Im normalen diagnostischen Betrieb, bei dem lineare, gestreute Komponenten (Grundkomponenten) gehandhabt bzw. verarbeitet werden, ist der elek tronische Sehalter SW ausgeschaltet, so daß beim Senden und beim Empfang ein resonanz freier Zustand erzielt werden kann. Der Einschalt- und Ausschalt-Zustand des elektroni schen Schalters SW wird in Abhängigkeit von einem Steuersignal geschaltet, das von einer nicht dargestellten Steuereinrichtung zugeführt wird. Aufgrund dieser Schaltung kann die Senderesonanzschaltung 123 von den anderen Schaltungen beim normalen Betrieb, mit Ausnahme einer Kontrast-Echographie, abgetrennt werden. Dies führt zu einer verbes serten Tauglichkeit der Senderesonanzschaltung.

Bei dem fünften Ausführungsbeispiel wird eine Strahlerzeugung auf der Grundlage eines hochfrequenten Signals durchgeführt. Alternativ kann ein Empfangssystem eingesetzt werden, bei dem das Frequenzband eines Signals auf eine mittlere Frequenz oder Zwi schenfrequenz verschoben und anschließend die Strahlbildung durchgeführt wird. In den Fig. 19 und 20 sind Varianten gezeigt. Bei dem in Fig. 19 dargestellten Empfangssystem sind ein Mischer 141 für den Empfang eines Referenzsignals, das von einem Referenzsi gnalgenerator 140 erzeugt wird und eine Referenzfrequenz fr besitzt, sowie Bandpaßfilter 132a und 132b zum Herausgreifen von Grund- und nicht-fundamentalen Komponenten aus einem Signal, dessen Frequenz auf die Zwischenfrequenz umgesetzt wurde, zwischen die Vorverstärkerschaltung 130 und ein Bandpaßfilter 142, das mit der Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist, eingefügt. Das Empfangssystem gemäß der in Fig. 20 dargestellten Abänderung besitzt die gleiche Tauglichkeit wie das Empfangs system, das in Fig. 19 dargestellt ist. Ein Referenzsignalgenerator 140* kann die Frequenz fr des Referenzsignals zwischen der Frequenz einer Grundkomponente fr = fr(1) und der Frequenz einer nicht-fundamentalen Komponente fr = fr(2) variieren. Die Frequenz des Referenzsignals, das an den Mischer 141 anzulegen ist, läßt sich daher in Abhängigkeit davon, ob eine Grundkomponente zu detektieren ist oder eine nicht-fundamentale Kom ponente detektiert wird, variieren. Damit kann ein einziges Empfangssystem beide Arten von Komponenten detektieren. Die Veränderung der Referenzfrequenz fr kann für jeden Kanal auf zeitteilender Basis bzw. im Zeitmultiplexbetrieb erreicht werden. Alternativ können die Empfangskanäle in solche für die Erfassung einer Grundkomponente und solche für die Erfassung einer nichtlinearen Komponente gruppiert werden. Die Referenz frequenz wird dann zwischen Kanalgruppen variiert.

Bei dem fünften Ausführungsbeispiel wird die Impulsgeberschaltung 122 für den Sendebe trieb zur Erzeugung und Herabstufung einer Harmonischen benutzt. Abänderungen des Ultraschall-Diagnosesystem im Hinblick auf die Impulsgeberschaltung sind in den Fig. 21 und 22 gezeigt. Bei der in Fig. 21 dargestellten Abänderung ist eine mit einer Sinuswelle angesteuerte Impulsgeberschaltung 143, die durch eine Sinuswelle angesteuert werden kann, anstelle der Impulsgeberschaltung 122 bei dem ersten Ausführungsbeispiel eingebaut. Für die Herabstufung einer zweiten Harmonischen ist die Impulsgeberschaltung 143 mit einer Schaltung realisiert, bei der ein Impulsgeber, der durch eine rechteckförmige Welle angesteuert wird und ein Tastverhältnis von 50% besitzt, oder ein Impulsgeber, der zur Erzielung eines Betriebs der Klasse-A imstande ist, für jeden Kanal vorgesehen. Eine Harmonische kann somit ohne die vorstehend erwähnte Senderesonanzschaltung her abgestuft bzw. reduziert werden. Dies trägt zur Vereinfachung und zur Verringerung der Abmessungen des Systems bei.

Bei der in Fig. 22 gezeigten Abänderung des Ultraschall-Diagnosesystems ist in einer Sendeschaltung, die zwischen die Impulsgeberschaltung 122 und die Sonde 110 eingefügt ist, eine Sendesystem-Filterschaltung 144 zur Beseitigung einer Harmonischen und einer Bruchteils-Harmonischen bzw. Subharmonischen mit Ausnahme der Grundkomponente während des Sendens enthalten. Eine Senderesonanzschaltung wird nicht benutzt. Aufgrund dieser Schaltung kann eine Harmonische auf einen gegebenen Pegel während des Sendes abgesenkt werden, auch wenn der Maßstab der Schaltung, verglichen mit der Schaltung, die die Senderesonanzschaltung enthält, geringfügig größer wird.

Sechstes Ausführungsbeispiel

Das sechste Ausführungsbeispiel wird nachstehend in Verbindung mit Fig. 23 beschrieben. Bei dem sechsten Ausführungsbeispiel und auch bei den nachfolgenden Ausführungsformen sind Komponenten und Elemente, die identisch oder gleichartig sind wie diejenigen bei dem fünften Ausführungsbeispiel, mit den gleichen Bezugszeichen versehen. Die Be schreibung der Komponenten und Elemente entfällt daher oder wird abgekürzt.

Das in Fig. 23 gezeigte Ultraschall-Diagnosesystem besitzt eine Sonde 110 des phasenge steuerten Typs (phased-array-type-probe), bei der eine Mehrzahl von Wandlern 110 ₁ bis 110 _n (hierbei bezeichnet n eine positive gerade Zahl) in einem Array angeordnet sind. Jeder der Wandler 110 ₁ bis 110 _n besitzt eine Sende/Empfangsempfindlichkeit, die aus reichend hoch ist, um sowohl auf ein Frequenzband, das bei der Frequenz einer Grund komponente eines gehandhabten bzw. vorgegebenen Signals zentriert ist, als auch auf ein Frequenzband anzusprechen, das bei der Frequenz von dessen zweiter Harmonischer zentriert ist. Die Wandler in der Sonde 110 sind funktionell in eine Wandlergruppe A für das Senden und Empfangen einer Grundkomponente und eine Wandlergruppe B für den Empfang einer zweiten Harmonischen unterteilt. Bei einem Beispiel dieser Unterteilung sind, wie es dargestellt ist, ungeradzahlige Wandler der Wandlergruppe A zugeordnet, während geradzahlige Wandler der Wandlergruppe B zugeordnet sind.

Die Wandler 110 ₁, 110 ₃, . . . bis 110_n-1 der Wandlergruppe A sind mit der Senderesonanz schaltung 123 verbunden, die die gleiche Schaltung und die gleichen Eigenschaften wie diejenige bei dem fünften Ausführungsbeispiel besitzt. Die Senderesonanzschaltung 123 in Verbindung mit dem Taktgenerator 120, der Sendeverzögerungsschaltung 121 und der Impulsgeberschaltung 122 bilden ein Sendesystem.

Die Senderesonanzschaltung 123 ist mit einer Vorverstärkerschaltung 130a, die parallel zu der Impulsgeberschaltung 122 geschaltet ist, einer Schaltung 131a für die Empfangsver zögerung und Addition, einem Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente und einem Empfänger 133 verbunden, die ein Empfangs-Verarbeitungssystem für die Grundkom ponente bilden. Die Wandler 110 ₂, 110 ₄, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe B sind mit einer Vorverstärkerschaltung 130b, einer Schaltung 131b für die Empfangsverzögerung und Addition, einem Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente und dem Empfänger 133 verbunden, die ein Empfangs/Verarbeitungssystem für die nichtlineare Komponente bilden. Der digitale Abtastwandler 135 und der Monitor 136, der ein Anzei gesystem bildet, sind an die Ausgangsstufe des Empfängers 133 angeschlossen. Die Betriebsweise und die Vorteile des sechsten Ausführungsbeispiels werden nachstehend beschrieben. Die Wandler 110 ₁, 110 ₃, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe A werden durch die Schaltungen erregt, die das Sendesystem bilden. Ultraschallstrahlen werden dann in den Körper eines Subjekts bzw. Patienten gesendet. Selbst wenn zu diesem Zeitpunkt jeder Impulsgeber in der Impulsgeberschaltung 122 ein pulsierendes Signal, das Harmonische bzw. Oberwellen enthält, abgibt, da der Impulsgeber nicht mit einer perfekten Sinuswelle angesteuert wird, werden die Oberwellen durch die Senderesonanzschaltung 123 korrekt bzw. in geeigneter Weise beseitigt. Ein Treibersignal, das im wesentlichen lediglich eine Grundkomponente enthält, wird Kanal für Kanal an jeden der Wandler der Wandlergruppe A angelegt. Jeder der Ultraschallstrahlen, der in den Körper des Patienten abgestrahlt wird, enthält daher im wesentlichen ausschließlich die Grundkomponente. Die Ultraschall strahlen werden durch Gewebe oder durch ein Ultraschall-Kontrastmedium in dem Körper des Patienten reflektiert oder gestreut. In gleichartiger Weise wie die Ultraschallstrahlen bei dem ersten Ausführungsbeispiel werden die Ultraschallstrahlen durch die Wandler in der Sonde 110 empfangen und in Echos umgewandelt, die als elektrische Größen vor liegen.

Echos, die durch die Wandler 110 ₁, 110 ₃, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe A erzeugt werden und die jeweils die Grundkomponente und eine zweite Harmonische enthalten, gehen durch die Senderesonanzschaltung 123 hindurch, die sich nicht im Resonanzzustand befindet, und werden dann durch die Vorverstärker der Vorverstärkerschaltung 130a, die den ungeradzahligen Kanälen zugeordnet ist, verstärkt. Die verstärkten Echos werden durch die Schaltung 131a für die Empfangsverzögerung und Addition Kanal für Kanal empfangen und verzögert und dann aufsummiert. Folglich wird eine Empfangsfokussierung bewirkt. Durch das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente wird allein die Grund komponente S_f aus dem Echo, das aus der Verzögerung und Addition resultiert, her ausgegriffen und dann zu dem Empfänger 133 geleitet.

Echos, die durch die Wandler 110 ₂, 110 ₄, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe B erzeugt werden und von denen jedes eine Grundkomponente und eine zweite Harmonische enthält, werden durch die Vorverstärkerschaltung 130b verstärkt und anschließend durch die Schaltung 131b für die Empfangsverzögerung und Addition einer Empfangsfokussierung unterzogen. Ein resultierendes Echo wird zu dem Bandpaßfilter 132b für die nicht-fun damentale Komponente abgegeben. Eine zweite Harmonischen S_2f wird dann aus dem Echo herausgegriffen und anschließend an den Empfänger 133 abgegeben.

Die an den Empfänger 133 abgegebenen Echos für die Grundkomponente S_f und die zweite Harmonische S_2f werden einer Hüllkurvendemodulation und einer logarithmischen Kom pression unterzogen, in Bildsignale, die Bilder im B-Modus repräsentieren, umgewandelt und anschließend an den digitalen Abtastwandler 135 abgegeben. In gleichartiger Weise wie bei dem fünften Ausführungsbeispiel werden ein Bild IM_f für die Grundkomponente und ein Bild IM_2f für die zweite Harmonische auf dem Monitor 136 in einer gewünschten Anzeigeform angezeigt (z. B. als ein Bild, das durch Überlagerung des Bilds der zweiten Harmonischen mit dem Bild für die Grundkomponente erzeugt wird).

Auch bei dem sechsten Ausführungsbeispiel werden gleichartig wie bei dem fünften Ausführungsbeispiel die gleichen Vorteile erzielt. Da die Wandler in der Sonde 110 in die Wandlergruppe A für das Senden und den Empfang sowie die Wandlergruppe B, die Empfang zugeordnet ist, unterteilt sind, muß keine Schaltung, die ausschließlich bei einem Sendevorgang eingeschaltet würde, oder eine andere Schaltung in der Senderesonanz schaltung enthalten sein. Eine Serienresonanz oder irgend ein anderes Merkmal läßt sich in einfacher Weise realisieren. Ein Beispiel einer "Schaltung die ausschließlich bei einem Sendevorgang eingeschaltet wird" wird unter Bezugnahme auf die Fig. 45A und 45B erläutert.

Die Positionen der Bandpaßfilter 132a und 132b für das Herausgreifen der Grundkom ponente bzw. der zweiten Harmonischen sind nicht auf die vorstehend beschriebenen Ort beschränkt. Alternativ können die Bandpaßfilter 132a und 132b z. B. in der Ausgangsstufe der Vorverstärkerschaltung 130a und 130b angeordnet sein. In gleichartiger Weise wie bei der Darstellung gemäß Fig. 22 kann eine Senderesonanzfilterschaltung (in Fig. 22 mit dem Bezugszeichen 144 bezeichnet) anstelle der Senderesonanzschaltung 123 eingebaut sein. Die Filterschaltung 123 kann selbst während des Empfangs in einem Betriebszustand bzw. aktiven Zustand gehalten sein.

Abänderungen des sechsten Ausführungsbeispiels sind in den Fig. 24 und 25 dargestellt. Bei dem in Fig. 24 gezeigten Ultraschall-Diagnosesystem sind die Wandler in der Sonde 110 des phasengesteuereten Typs in gleicher Weise wie diejenigen bei dem sechsten Ausführungsbeispiel (Fig. 23) in die Wandlergruppen A und B unterteilt. Das Frequenz band ist für jeden der Wandler 1101, 110 ₃, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe A so festge legt, daß jeder Wandler allein auf eine Grundkomponente f anspricht (siehe Fig. 25A). Das Frequenzband ist für jeden der Wandler 110 ₂, 110 ₄, . . . und 110_n der Wandlergruppe B so festgelegt, daß jeder Wandler alleine auf eine zweite Harmonische 2f anspricht (siehe Fig. 25B). Diese Frequenzbänder sind z. B. durch Verändern der Resonanzfrequenzen der Wandlergruppen eingestellt.

Wenn die Sonde 110 den vorstehend beschriebenen Aufbau besitzt, werden Ultraschall wellen, die jeweils ausschließlich eine Grundkomponente haben, durch die Wandlergruppe A gesendet oder empfangen. Ein Echo, das alleine eine Grundkomponente S_f aufweist, wird direkt durch die Vorverstärkerschaltung 130a und die Schaltung 131a für die Emp fangsverzögerung und Addition bereitgestellt, die mit der Wandlergruppe A verbunden sind. In gleichartiger Weise werden Echos, die jeweils ausschließlich eine zweite Harmoni sche S_2f (dies ist eine der nichtlinearen Komponenten, die von der nichtlinearen, durch ein Ultraschall-Kontrastmedium hervorgerufenen Streuung herrühren) haben, durch die Wandlergruppe B empfangen. Ein Echo, das ausschließlich die zweite Harmonische S_2f enthält, wird direkt durch die Vorverstärkerschaltung 130b und die Schaltung 131b für die Empfangsverzögerung und Addition erzeugt, die mit der Wandlergruppe B verbunden sind. Im Unterschied zu dem zweiten Ausführungsbeispiel müssen die Senderesonanzschaltung 123 und die Bandpaßfilter 132a und 132b für den Empfang nicht vorgesehen sein. Dies führt zu einer vereinfachten Schaltung. Diese Abänderung ergibt dennoch die gleichen Vorteile wie bei dem sechsten Ausführungsbeispiel. Wenn die Bandpaßfilter eingebaut sind, läßt sich eine zweite Harmonische mit einem höheren Signal/Störabstand detektieren.

Bei der in Fig. 24 dargestellten Modifikation sind verschiedenartige Schaltungselemente hinzugefügt.

Das erste Schaltungselement ist vorgesehen, da die Signalstärke einer nicht-fundamentalen Komponente kleiner ist als diejenige einer fundamentalen Komponente (Grundkomponen te). Die bei den Vorverstärkerschaltungen 130a und 130b eingestellten Verstärkungs faktoren für die Verarbeitung einer Grundkomponente bzw. einer nicht-fundamentalen Komponente sind variabel. Ein Signal, das zur Festlegung der Verstärkungsfaktoren benutzt wird, wird von einem Verstärkungsfaktoreinsteller 130S zugeführt. Der Verstär kungsfaktoreinsteller 130S stellt den Verstärkungsfaktor für die Vorverstärkerschaltung 130b für die Behandlung der nicht-fundamentalen Komponente auf einen höheren Wert als der Wert des Verstärkungsfaktors für die Vorverstärkerschaltung 130a zur Handhabung der Grundkomponente ein. Folglich können die Signalstärken der Grundkomponente und nicht- fundamentalen Komponente gleichförmig oder im wesentlichen gleichförmig bzw. auf gleichen oder im wesentlich gleichen Wert eingestellt werden. Dies ermöglicht es, das Ungleichgewicht zwischen den Signal/Störverhältnissen bei den Komponenten zu beseiti gen.

Das zweite Schaltungselement ist vorgesehen, da die Dämpfung einer Ultraschallwelle in Abhängigkeit von einer Abtasttiefe in dem Subjekt variiert, wenn ein Ultraschallstrahl in das Subjekt eingestrahlt wird. Im einzelnen ist mit der Impulsgeberschaltung 122 eine Steuerschaltung 122S für die Steuerung der Treiberspannung verbunden. Die Steuer schaltung 122S zur Steuerung der Treiberspannung erhält eingangsseitig eine Information über den Sende-Fokuspunkt von einer Steuereinrichtung, die nicht dargestellt ist. Wenn der Brennpunkt beim Senden, bezogen auf die Oberfläche des Patienten, tiefer wandert, wird die Treiberspannung für die Impulsgeberschaltung 22 z. B. in mehreren Schritten angeho ben.

Selbst wenn der Brennpunkt tief liegt, wird der Sendeschalldruck im wesentlichen konstant gehalten. So lange der Zustand einer Blutströmung unverändert bleibt, kann ein Bild eines Gewebes mit im wesentlichen der gleichen Helligkeit unabhängig von dem Brennpunkt bzw. der Brennpunktlage erzeugt werden.

Das dritte Schaltungselement ist vorgesehen, damit eine Behandlung der Inhomogenitäten von verschiedenartigen Zuständen in Abhängigkeit von einer Position in einem (tomogra phischen) Bild durch ein Empfangs/Verarbeitungssystem möglich wird. Aus diesem Grund ist eine Datentabelle 135S mit dem digitalen Abtastwandler 135 verbunden, der in dem Empfangs/Verarbeitungssystem enthalten ist. In der Datentabelle 135S sind Entsprechungs daten bzw. Umsetzungsdaten vorab festgelegt. Korrekturkoeffizienten sind in einer 1-zu-1 Entsprechung (1 : 1-Zuordnung) für Positionen relativ zu dem Sendeschalldruck in einer tomographischen Schicht, der Breite eines Ultraschallstrahls, dem Abtastmodus, den Eigenheiten eines Objektgewebes und verschiedenen anderen Bedingungen, die sich in Abhängigkeit von einer Position in einem Bild verändern, gespeichert. Wenn ein Bild erzeugt wird, das aus einer nicht-fundamentalen Komponente abgeleitet wird, greift der digitale Abtastwandler 135 auf die Datentabelle 135S zu, um entsprechende Korrekturkoef fizienten für jede Position in einer tomographischen Schicht auszulesen. Während der Pegel des Echos einer nicht-fundamentalen Kompontente unter Heranziehung der gelesenen Korrekturkoeffizienten durch den digitalen Abtastwandler 135 korrigiert wird, erzeugt dieser Bilddaten. Hierdurch kann das Problem vermieden werden, daß sich die Bildqualität in Abhängigkeit von einer Position in einer tomographischen Schicht verändert.

Aufgrund der Steuerung oder Korrektur, die durch das zweite oder das dritte Schaltungs element vorgenommen wird, wenn eine Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion eines Ultraschall-Kontrastmediums eingesetzt wird, läßt sich ein Bild mit der gleichen Helligkeit oder Farbe erzeugen, so lange die Durchströmung des Kontrastmediums in einer tomographischen Schicht gleichförmig ist.

Die Korrektur auf der Grundlage der Datentabelle 134S ist nicht auf die Schaltung be schränkt, die in dem digitalen Abtastwandler 135 enthalten ist. Als Alternative können die gelesenen Korrekturkoeffizienten zur Einstellung des Verstärkungsfaktors für die Vorver stärkerschaltung 130b Kanal für Kanal oder zur Änderung der Verstärkungsfaktor bei dem Empfänger 133 herangezogen werden.

Die Korrektur, die durch das Empfangs/Verarbeitungssystem unter Heranziehung der Datentabelle 135S durchgeführt wird, und die Korrektur eines Sendeschalldrucks, die durch die Steuerschaltung 122S zur Steuerung der Treiberspannung durchgeführt wird, können gleichzeitig bewirkt werden.

Verschiedenartige Abänderungen, die identisch sind wie diejenigen, die in Verbindung mit dem fünften Ausführungsbeispiel (siehe z. B. die Fig. 18 bis 22) beschrieben wurden, sind auch bei dem sechsten Ausführungsbeispiel und seinen Abwandlungen einsetzbar. Eine zweite Harmonische wird als eine nicht-fundamentale Komponente benutzt. Als Alternative kann irgendeine andere Harmonische, eine Subharmonische oder eine Super-Harmonische für die Abbildung eingesetzt werden.

Siebtes Ausführungsbeispiel

Das siebte Ausführungsbeispiel wird nun in Verbindung mit Fig. 26 beschrieben. Ein in Fig. 26 dargestelltes Ultraschall-Diagnosesystem enthält die Sonde 110, die den gleichen Aufbau wie diejenige besitzt, die in Fig. 23 dargestellt ist (sechstes Ausführungsbeispiel). Im einzelnen sind die Wandler in der Sonde 110 ausreichend empfindlich, um auf die beiden Frequenzbänder anzusprechen, die bei der Frequenz einer Grundkomponente bzw. der Frequenz einer zweiten Harmonischen zentriert sind. Die Wandler sind funktionell in die Wandlergruppen A und B unterteilt. Bei diesem Ausführungsbeispiel ist die Wandler gruppe A für das Senden ausgelegt und die Wandlergruppe B ist dem Empfang zugeordnet.

Der Taktgenerator 120, die Sendeverzögerungsschaltung 121, die Impulsgeberschaltung 122 und die Senderesonanzschaltung 123 sind in der dargestellten Weise in dieser Reihen folge in Serie mit den Wandlern 110 ₁, 110 ₃, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe A ver bunden. Die Wandler 110 ₂, 110 ₄, . . . und 110_n der Wandlergruppe B sind mit der Schal tung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition über die Vorverstärkerschaltung 130 verbunden. In der Ausgangsstufe der Schaltung 131 sind die Bandpaßfilter 132a und 132b für das Durchlassen einer Grundkomponente bzw. einer nicht-fundamentalen Komponente parallel zueinander geschaltet und mit dem Empfänger 133, dem digitalen Abtastwandler 135 und dem Monitor 136 in dieser Reihenfolge gekoppelt.

Nachfolgend werden die Arbeitsweise und die Vorteile des siebten Ausführungsbeispiels erläutert. Jeder der Wandler der Wandlergruppe A wird durch ein Treibersignal erregt. Das Treibersignal wird für jeden ungeradzahligen Kanal durch die Impulsgeberschaltung 122 erzeugt, durch die Senderesonanzschaltung 123 zur im wesentlichen vollständigen Beseitigung von Harmonischen bzw. Oberwellen in diesem hindurchgeleitet und enthält folglich im wesentlichen ausschließlich die Grundkomponente. Als Ergebnis werden Ul traschallstrahlen, die jeweils im wesentlichen ausschließlich die Grundkomponente enthal ten, an das Subjekt abgestrahlt.

Echos, die den Ultraschallwellen entsprechen, die durch das Subjekt reflektiert oder gestreut werden und jeweils eine Grundkomponente und eine zweite Harmonische enthal ten, werden von den Wandlern der Wandlergruppe B abgegeben. Die Echos werden durch die Vorverstärkerschaltung 130 verstärkt, einer Empfangsfokussierung mit Hilfe der Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition unterzogen und anschließend an die beiden Bandpaßfilter 132a und 132b angelegt. Als Ergebnis greift das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente eine Grundkomponente S_f heraus, während das Bandpaßfil ter 132b für die nicht-fundamentale Komponente die zweite Harmonische S_2f herausgreift. Diese beiden Komponenten werden durch den Empfänger 133 in gleicher Weise wie vorstehend beschrieben verarbeitet und in Bildsignale umgewandelt, die ein Bild im B- Modus repräsentieren. Auf der Grundlage der Bildsignale, die aus der Grundkomponente und der zweiten Harmonischen gewonnen werden, werden auf dem Monitor 136 ein Bild der Grundkomponente im B-Modus und ein Bild der zweiten Harmonischen im B-Modus dargestellt.

Demzufolge werden bei diesem Ausführungsbeispiel die gleichen Vorteile wie bei den vorstehend erläuterten Ausführungsbeispielen erzielt. Im Unterschied zu der in Fig. 23 gezeigten Schaltung (sechstes Ausführungsbeispiel) erfordert diese Schaltung lediglich einen Satz einer Vorverstärkerschaltung und einer Schaltung für die Empfangsverzögerung und Addition.

Eine Abänderung des siebten Ausführungsbeispiels ist in den Fig. 27 und 28 dargestellt. Das in Fig. 27 gezeigte Ultraschall-Diagnosesystem weist die Sonde 110 des phasengesteu erten Typs auf. Die Wandler in der Sonde 110 sind funktionell in die Wandlergruppen A und B in der gleichen Weise wie bei dem siebten Ausführungsbeispiel unterteilt. Unter Einsatz einer Technik wie etwa einer Änderung der Dicke der Wandler sind die Wandler 110 ₁, 110 ₃, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe A auf ein Frequenzband (siehe Fig. 28A) eingestellt, das den Wandlern ermöglicht, ausschließlich auf die Grundkomponente f anzusprechen, während die Wandler 110 ₂, 110 ₄, . . . und 110_n der Wandlergruppe B auf ein Frequenzband (siehe Fig. 28B oder 28C) eingestellt sind, das den Wandlern ermöglicht, auf die Grundkomponente f und die zweite Harmonische 2f anzusprechen. Der Taktgenera tor 120, die Sendeverzögerungsschaltung 121 und die Impulsgeberschaltung 122 sind in der dargestellten Weise mit den Wandlern der Wandlergruppe A verbunden. In der Ausgangs stufe der Wandler der Wandlergruppe B sind die Vorverstärkerschaltung 130, die Schal tung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition, das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente, das Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente, der Empfänger 133, der digitale Abtastwandler 135 und der Monitor 136 in dieser Reihenfolge miteinander verbunden. Folglich werden bei dieser Änderung die gleiche Betriebsweise und die gleichen Vorteile wie bei dem siebten Ausführungsbeispiel erzielt (Fig. 26). Im Unterschied zu dem in Fig. 26 gezeigten Ultraschall-Diagnosesystem ist bei diesem System die Notwendigkeit für den Einsatz einer Senderesonanzschaltung 123 entfallen. Die gleichen Abänderungen wie diejenigen, die bei dem fünften Ausführungsbeispiel vor genommen werden können (siehe z. B. die Fig. 18 bis 22), sind auch bei dem siebten Ausführungsbeispiel und seinen Abänderungen möglich. Als nichtlineare Komponente wird die zweite Oberwelle herangezogen. Als Alternative kann aber auch irgend eine andere Harmonische, eine Subharmonische oder Super-Harmonische für die Bildgabe eingesetzt werden.

Achtes Ausführungsbeispiel

Das achte Ausführungsbeispiel wird nun unter Bezugnahme auf Fig. 29 erläutert. Das dargestellte Ultraschall-Diagnosesystem weist die Sonde 110 auf, die den gleichen Aufbau wie diejenige besitzt, die in Fig. 23 dargestellt ist (sechstes Ausführungsbeispiel). Genauer gesagt sind die Wandler in der Sonde 110 ausreichend empfindlich, um zumindest auf die beiden Frequenzbänder anzusprechen, die bei den Frequenzen der Grundkomponente und der zweiten Harmonischen zentriert sind. Weiterhin sind die Wandler funktionell in die Wandlergruppen A und B unterteilt. Bei diesem Ausführungsbeispiel ist die Wandlergruppe A dem Senden und dem Empfang zugeordnet, während die Wandlergruppe B allein dem Empfang zugeordnet ist.

Der Taktgenerator 120, die Sendeverzögerungsschaltung 121, die Impulsgeberschaltung 122 und die Senderesonanzschaltung 123 sind, wie gezeigt, in dieser Reihenfolge in Reihe mit den Wandlern 110 ₁, 110 ₃, . . . und 110_n-1 der Wandlergruppe A verbunden. Die Wand ler der Wandlergruppe B und die Kanäle, die den Wandlern der Wandlerguppe A zugeord net sind und zwischen die Senderesonanzschaltung 123 und die Impulsgeberschaltung 122 eingefügt sind, sind mit einer Verzögerungsschaltung in der Schaltung 131 über die Vorverstärker in der Vorverstärkerschaltung 130 verbunden. In der Ausgangsstufe der Schaltung 131 sind das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente und das Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente parallel zueinander geschaltet und nachfol gend mit dem Empfänger 133, dem digitalen Abtastwandler 135 und dem Monitor 136 in dieser Reihenfolge verbunden.

Nachfolgend werden die Arbeitsweise und die Vorteile des achten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Jeder der Wandler der Wandlergruppe A wird durch ein Treibersignal erregt. Das Treibersignal wird für jeden Kanal durch die Impulsgeberschaltung 122 erzeugt, durch die Senderesonanzschaltung 123 durchgeleitet, um deren Oberwellen im wesentlichen vollständig zu beseitigen, und enthält folglich im wesentlichen ausschließlich die Grundkomponente. Als Ergebnis werden Ultraschallstrahlen zu einem Subjekt abge strahlt, die jeweils ausschließlich eine Grundkomponente enthalten.

Echos, die den Ultraschallwellen entsprechen, die von dem Patienten reflektiert oder gestreut werden und die jeweils eine Grundkomponente und eine zweite Harmonische enthalten, werden von den Wandlern der Wandlergruppe A und B abgegeben. Die Echos, die von den beiden Wandlern der Wandlergruppen A und B zugeführt werden, werden durch die Vorverstärkerschaltung 130 verstärkt, einer Empfangsverzögerung mit Hilfe der Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition unterzogen, und anschließend an die Bandpaßfilter 132a und 132b geleitet. Als Ergebnis greift das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente diese Grundkomponente S_f heraus, während das Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente die zweite Harmonische S_2f herausgreift. Die beiden Komponenten werden durch den Empfänger 133 in der vorstehend beschriebenen Weise verarbeitet und in Bildsignale umgewandelt, die jeweils Bilder im B-Modus re präsentieren. Auf der Grundlage der Bildsignale, die aus der Grundkomponente und der zweiten Oberwelle gewonnen wurden, werden ein Bild IM_f für die Grundkomponente im B-Modus und ein Bild IM_2f der zweiten Oberwelle im B-Modus auf dem Monitor 136 dargestellt.

Demzufolge bietet dieses Ausführungsbeispiel die gleichen Vorteile wie die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele. Die Anzahl von Wandlern, die dem Empfang zugeordnet sind, ist größer als bei den Schaltungen, die in den Fig. 26 und 27 dargestellt sind (siebtes Ausführungsbeispiel und dessen Abänderungen) (doppelt so groß wie bei diesen, da bei dem Empfang beide Wandlergruppen A und B involviert sind). Es können daher Echos mit hohem Pegel erhalten werden. Dies führt zu einem verbesserten Stör abstand.

Neuntes Ausführungsbeispiel

Das neunte Ausführungsbeispiel wird nachstehend unter Bezugnahme auf die Fig. 30 und 31 erläutert. Das neunte Ausführungsbeispiel ist dazu konzipiert, die Einsatzfähigkeit bzw. Funktionsfähigkeit oder Arbeitsbeanspruchung hinsichtlich der Injektion eines Kontrastme diums sowie die Leichtigkeit der Erkennung eines Bilds zu verbessern, das mit Hilfe eines Kontrastmediums erzeugt wird, das zum Zwecke einer Kontrast-Echographie unter Einsatz eines Ultraschall-Kontrastmediums injiziert wird.

Das in Fig. 30 dargestellte Ultraschall-Diagnosesystem enthält die gleiche Sonde 110 und die Haupteinheit 111 wie diejenigen, die bei dem fünften Ausführungsbeispiel (siehe Fig. 15) beschrieben wurden, sowie weiterhin eine Eingabeeinheit 150, die durch einen Benut zer zu betätigen ist, einen Manager bzw. eine Verwaltungseinrichtung 151 für die Aus führung der Verarbeitung in Übereinstimmung mit einem vorprogrammierten Ablaub (siehe Fig. 31), eine Bildspeicherschaltung 152, die in Abhängigkeit von einem Befehl, der von der Verwaltungseinrichtung 151 abgegeben wird, arbeitet, und einen Lautsprecher 153. Die Eingabeeinheit 150 ist eine Tastatur, ein Trackball, eine Maus oder eine Sprach eingabeeinheit oder besteht aus einer Mehrzahl dieser Komponenten. Die Eingabeeinheit 150 wird für die Eingabe von Daten, die einen Plan für die Kontrast-Echographie re präsentieren (z. B. eine Zeitkonstante für die Injektion des Kontrastmediums), in die Verwaltungseinrichtung 151 benutzt. Die Eingabeeinheit 150 kann eine flexible Platte (Flobby-Disk), eine Festplatte, eine magnetooptische Platte, ein CD-ROM, ein DAT-Band, ein Magnetband oder irgendein anderes Aufzeichnungsmedium sein. Die Bildspeicher schaltung 152 speichert aufeinanderfolgend Bilddaten, die durch den digitalen Abtastwand ler 135 umgewandelt wurden, z. B. Bilddaten, die ein Überlagerungsbild repräsentieren, bei dem das Bild der zweiten Oberwelle dem Bild der Grundkomponente überlagert ist. Der digitale Abtastwandler 135 wandelt Bilddaten in eine Form, die für die Anzeige geeignet ist, um, synthetisiert Zeichendaten, die von der Verwaltungseinrichtung 151 befohlen werden, und gibt resultierende Daten an den Monitor 136 ab.

Die Verwaltungseinrichtung 151 enthält Computerkomponenten wie etwa eine hierfür zugeordnete Zentraleinheit CPU und eine interne Schnittstelle für die Speichereingabe/aus gabe, und führt die Verarbeitung aus, die in Fig. 31A erläutert ist.

Genauer gesagt werden von einer flexiblen Platte oder ähnlichem zunächst Bedingungen für die Kontrast-Echographie (z. B. eine Bedingung für die Einstellung der Bildqualität, Bedingungen für die Messung der Zeit-Dichte-Kurve (TDC = Time-Density Curve) (ROI und das Meßzeitintervall) und eine Bedingung für die Torsteuerung für das EKG) und ein Plan für die Kontrast-Echographie (eine (geplante) Zeitkonstante für Injektion des Kon trastmediums) (wenn irgendeine andere Medizin in Verbindung hiermit eingesetzt wird, die Menge der Medizin und die Zeitgabe der Verabreichung der Medizin) geladen (Schritt 160).

Es wird dann mit der Zählung begonnen und die Anzeige einer gezählten Zeit auf einem Bildschirm auf dem Monitor 136 begonnen (Schritt 161). Anschließend wird die Gewin nung von notwendigen Daten vor der Injektion eines Kontrastmediums eingeleitet (Schritt 162). Die Daten enthalten Bilddaten und Helligkeitsdaten, die vor der Injektion des Kontrastmediums erzeugt werden, Bilddaten, die für eine gewünschtes Zeitintervall in Abhängigkeit von einer gewünschten Zeitgabe erzeugt werden, und Helligkeitsdaten, die durch ein ROI spezifiziert sind und für ein gewünschtes Zeitintervall in Abhängigkeit von der gewünschten Zeitsteuerung erzeugt werden. Diese Datenabschnitte werden zu einer magnetooptischen Platte oder einer Arbeitsstation übertragen.

Wenn der geplante Zeitpunkt der Injektion erreicht wird, wird der Zeitpunkt der Injektion eines Kontrastmediums mittels Sprache durch den Lautsprecher 153 befohlen bzw. angege ben (Schritt 163). Anschließend werden Daten gewonnen, die nach der Injektion des Kontrastmediums erzeugt werden (Schritt 164). Wenn ein gegebener Zeitpunkt erreicht wird, wird die Verabreichung irgendeiner anderen Medizin mittels Sprache befohlen (Schritt 165) und es werden dann Daten gewonnen, die nach der Verabreichung der Medizin erzeugt werden (Schritt 166). Wenn ein geplanter Endzeitpunkt erreicht wird, werden die Bilddatengewinnung, die Gewinnung von ROI-Helligkeitsdaten, die Über tragung von Daten zu einer magnetooptischen Platte oder einer Arbeitsstation und das Zählen beendet (Schritt 167).

Die Verarbeitung, die durch die Verwaltungseinrichtung 151 auszuführen ist, kann in ihrer Abfolge gemäß der Darstellung in Fig. 31B ausgelegt sein. Hierbei kann ein Benutzer den Zeitpunkt der Injektion eines Kontrastmediums durch seine/ihre Stimme befehlen. Schritte, die den gleichen Inhalt wie diejenigen gemäß Fig. 31A haben, sind mit den gleichen Schrittnummern versehen.

Zunächst werden ähnlich wie bei dem Schritt 160 gemäß Fig. 31A Daten geladen (Schritt 160a). Die Daten enthalten keinen "(geplanten) Zeitpunkt der Injektion eines Kontrastmedi ums". Wenn das Datenladen bei dem Schritt beendet ist, wird die Gewinnung von Daten eingeleitet, die vor der Injektion des Kontrastmediums erzeugt werden (Bilddaten und Helligkeitsdaten, die durch ein ROI spezifiziert sind, die vor der Injektion erzeugt wer den), und es wird eine Datenübertragung zu der magnetooptischen Platte oder der Arbeits station eingeleitet (Schritt 160b).

Ein Benutzer befiehlt dann die Injektion (Zeitgabe) eines Konstrastmediums durch ein Mikrophon an der Eingabeeinheit 150 (Schritt 160c). Demgemäß wird mit der Zählung begonnen.

Nach der Beendigung der Injektion des Kontrastmediums wird mit der Gewinnung von Bilddaten für ein gewünschtes Zeitinvall in Abhängigkeit von der gewünschten Zeitsteue rung begonnen. Es wird weiterhin mit der Gewinnung von Helligkeitsdaten, die durch ein ROI spezifiziert sind, für ein gewünschtes Zeitintervall in Abhängigkeit von der gewünsch ten Zeitsteuerung begonnen.

Die nachfolgenden Schritte sind identisch mit denjenigen gemäß Fig. 31A (Schritt 165 bis 167).

Da das Ultraschall-Diagnosesystem die vorstehend beschriebene Gestaltung und Fähigkeit besitzt, kann ein Benutzer oder Arzt den Zeitpunkt der Injektion eines Kontrastmediums korrekt erkennen, wenn eine Kontrast-Echographie unter Einsatz eines Ultraschall-Kon trastmediums durchgeführt wird. Synchron mit dem Zeitpunkt der Injektion können Bilddaten, die für ein nachfolgendes Zeitintervall erzeugt werden, automatisch gewonnen werden. Dies führt zu einer vereinfachten Bildverarbeitung und Interpretation.

Bei dem neunten Ausführungsbeispiel können EKG-Daten derart erhalten werden, daß ein Bild automatisch bei einer gewünschten Herzphase zu einem gewünschten Zeitpunkt nach der Injektion eines Kontrastmediums erhalten werden kann. Die Verwaltungseinrichtung muß nicht stets eine speziell hierfür zugeordnete Zentraleinheit CPU aufweisen. Eine Zentraleinheit CPU, die in dem Ultraschall-Diagnosesystem bereits vorhanden ist, kann gemeinsam benutzt werden.

Eine Abänderung dieses Ausführungsbeispiels ist, wie in Fig. 30 dargestellt ist, ein Ultraschall-Diagnosesystem, das eine Steuerschaltung 154 und eine arithmetische Logik schaltung (Rechenschaltung) 155 enthält. Die Steuerschaltung 154 nimmt ein EKG-Signal auf und gibt ein Synchronisationssignal für den Einsatz bei der Befehlsvorgabe der Gewin nungszeitsteuerung für das Sendesystem und das Empfangs/Verarbeitungssystem ab, so daß eine Datengewinnung synchron mit dem EKG-Signal begonnen werden kann. Die Steuer schaltung 154 nimmt ein Signal, das von einem Benutzer oder dergleichen eingegeben wird, auf und gibt einen Befehl, der den Start der Bildverarbeitung befiehlt, an die Rechenschaltung 155 ab. Als Reaktion auf den Befehl führt die Rechenschaltung 155 die Vorgänge der Subtraktion und der Festhaltung des Maximalwerts bei jedem Paar von Bildelementen jedes Paars tomographischer Bilder durch, die eine Mehrzahl von Einzel bildern bilden, die in der Bildspeicherschaltung 152 durch EKG-Gatesteuerung bzw. - Steuerung gespeichert werden. Demzufolge wird ein Bild, das einen Wechsel zwischen bzw. bei jedem Paar von Bildern repräsentiert, auf dem Monitor 136 mittels des digitalen Abtastwandlers 135 angezeigt. Folglich kann ein Wechsel z. B. zwischen bzw. von Bildern der zweiten Oberwelle leicht erkannt und unterschieden werden.

Hinsichtlich des Vorgangs der Subtraktion ist es insbesondere bevorzugt, ein Bild von einem Referenzbild IM_ref (siehe Fig. 34) zu subtrahieren, das vor der Injektion eines Kontrastmediums erzeugt wurde.

Das Ultraschall-Diagnosesystem mit dem in Fig. 30 dargestellten Aufbau kann zur Durch führung einer Belastungs-Echographie eingesetzt werden. Dies bedeutet, daß eine Kontrast- Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion eines Ultraschall-Kontrastme diums sowohl vor als auch nach der Beibringung von Arzneimitteln bzw. der medizini schen Behandlung durchgeführt wird. Zu diesem Zweck werden tomographische Bilddaten, die aus der nicht-fundamentalen Komponente S_2f gewonnen wurden, die aus einer tomogra phischen Schicht bei der gleichen Herzphase vor und nach der Beibringung der Arznei mittel bzw. der medizinischen Behandlung erhalten wurden, in der Bildspeicherschaltung 152 gespeichert. Die Rechenschaltung 155 wird zur Durchführung einer gewünschten Verknüpfung wie etwa einer Subtraktion bei jedem Paar von Bildelementen jedes Paars von Bildern, die vor und nach der Beibringung bzw. Behandlung erzeugt wurden, einge setzt. Die Ergebnisse der Verknüpfung werden auf dem Monitor 136 über den digitalen Abtastwandler 135 angezeigt. Folglich kann eine Myokard-Region (Herzwandbereich), die von einer Zirkulation vor und nach der Beibringung bzw. Behandlung frei ist, klar be obachtet werden.

Zehntes Ausführungsbeispiel

Das zehnte Ausführungsbeispiel wird unter Bezugnahme auf Fig. 30 (die gemeinsam mit dem neunten Ausführungsbeispiel benutzt wird) und die Fig. 32 bis 34 beschrieben. Das zehnte Ausführungsbeispiel bezieht sich auf ein Ultraschall-Diagnosesystem, das für eine Kontrast-Echographie optimal ist, die für die Untersuchung des Herzmuskels und ins besondere für die Erzeugung eine myokardialen Strömungsbilds ausgelegt ist. Wenn ein myokardiales Durchblutungsbild erzeugt wird, besteht die Möglichkeit, daß eine Her vorhebung der Helligkeit aufgrund eines Kontrastmittels in dem Herzmuskel nicht identifi ziert werden kann, da die Hervorhebung der Helligkeit aufgrund des Kontrastmittels in den Herzhohlräumen sehr viel stärker ist als diejenige in dem Herzmuskel. Sobald diese Ereignisart auftritt, kann die Helligkeit eines myokardialen Durchströmungsbilds nicht mehr genau erkannt werden.

Um das vorstehend beschriebene Vorkommnis zu vermeiden, weist das Ultraschall-Diagno sesystem gemäß diesem Ausführungsbeispiel die Gestaltung auf, die in Fig. 30 dargestellt ist. Zusätzlich ist die Verwaltungeinrichtung 151 derart ausgelegt, daß sie die in Fig. 32 dargestellte Verarbeitung ausführt, während der digitale Abtastwandler 135 dazu ausgelegt ist, die Verarbeitung auszuführen, die in Fig. 33 dargestellt ist.

Es wird nun zunächst Fig. 32 erläutert. Wenn eine Kontrast-Echographie zur Anzeigung eines myokardialen Durchströmungsbilds eingesetzt wird, befiehlt die Verwaltungsein richtung 151 zunächst einer Steuerung (diese ist nicht gezeigt), ein Referenzbild des Herzmuskels im B-Modus zu einem geeigneten Zeitpunkt t_0-1 (siehe Fig. 34) zu erzeugen, wobei der Zeitpunkt t_0-1 einem Zeitpunkt t₀ vorhergeht, zu dem das Kontrastmittel injiziert wird (Schritt 170 und 171). Die Bilderzeugung führt zu einem Referenzbild IM_ref, das in Fig. 34 gezeigt ist. Das Bild IM_ref wird auf dem Monitor 136 angezeigt und die Bilddaten werden in einem Bildspeicher, d. h. in der Bildspeicherschaltung 152, gespeichert.

Das Referenzbild IM_ref wird dazu benutzt, manuell oder automatisch Bereiche zu identifi zieren, die den Herzhohlräumen bzw. Herzkammern entsprechen (Schritt 172). Bei manueller Bezeichnung betätigt ein Benutzer die Eingabeinheit 150 zur Zeichnung bzw. Verfolgung der Umrisse der Bereiche der Herzkammern in dem Referenzbild IM_ref, das auf dem Monitor 136 dargestellt ist. Bei einer automatischen Identifizierung kann der Hellig keitspegel des Bilds im B-Modus (Referenzbild IM_ref) unter Bezugnahme auf einen ge wünschten Schwellenwert beurteilt werden. Als Ergebnis werden die Herzkammerbereiche H_SP gemäß der Darstellung in Fig. 34 definiert (siehe das Bild IM_HSP für den Bereich der Herzkammern).

Das Bild IM_HSP des Bereichs der Herzkammern wird zur Erzeugung eines Maskenbilds herangezogen und die Bilddaten werden in der Bildspeicherschaltung 152 gespeichert (Schritt 173).

Die in Fig. 33 dargestellte Verarbeitung wird für jeden Rahmen bzw. jedes Einzelbild durch den digitalen Abtastwandler 135 nach dem Zeitpunkt t₀ der Injektion des Konstrast mittels durchgeführt. Zunächst werden Bilddaten, die einen Rahmen bzw. ein Einzelbild darstellen, erzeugt (z. B. Daten, die ein Überlagerungsbild repräsentieren, bei dem ein Bild einer zweiten Harmonischen einem Bild der Grundkomponente überlagert ist). Die Werte der Bildelemente eines Maskenbilds (des Bilds IM_HSP des Bereichs der Herzkammern), die den Bilddaten entsprechen, werden dann Bildelement für Bildelement als Referenz her angezogen (Schritt 175). Ein Bildelement des Maskenbilds, dessen Wert Null ist, wird als ein Anzeigebildelement erkannt. Es wird keine Verarbeitung durchgeführt und anschlie ßend das nachfolgende Bildelement überprüft (Schritte 176 und 178). Wenn der Bild elementwert eines Bildelements des Maskenbilds nicht gleich Null ist, wird das Bild element als ein nicht anzuzeigendes Bildelement erkannt. Ein Wert der Bilddaten, die dem Wert des Bildelements entsprechen, werden auf Null gesetzt (Schritt 177).

Als Ergebnis verändern sich nach dem Abschluß der Injektion das Kontrastmittels die Ausbreitung und die Intensität (Helligkeit) des Kontrastmittels mit der Zeit. Bilder des Herzmuskels H_M, in denen jeweils die Herzhöhlungen oder Herzkammern H_SP maskiert sind (siehe z. B. die Bilder IM₁ bis IM₃ in Fig. 34), werden zeitlich aufeinanderfolgend erzeugt und angezeigt. Um ein myokardiales Durchströmungsbild zu erzeugen, werden die Bereiche der Herzkammern nicht angezeigt, sondern es wird allein eine Änderung der Helligkeit in einem myokardialen Bereich, d. h. einem Herzwandbereich, in Echtzeit angezeigt. Folglich wird eine Verstärkung der Helligkeit eines Bereichs der Herzwand, die auf das Kontrastmittel zurückzuführen ist, korrekt erzielt.

Auf einer die Änderung der Helligkeit angebenden Kurve, oder einer Zeit-Dichte-Kurve in Fig. 34 ist eine Änderung des durchschnittlichen Helligkeitspegels eines Teils eines myokardialen Bilds für ein besseres Verständnis der auf das Konstrastmittel zurückzufüh renden Verstärkung der Helligkeit aufgetragen.

Elftes Ausführungsbeispiel

Das elfte Ausführungsbeispiel wird nun unter Bezugnahme auf Fig. 35 erläutert. Gleich artig wie bei dem zehnten Ausführungsbeispiel ist bei dem elften Ausführungsbeispiel beabsichtigt, den Einfluß der Verstärkung der Helligkeit eines Bilds der Herzkammern aufgrund des Konstrastmittels bei der Anzeige zu verringern, wobei dieser Einfluß größer ist als derjenige bei einem myokardialen Bereich. In gleichartiger Weise wie bei dem sechsten Ausführungsbeispiel werden Bereiche der Herzkammern als nicht anzuzeigende Bereiche erkannt und es wird ausschließlich eine Änderung der Helligkeit in einem myokardialen Bereich angezeigt. Ein Unterschied gegenüber dem zehnten Ausführungsbei spiel liegt in einer Methode zur Identifizierung von Herzkammerbereichen. Ein Pegelunter schied oder ein Pegelverhältnis zwischen der Grundkomponente und der nicht-fundamen talen Komponente wird markiert.

Dieses Ausführungsbeispiel des Ultraschall-Diagnosesystems besitzt, wie in Fig. 35 gezeigt ist, die gleiche Gestaltung wie diejenige des fünften Ausführungsbeispiels, das in Fig. 15 gezeigt ist. Weiterhin sind eine Schaltung 180 zur Identifizierung von Herzkammerberei chen und eine Steuerschaltung 181 zur Steuerung der Anzeige des Bereichs der Herkam mern zwischen den Empfänger 133 und den digitalen Abtastwandler 135 eingefügt.

Ein Pegel des Echos der Grundkomponente S_f, der durch den Empfänger 133 erzeugt wird, soll mit P1 bezeichnet sein, und ein Pegel des Echos einer nichtlinearen Komponente S_NL soll mit P2 bezeichnet sein. Bei Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intraven ösen Injektion ist das Auftreten einer Grundkomponente und einer nicht-fundamentalen Komponente in den Herzhöhlung bzw. Herzkammern einem darin befindlichen Kontrast mittel zuzuschreiben. Jedoch ist das Auftreten einer Grundkomponente in dem Herzmuskel dem Gewebe des Herzmuskels zuzuschreiben, während das Auftreten einer nicht-fun damentalen Komponente in dem Herzmuskel auf ein darin befindliches Kontrastmittel zurückzuführen ist. Bei dieser Situation wird davon ausgegangen, daß die nachstehend angegebene Formel erfüllt ist:

(P1(Herzkammer)/P2(Herzkammer)) < (P1(Herzmuskel)/P2(Herzmuskel)).

Hierbei wird ein geeigneter Schwellwert K eingeführt:

(P1/P2) < K.

Bildelemente, die die vorstehend angegebene Bedingung erfüllen, können als Bereiche der Herzkammern (oder als Bereiche außerhalb der Herzwände) definiert werden.

Die Schaltung 180 zur Identifizierung des Bereichs der Herzkammern vergleicht die Pegel P1 und P2 eines Ausgangssignals des Vergleichers 133 für jedes Bildelement. Ein Bild element, bei dem ein Quotient von P1 durch P2 kleiner ist als der Schwellwert K, wird automatisch als ein Bildelement identifiziert, das einen Bereich einer Herzkammer bildet. Auf der Grundlage des Ergebnisses der Identifizierung bzw. Erkennung (anders ausge drückt in Abhängigkeit davon, ob "P1/P2" größer ist als K oder nicht), gibt die Steuer schaltung 181 zur Steuerung der Anzeige des Bereichs der Herzkammern eine Information für die Anzeige/Nichtanzeige bezüglich jedes Bildelementwerts der Bilddaten an den digitalen Abtastwandler 135 ab. In Abhängigkeit von der Information zur Anzeige/Nicht anzeige werden durch den digitalen Abtastwandler 135 Bildelemente eines Einzelbilds maskiert (das heißt die Anzeige der Bildelemente deaktiviert bzw. gesperrt). Demzufolge erzeugt dieses Ausführungsbeispiel in ähnlicher Weise wie das zehnte Ausführungsbeispiel ein Bild der myokardialen Durchblutung, wobei Bereiche der Herzkammern nicht ange zeigt werden. Eine Änderung der Verstärkung der Helligkeit in einem myokardialen Bild aufgrund eines Kontrastmittels in dem Herzmuskel kann mühelos und genau identifiziert werden.

Der logische Ausdruck bzw. die logische Beziehung, die in der Schaltung 180 zur Identifi zierung von Herzkammerbereichen eingesetzt wird, ist nicht auf die vorstehend angegebene Beziehung beschränkt, sondern kann in Abhängigkeit von dem Zustand eines zu unter suchenden Objekts verändert werden. Der Schwellwert K kann ebenfalls auf irgendeinen gewählten Wert gesetzt werden.

Bei dem zehnten und elften Ausführungsbeispiel ist das zu untersuchende Objekt der Herzmuskel. Abgesehen von dem Herzmuskel kommen auch große Gefäße in Betracht. Die vorliegende Erfindung kann zur Steuerung der Anzeige/Nichtanzeige einer vaskulären Wand bzw. Gefäßwand relativ zu der Innenseite des Gefäßes eingesetzt werden.

Zwölftes Ausführungsbeispiel

Das zwölfte Ausführungsbeispiel wird nachstehend unter Bezugnahme auf die Fig. 36 und 37 beschrieben. Das Ausführungsbeispiel bezieht sich auf ein Ultraschall-Diagnosesystem, bei dem eine Mehrzahl von Ultraschallstrahlen mit unterschiedlichen Frequenzen gleichzei tig zu einem lebenden Körper abgestrahlt werden, wonach dann eine Kontrast-Echographie durchgeführt wird. Das Ultraschall-Diagnosesystem weist ein Sendersystem für die gleichzeitige Aussendung einer Mehrzahl von Ultraschallstrahlen mit unterschiedlichen Frequenzen (Grundkomponenten f₁, f₂, f₃, usw.) zu einem lebenden Körper, ein Emp fangs/Verarbeitungssystem für den Empfang und die Verarbeitung von Echos, deren Frequenzen einem Frequenzband entsprechen, das zumindest eine von Summationsfrequen zen, die die Summen von Frequenzen von Grundkomponenten, die in dem lebenden Körper erzeugt werden, und Summen von Frequenzen von Harmonischen, bezogen auf die Grundkomponenten (f₁ + f₂, f₂ + f₃, usw., Nf₁ + Mf₃, usw., wobei M und N ganze Zahlen bezeichnen) sind, und/oder von Differenzfrequenzen enthält, die Differenzen von Frequenzen der Grundkomponenten und Differenzen von Frequenzen der Harmonischen (f₁ + f₂, f₂ - f₃, usw., Nf₁ - Mf₃, usw., wobei M und N ganze Zahlen bezeichnen) sind, und ein Anzeigesystem auf, das zur Anzeige von Kontrastbildern, die aus einer Grundkom ponente und einer nicht-fundamentalen Komponenten gewonnen wurden, geeignet ist. Komponenten der Summationsfrequenzen oder Differenzfrequenzen unter den gesendeten Frequenzkomponenten, die durch eine nicht lineare Steuerung aufgrund des Kontrastmittels in einem lebenden Körper beeinflußt sind, werden erfaßt und zur Sichtbarmachung der Strömung des Ultraschall-Kontrastmittels in dem lebenden Körper eingesetzt.

Das in Fig. 36 gezeigte Ultraschall-Diagnosesystem ist eine als Beispiel dienende Aus führungsform, bei der zwei Frequenzkomponenten f₁ und f₂ für eine gleichzeitige An steuerung benutzt werden und eine Differenzfrequenzkomponente "f₁ - f₂" sichtbar gemacht wird.

Die Wandler in der Sonde 110, die in dem Ultraschall-Diagnosesystem enthalten sind, sind in ähnlicher Weise wie diejenigen bei den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen funktionell in die Wandlergruppen A und B unterteilt. Die Wandler der Wandlergruppe A sind der Aussendung einer ersten Grundkomponente f₁ zugeordnet, während die Wandler der Wandlerguppe B der Aussendung einer zweiten Grundkomponente f₂ zugeordnet sind. Alle Wandler in der Sonde 110 haben eine ausreichende Sende/Empfangsempfindlichkeit, so daß sie auf das Frequenzband, das die Frequenzen f₁ und f₂ der Grundkomponenten abdeckt, und auf das Frequenzband ansprechen können, das die Differenzfrequenz "f₁ - f₂" abdeckt (siehe auch Fig. 37A oder 37B).

Das Sendesystem enthält, wie gezeigt, den Taktgenerator 120 und die Sendeverzögerungs schaltung 121, die für die Sendefokusierung verantwortlich ist. In der Ausgangsstufe der Sendeverzögerungsschaltung 121 sind eine Reihenschaltung, die durch eine erste Impuls geberschaltung 122a und eine erste Senderesonanzschaltung 123a gebildet ist, und eine Reihenschaltung, die durch eine zweite Impulsgeberschaltung 122b und eine zweite Senderesonanzschaltung 123b gebildet ist, parallel zueinander geschaltet. Jeder der Impuls geber, die die erste Impulsgeberschaltung 122a bilden, erzeugt einen Treiberimpuls, dessen Mittenfrequenz der Frequenz der ersten Grundkomponente f₁ entspricht. Jeder der Impuls geber, die die zweite Impulsgeberschaltung 122b bilden, erzeugt einen Treiberimpuls, dessen Mittenfrequenz der Frequenz der zweiten Grundkomponente f₂ entspricht. Die erste Senderesonanzschaltung 123a gelangt bei einem eingestellten Frequenzband in Resonanz, das bei der Frequenz der ersten Grundkomponente f₁ zentriert ist, und ist mit den Wand lern der Wandlergruppe A verbunden. Die zweiten Senderesonanzschaltung 123b gelangt in einem eingestellten Frequenzband in Resonanz, das bei der Frequenz der zweiten Grundkomponente f₂ zentriert ist, und ist mit den Wandlern der Wandlergruppe B ver bunden. Die Senderesonanzschaltungen 123a und 123b haben die gleiche Fähigkeit bzw. die gleichen Eigenschaften wie die vorstehend erläuterten Senderesonanzschaltungen. Selbst wenn jeder Impulsgeber nicht durch eine perfekte Sinuswelle angesteuert wird, sondern durch einen Treiberimpuls angetrieben wird, der Oberwellen enthält, werden die Oberwellen beseitigt. Demzufolge wird ein Treiberimpuls, der aus der ersten und der zweiten Grundkomponente f₁ und f₂ zusammengesetzt ist, an jeden der Wandler der Wandlergruppen A und B angelegt.

Die Anschlüsse der ersten und der zweiten Senderesonanzschaltung 123a und 123b auf der Seite der Impulsgeberschaltungen sind mit der Schaltung 133 für die Empfangsverzögerung und Addition über die Vorverstärkerschaltung 130 verbunden, die aus der gleichen Anzahl von Vorverstärkern wie die Anzahl von Kanälen zusammengesetzt ist. Der Ausgangs anschluß der Schaltung 131 ist an den Empfänger 133 über das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente zum Herausgreifen einer ersten Grundkomponente f₁ und ein Bandpaß filter 132b für die Differenzfrequenz zum Herausgreifen einer Differenzfrequenzkom ponente "f₁ - f₂" angeschlossen, die parallel zueinander geschaltet sind. In der Ausgangs stufe des Empfängers 133 sind der digitale Abtastwandler 135 und der Monitor 136 in dieser Reihenfolge verschaltet.

Echos, die durch die Sonde 110 empfangen werden und jeweils die Grundkomponenten f₁ und f₂ und eine Differenzfrequenzkomponente f₁ - f₂ enthalten, werden an die Vorver stärkerschaltung 130 über die Senderesonanzschaltungen 123a und 123b angelegt, die sich nicht im Resonanzzustand befinden. Die Echos, die für die jeweiligen Kanäle durch die Vorverstärkerschaltung 130 verstärkt sind, werden einer Empfangsfokussierung mit Hilfe der Schaltung 133 für die Empfangsverzögerung und Addition unterzogen. Das Bandpaßfil ter 132 für die Grundkomponente greift ein Echo S_f1 der Grundkomponente f₁ aus dem Echo heraus, das durch die Schaltung 131 bereitgestellt wird, und das Bandpaßfilter 132b für die Differenzfrequenzkomponente greift ein Echo S_f1-f2 der Differenzfrequenzkom ponente f₁ - f₂ aus diesem heraus. Die herausgegriffenen Echos werden an den Empfänger 133 angelegt und dann einer Hüllkurvendemodulation und einer logarithmischen Kom pression unterzogen. Dies führt zu Bilddaten für den B-Modus, die aus dem Echo S_f1 der Grundkomponente f₁ gewonnen sind, und zu Daten für den B-Modus, die aus dem Echo S_f1-f2 der Differenzfrequenzkomponente f₁ - f₂ gewonnen sind. Die Bilddateneinheiten werden an den Monitor 136 über den digitalen Abtastwandler 135 abgegeben und als Divisionsbilder oder als ein überlagertes Bild angezeigt.

Dieses Ausführungsbeispiel hat die gleichen Vorteile wie das fünfte bis achte Ausführungs beispiel. Da zusätzlich ein B-Modus-Bild, das aus einer Differenfrequenzkomponente gewonnen ist, optisch angezeigt wird, tritt keine Differenzfrequenzkomponente auf, auch wenn es wahrscheinlich ist, daß eine zweite Harmonische während der Übertragung bzw. Aussendung auftritt. Dies führt zu dem speziellen Vorteil, daß eine Erfassung mit einem höheren Störabstand als bei der Benutzung einer zweiten Harmonischen erreicht werden kann.

Bei dem zwölften Ausführungsbeispiel beträgt die Anzahl von Frequenzkomponenten, die zur gleichzeitigen Ansteuerung eines Ultraschallstrahls eingesetzt werden, zwei. Alternativ kann die Anzahl von Frequenzkomponenten drei oder mehr sein. Die Frequenzkomponente zum Aufbauen des Bilds für die Grundkomponenten kann die zweite Grundkomponente f₂ sein, die nicht beschrieben worden ist. Ein Bild, das mit einem Bild der Grundkomponente gepaart ist bzw. ein Paar bildet und die Streuung ausdrückt, die durch das Kontrastmittel hervorgerufen wird, kann unter Heranziehung eines Summationsfrequenzkomponente aufgebaut werden. Bei diesem Ausführungsbeispiel können in gleicher Weise wie bei dem fünften Ausführungsbeispiel verschiedenartige Abänderungen bei dem Sendesystem oder dem Empfangsssystem vorgenommen werden.

Hinsichtlich der Schaltung zum gleichzeitigen Aussenden von Ultraschallstrahlen mit einer Mehrzahl von Frequenzen können ein Sender, der zum Aussenden eines Ultraschallsignals in Form einer zeitlichen Welle, die durch lineare Addition einer Mehrzahl von Frequenz komponenten erzeugt wird, geeignet ist, ein Synthesizer und andere Komponenten enthal ten sein.

Dreizehntes Ausführungsbeispiel

Das dreizehnte Ausführungsbeispiel wird in Verbindung mit Fig. 28 beschrieben. Ein Ultraschall-Diagnosesystem gemäß diesem Ausführungsbeispiel zielt in ähnlicher Weise wie das zwölfte Ausführungsbeispiel darauf ab, aus einem lebenden Körper Komponenten einer Summationsfrequenz oder einer Differenzfrequenz von gesendeten Strahlen zu erfassen, um die Strömung eines Kontrastmediums in einem lebenden Körper sichtbar zu machen.

Die Sonde 110, die bei dem Ultraschall-Diagnosesystem eingesetzt wird, ist eine Duplex- Sonde, die aus einer phasengesteuerten Sonde (phased array probe) 110a und einer einzel nen Sonde 110b zusammengesetzt ist. Die phasengesteuerte Sonde 110a ist für das Senden und den Empfang einer Grundkomponente f₁ aus den beiden Grundkomponenten f₁ und f₂ und für den Empfang einer Differenzkomponente f₁ - f₂ verantwortlich, deren Frequenz der Differenz zwischen den Frequenzen der Grundkomponenten entspricht. Die phasenge steuerte Sonde 110a besitzt eine ausreichende Sende/Empfangsempfindlichkeit, um auf ein Frequenzband anzusprechen, das von der Frequenz der Komponente f₁ - f₂ bis zu der Frequenz der Komponente f₁ reicht (siehe Fig. 37A oder 37B). Im Unterschied hierzu ist die einzelne Sonde 110b zum Senden der Grundkomponente f₂ ausgelegt und besitzt eine ausreichende Sendeempfindlichkeit, um auf die Frequenz der Grundkomponente f₂ anzu sprechen.

Das Sendesystem enthält in gleichartiger Weise wie dasjenige bei dem zwölften Aus führungsbeispiel eine erste und eine zweite Impulsgeberschaltung 122a und 122b. Die erste Impulsgeberschaltung 122a für die Abgabe eines Treiberimpulses, der die erste Grundkom ponente f₁ enthält, ist mit der phasengesteuerten Sonde 110a auf einer kanalweisen Basis (Kanal für Kanal) verbunden. Die zweite Impulsgeberschaltung 122b für die Abgabe eines Treiberimpulses, der die zweite Grundkomponente f₂ enthält, ist mit der einzelnen Sonde 110b verbunden. Die phasengesteuerte Sonde 110a ist an die Vorverstärkerschaltung 130 angeschlossen, die das Empfangs/Verarbeitungssystem bildet. In den nachfolgenden Stufen werden Signale in der gleichen Weise wie bei dem zwölften Ausführungbeispiel ver arbeitet. Zwei Arten von Ultraschallstrahlen, die durch die phasengesteuerte Sonde 110a und die einzelne Sonde 110b abgestrahlt werden, haben jeweils Strahlorientierungen und Positionen, die derart festgelegt sind, daß sich die Strahlen an einer gewünschten Position in einer zu untersuchenden Region schneiden können. Zusätzlich wird auf dem Monitor 136 ein Bild angezeigt, das die Schnittposition angibt.

Die Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition verzögert Echos und addiert diese derart, daß die Echos diejenigen sind, die von der Position der Schnittstelle oder von der zu untersuchenden Region herrühren, indem eine Empfangsfokussierung durchgeführt wird. Folglich kann ein Bild im B-Modus, das aus dem Echo der ersten Grundkomponente f₁ gewonnen wird, und ein Bild im B-Modus, das aus dem Echo der Komponente f₁ - f₂ der Differenzfrequenz gewonnen wird, in der gleichen Weise wie diejenigen bei dem zwölften Ausführungsbeispiel erzeugt werden. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird die zweite Grundkomponente f₂ von den beiden Grundkomponenten f₁ und f₂ durch die Sonde 110b gesendet. Dies bringt den besonderen Vorteil, daß eine herkömmliche phasengesteu erte Sonde eingesetzt werden kann.

Die einzelne Sonde (Einzelsonde) kann derart aufgebaut sein, daß eine Strahlrichtung in mechanischer Weise abgelenkt werden kann. Weiterhin kann das Ultraschall-Diagnosesy stem derart aufgebaut sein, daß Senderesonanzschaltungen jeweils zwischen die erste Impulsgeberschaltung und die einzelne Sonde und zwischen die zweite Impulsgeberschal tung und die phasengesteuerte Sonde eingefügt sind.

Vierzehntes Ausführungsbeispiel

Das vierzehnte Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird unter Bezugnahme auf Fig. 39 erläutert.

Das vierzehnte Ausführungsbeispiel befaßt sich mit der Kalkulation und der Anzeige eines Bewegungsbilds einer Echoreflexionsquelle für die Aussendung einer empfangbaren nicht- fundamentalen Komponente (einer Harmonischen, einer Subharmonischen, einer Ultrahar monischen oder deren Summations- oder Differenzfrequenz-Komponenten).

Das in Fig. 39 gezeigte Ultraschall-Diagnosesystem weist ein Empfangs/Verarbeitungs system auf, das eine Einheit 190 zur Berechnung einer Geschwindigkeit zusätzlich zu der gleichen Konfiguration wie bei demjenigen gemäß dem fünften Ausführungsbeispiel ent hält, das in Fig. 15 gezeigt ist. Im einzelnen ist die Einheit 190 zur Geschwindigkeits berechnung mit dem digitalen Abtastwandler 135 in der Ausgangsstufe des Bandpaßfilters 132b für die nicht-fundamentale Komponente zum Herausgreifen einer zweiten Harmoni schen verbunden. In der Ausgangsstufe des Bandpaßfilters 132a für die Grundkomponente ist der Empfänger 133 mit dem digitalen Abtastwandler 135 verbunden. Die Einheit 190 für die Geschwindigkeitsberechnung berechnet zweidimensional verteilte bzw. aufgetragene Bewegungsgeschwindigkeitsdaten unter Einsatz einer Methode wie etwa der bekannten Doppler-Abbildung oder der Kreuzkorrelation.

Ein Echo, das eine Grundkomponenten und eine nicht-fundamentale Komponente enthält und einer Empfangsfokussierung mit Hilfe der Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition unterzogen ist, wird als ein Echo S_f, das allein die Grundkomponente enthält, von dem Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente an den Empfänger 131 abgegeben. Der Empfänger 131 liefert Bilddaten für den B-Modus (Grundkomponente) als morphologi sche Information bezüglich eines Gewebes an den digitalen Abtastwandler 135. Auf der anderen Seite greift das Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente ein Echo S_2f, das aus einer zweiten Harmonischen besteht, für jedes Echo heraus und führt dieses der Einheit 190 für die Geschwindigkeitsberechnung zu. Die Einheit 190 zur Geschwindigkeitsberechnung enthält ein Filter zum Herausgreifen eines Doppler-Signals, dessen Frequenz einem Frequenzband entspricht, das mit einem Geschwindigkeitsbereich einer Objektregion verknüpft ist, das experimentell in Erfahrung gebracht wurde. Auf grund der Einheit 190 zur Geschwindigkeitsberechnung werden Bewegungsgeschwindig keitsdaten, die eine zweidimensionale Verteilung repräsentieren, die Bewegungsgeschwin digkeiten einer echoreflektierenden Quelle für die Erzeugung einer zweiten Harmonischen enthält, zum Beispiel eines Ultraschall-Kontrastmittels (das heißt eine venöse Blutströ mung) für die Kontrast-Echograpie, unter Heranziehung des Echos S_2f berechnet. Die Bewegungsgeschwindigkeitsdaten werden an den Monitor 136 zusammen mit den Bilddaten für den B-Modus über den digitalen Abtastwandler 135 abgegeben. Als Ergebnis wird zum Beispiel ein Geschwindigkeitsverteilungsbild in dem Hintergrund der Bilder im B-Modus angezeigt. Dies ist dahingehend vorteilhaft, daß Geschwindigkeiten der Blutströmung in einem Gewebe (zum Beispiel in dem Herzmuskel) bewertet werden können.

Alternativ kann die Bewegungsgeschwindigkeit einer Echoquelle, die als eine interessieren de Region definiert ist, in einem B-Modus-Bild, das eine Abtastebene wiedergibt, zur gleichen Zeit berechnet werden und es kann eine zeitliche Änderung der Geschwindigkeit angezeigt werden.

Fünfzehntes Ausführungsbeispiel

Das fünfzehnte Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird unter Bezugnahme auf Fig. 40 erläutert. Wenn bei diesem Ausführungsbeispiel des Ultraschall-Diagnosesy stems eine Kontrast-Echographie unter Einsatz eines Ultraschall-Kontrastmittels zur Anwendung kommt, können eine morphologische Information, die ein Gewebe wie etwa den Herzmuskel betrifft und von dem Echopegel einer Grundkomponente abhängig ist, eine Information bezüglich der Blutströmung im Gewebe in Abhängigkeit von dem Echo pegel einer nicht-fundamentalen Komponente sowie eine Bewegungsgeschwindigkeit eines Gewebes (zum Beispiel des Herzmuskels) in Abhängigkeit von dem Echopegel einer Grundkomponente berechnet werden und diese drei Größen, das heißt die morphologische Information, die Information bezüglich der Blutströmung im Gewebe und eine Gewebe- Bewegungsgeschwindigkeit können gleichzeitig angezeigt werden.

Genauer gesagt besitzt das Ultraschall-Diagnosesystem die gleiche Gestaltung wie dasjenige, das in Fig. 15 (fünftes Ausführungsbeispiel) dargestellt ist, und weist ein Filter 191 zur Beseitigung von Störflecken, eine Berechnungseinheit 192 zur Berechnung einer Blut strömungsgeschwindigkeit sowie eine Berechnungseinheit 193 zur Berechnung einer Gewebegeschwindigkeit auf, wie es in der Zeichnung dargestellt ist. Eine Reihenschaltung, die aus einem Empfänger 133a, dem Filter 191 zur Beseitigung von unerwünschten Störflecken und der Berechnungseinheit 192 zur Berechnung der Bewegungsgeschwindig keit einer Blutströmung besteht, und die Berechnungseinheit 193 zur Berechnung der Gewebegeschwindigkeit zur Berechnung der Bewegungsgeschwindigkeit eines Gewebes wie etwa des Herzmuskels sind parallel zueinander zwischen den Ausgangsanschluß des Bandpaßfilters 132a für die Grundkomponente und den digitalen Abtastwandler 135 geschaltet.

Das Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamentale Komponente ist mit dem digitalen Abtastwandler 135 über den verbleibenden Empfänger 133b verbunden.

In der Berechnungseinheit 193 zur Berechnung der Gewebegeschwindigkeit wird ein Phasendetektor zur Phasendetektion eines Echos, das einer Empfangsfokussierung unter zogen wurde, unter Bezugnahme auf eine Doppler-Verschiebungsfrequenz eingesetzt. Dopplersignale, die von einer Blutströmung oder einem Herzventil bzw. einer Herzklappe herrühren, werden dann von den phasendetektierten Echos mit Hilfe von Tiefpaßfiltern in einer Filtereinheit getrennt. Unter Heranziehung der gefilterten Echos berechnet ein Frequenzanalysator zweidimensionale Verteilungsdaten bezüglich der Dopplerverschiebun gen, die in einem Gewebe auftreten, und zwar in Übereinstimmung mit einer Methode wie einer Autokorrelation oder einer schnellen Fourier-Transformation (FFT). Die Berech nungseinheit 192 zur Berechnung der Blutströmungsgeschwindigkeit kann daher maximale und durchschnittliche Werte für die Bewegungsgeschwindigkeiten eines Gewebes unter Heranziehung der zweidimensionalen Teilungsdaten bezüglich der Dopplerverschiebungen berechnen. Eine Analysetechnik, die bei dem Frequenzanalysator eingesetzt wird, kann eine Kreuzkorrelation sein.

Das Bandpaßfilter 132a für die Grundkomponente greift eine Grundkomponente S_f0 aus einem Echo heraus, das einer Empfangsfokussierung mit Hilfe der Schaltung 131 für die Empfangsverzögerung und Addition unterzogen wurde und eine Grundkomponente und nicht-fundamentale Komponenten enthält. Das Bandpaßfilter 132b für die nicht-fundamen tale Komponente greift aus diesem eine zweite Harmonische S_2f heraus. Das Echo der Grundkomponente S_f wird durch den Empfänger 133a in Bilddaten umgewandelt, die ein Bild im B-Modus repräsentieren. Zur gleichen Zeit wird das Echo der Grundkomponente S_f durch das Filter 191 zur Beseitigung von Störflecken und die Berechnungseinheit 192 zur Berechnung der Blutströmungsgeschwindigkeit in Bilddaten, die ein Bild der Ver teilung der Blutströmungsgeschwindigkeit repräsentieren (zum Beispiel ein Farb-Doppler- Bild (CFM-Bild)), und weiterhin durch die Berechnungseinheit 193 zur Berechnung der Gewebegeschwindkeit in Bilddaten umgewandelt, die ein Bild der Verteilung der Bewe gungsgeschwindigkeit des Gewebes (zum Beispiel des Herzmuskels) repräsentieren. Das Echo der zweiten Harmonischen S_2f wird durch den verbleibenden Empfänger 133b in Bilddaten umgewandelt, die ein Bild der zweiten Harmonischen im B-Modus repräsentie ren. Diese vier Bilddatengrößen werden an den digitalen Abtastwandler 135 abgegeben, in Einzelbilddaten bzw. Teilbilddaten umgewandelt, die an ein Anzeigeformat, das zu diesem Zeitpunkt befohlen wird (einschließlich einer Selektion und einer Synthese der Daten größen), angepaßt sind, und dann auf dem Monitor 136 angezeigt.

Ein Beispiel für eine Anzeige, die erhalten wird, wenn eine Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion eines Ultraschall-Kontrastmittels an die Unter suchung des Herzens angepaßt ist, wird in Verbindung mit Fig. 31 beschrieben. Wie in Fig. 31 gezeigt ist, wird ein Echo, das durch den Empfänger 133a hindurchläuft, der ein für die Grundkomponente ausgelegtes Untersystem eines Empfangs/Verarbeitungssystems bildet, in Bilddaten umgewandelt, die ein B-Modus-Bild IM_f des Herzens repräsentieren. Die Bilddaten stellen eine morphologische Information bezüglich des Herzmuskels und eine visuelle Information bereit, die Bewegungen der Herzwand ausdrücken. Ein Echo, das durch ein für die zweite Harmonische ausgelegtes Untersystem des Empfangs/Verarbei tungssystems hindurchläuft, wird in Bilddaten umgewandelt, die ein Bild IM_2f für die herzwandinterne Blutströmung repräsentieren. In Übereinstimmung mit einem Anzeigefor mat überlagert der digitale Abtastwandler 135 die Bilddaten IM_2f mit den Bilddaten IM_f. Als Ergebnis wird auf dem Monitor 136 ein synthetisches Bild IM_f+2f angezeigt, und es wird eine Blutdurchströmungsregion R_b in dem Herzmuskel (schraffierter Bereich in dem Bild IM_f+2f) in Echtzeit sichtbar dargestellt.

Ein Echo, das durch die Berechnungseinheit 193 zur Berechnung der Gewebegeschwindig keit hindurchläuft, die das Untersystem für die Grundkomponente bildet, wird in Bilddaten umgewandelt, die ein zweidimensionales Verteilungsbild repräsentieren, das Bewegungs geschwindigkeiten der Herzwand ausdrückt. Die zweidimensionale Verteilung von Bewe gungsgeschwindigkeiten (nicht gezeigt) kann unverändert dargestellt werden. Alternativ beurteilt der digitale Abtastwandler 135 Bildelement für Bildelement, ob die Geschwindig keit V größer ist als eine gegebene Schwelle Vt. Bilddaten, die eine zweidimensionale Verteilung IM_v der Bewegungsgeschwindigkeiten, die diese Beurteilungsbedingung erfül len, repräsentieren, oder die Schwelle Vt überschreiten, können dann erzeugt und ange zeigt werden, wodurch eine myokardiale Region, bei der eine abnorme Wandbewegung R_W (ein weißer Bereich in dem Bild IM_v) auftritt, sichtbar dargestellt wird. Gemäß einem anderen Anzeigeformat können drei Bilder, nämlich ein zweidimensionales Verteilungsbild IM_v, das myokardiale Bewegungsgeschwindigkeiten ausdrückt, die unter Bezugnahme auf die Schwelle verarbeitet wurden, ein myokardiales Bild IM_f im B-Modus, und ein Bild IM_2f für die intramyokardiale Blutdurchströmung einander gegenseitig durch den digitalen Abtastwandler 135 überlagert werden (die Datengrößen, die die Region R_W mit abnormaler Wandbewegung und die Blutdurchströmungsregion B repräsentieren, werden einer UND- Verknüpfung unterzogen). Demzufolge wird auf dem Monitor 136 ein synthetisches Bild IM_f+2f+v dargestellt. Eine in diagnostischer Hinsicht interessierende Region R_W+B, in der die Bewegung der Herzmuskelwand angehalten ist (genauer gesagt die Bewegungsge schwindigkeit der Wand kleiner ist als eine bestimmte Schwelle), jedoch von Blut durch strömt ist, kann in Echtzeit sichtbar dargestellt werden.

Wie vorstehend erläutert kann bei diesem Ausführungsbeispiel zum Beispiel der Herzmus kel in Echtzeit im Hinblick auf die Morphologie, die Bewegung und die Blutdurchströ mung beurteilt werden und er kann gleichzeitig umfassend diagnostiziert werden. Dies ermöglicht eine Bewertung der Lebensfähigkeit des Herzmuskels. Folglich kann eine nützliche Information, die in der Vergangenheit nicht zur Verfügung stand, bereitgestellt werden.

Sechzehntes Ausführungsbeispiel

Das sechzehnte Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird in Verbindung mit den Fig. 42 bis 44 beschrieben. Das Ultraschall-Diagnosesystem gemäß diesem Aus führungsbeispiel gewinnt Bilddaten, die aus nicht-fundamentalen, durch ein Ultraschall- Kontrastmittel hervorgerufenen Komponenten in gewissen Zeitintervallen ermittelt werden. Die gewonnenen Daten werden zur graphischen Aufzeichnung einer Zeit-Dichte-Kurve (TDC = time density curve) und zur Berechnung von Größen von Eigenschaften (Parame ter) der Kurve herangezogen.

Das Ultraschall-Diagnosesystem gemäß diesem Ausführungsbeispiel, das in Fig. 42 darge stellt ist, besitzt die vorstehend erläuterte, in Fig. 15 gezeigte Konfiguration (fünftes Ausführungsbeispiel) und enthält ein EKG 195, einen EKG-Verstärker 196 und einen Triggergenerator 197, die zur Gewinnung von Bilddaten in gewissen Zeitintervallen benötigt werden. Das EKG 195 gibt EKG-Information (ein EKG-Signal), die bei jeweiligen Herzphasen bzw. Herzschlagphasen eines Patienten erhalten wurden, an den Triggergene rator 197 über den EKG-Verstärker 196 ab. Der Triggergenerator 197 erzeugt einen Triggerimpuls bei einer führenden Flanke einer R-Welle eines EKG-Signal, und gibt den Triggerimpuls an jede Zeitbestimmungseinrichtung zur Bestimmung der Sende/Empfangs zeit in dem Taktgenerator 120 und den digitalen Abtastwandler 135 ab. Die Bestimmungs einrichtung zur Bestimmung der Sende/Empfangszeit in dem Taktgenerator 120 führt einen Zählvorgang für eine bestimmte Zeitdauer ab der Ankunft des Triggerimpulses durch, bestimmt eine optimale Datengewinnungszeit Tn in jedem Zyklus des EKG-Signals und veranlaßt das Sendesystem und das Empfangs/Verarbeitungssystem zur Durchführung von Folgen von Sende und Empfangsvorgängen in Übereinstimmung mit einer Sende- und Empfangszeitsteuerung, die an die Datengewinnungszeit Tn angepaßt ist. Die Daten gewinnungszeit Tn ist zum Beispiel gemäß der Darstellung in Fig. 43A auf die End- Diastole der linken Herzkammer festgelegt (zum Beispiel auf einen Zeitpunkt nach einer gewissen Zeitdauer seit einer R-Welle). Jedesmal wenn die durch das EKG-gesteuerte Datengewinnungzeit Tn kommt bzw. auftritt, werden Bilddaten gewonnen.

Das Ultraschall-Diagnosesystem weist eine Bildspeicherschaltung 198, die mit dem digitalen Abtastwandler 135 verbunden ist, eine Berechnungseinheit 199 zur Berechnung der Zeit-Dichte-Kurve und eine Parameterberechnungseinheit 200 auf, die in dem Emp fangs/Sendesystem enthalten sind. Die Bildspeicherschaltung 198 speichert Bilddaten, die von einer zweiten Harmonischen, die eine nicht-fundamentale Komponente darstellt, gewonnen wurden und bei jedem Auftreten der Datengewinnungszeit Tn zu dem digitalen Abtastwandler 135 gesendet wurden. Die Berechnungseinheit 199 für die Berechnung der Zeit-Dichte-Kurve besitzt eine Zentraleinheitseinrichtung (CPU-Vorrichtung), liest Bild daten, die mit der bzw. durch die Position eines ROI spezifiziert sind (das im voraus oder nach einer Bildgewinnung definiert ist), das in einem Teil des Bilds des Herzmuskels von der Bildspeicherschaltung 198 eingestellt ist, und berechnet Daten, die eine Zeit-Dichte- Kurve (TDC) betreffen.

Folglich werden Bilddaten, die zum Beispiel ein Bild kurzer Achse der linken Herzkammer (siehe Fig. 43B) repräsentieren, jedesmal gewonnen, wenn die durch das EKG-gesteuerte Datengewinnungszeit Tn in Herzzyklen auftritt (siehe Fig. 43A). Erhaltene Bilddaten werden in der Bildspeicherschaltung 198 gespeichert. Nach der Gewinnung aller Bilddaten liest die Berechnungseinheit 199 für die Berechnung der Zeit-Dichte-Kurve Daten, die durch eine ROI-Position bestimmt sind, aus den jeweiligen Bilddat 13380 00070 552 001000280000000200012000285911326900040 0002019548988 00004 13261en aus, führt eine Operation wie etwa eine Mittelwertbildung der ROI-Daten durch und berechnet folglich Daten für eine Helligkeitsänderung bezüglich der verstrichenen Zeiten bzw. Zeitintervalle t ab dem Zeitpunkt t₀ der Injektion eines Kontrastmittels (der Fig. 43C). Diese Berechnung kann in regelmäßigen Intervallen während der Bilddatengewinnung durchgeführt werden, wodurch die Speicherkapazität der Bildspeicherschaltung 198 verringert werden kann.

Die Parameterberechnungseinheit 200 ist zwischen die Berechnungseinheit 199 zur Berech nung der Zeit-Dichte-Kurve und den digitalen Abtastwandler 135 eingefügt. Die Parame terberechnungseinheit 200 weist eine CPU-Einrichtung auf und führt die Verarbeitung, die in Fig. 44 dargestellt ist, durch. Genauer gesagt wird beurteilt, ob die Berechnungseinheit 199 zur Berechnung der Zeit-Dichte-Kurve die Berechnung von Daten bezüglich einer Zeit-Dichte-Kurve beendet hat (Schritt 200a in Fig. 44). Wenn die Berechnungseinheit 199 zur Berechnung der Zeit-Dichte-Kurve die Berechnung beendet hat, werden die Kurven daten angepaßt (Schritt 200b in Fig. 44). Die Kurvenanpassung ist derart, daß berechnete Daten, die eine Zeit-Dichte-Kurve betreffen, an eine geeignete Funktion (zum Beispiel eine Gammafunktion, eine Gaussfunktion oder eine exponentielle Funktion) angepaßt werden. Aufgrund der Anpassung der Kurve kann der Einfluß von Rauschen oder von Meßfehlern minimiert werden und es läßt sich eine wesentliche Helligkeitsänderung herausgreifen. Die Kurvenanpassung kann der Berechnungseinheit 199 zur Berechnung der Zeit-Dichte-Kurve zugeordnet sein oder kann durchgeführt werden, wenn es notwendig wird. Die Parameter berechnungseinheit 200 benutzt die angepaßten Daten bezüglich der Zeit-Dichte-Kurve für die Berechnung der Werte von verschiedenen Parametern, die Größen von Eigenschaften der Zeit-Dichte-Kurve repräsentieren, zum Beispiel einen maximalen Helligkeitspegel L_MAX, einen Zeitpunkt t_MAX maximaler Helligkeit, einen Pegel L_HF halber Helligkeit, einen Zeitpunkt t_HF halber Helligkeit, eine Zeit für halbe Helligkeit (= Zeitpunkt t_MAX maximaler Helligkeit - Zeitpunkt t_HF halber Helligkeit), ein Zeitintervall zur Erreichung der maxima len Helligkeit (Injektionszeitpunkt t₀ - Zeitpunkt t_MAX), und eine Kontrastdauer (Dauer, während der der Helligkeitspegel eine Schwelle überschreitet), (Schritt 200c in Fig. 44).

Die in dieser Weise berechneten Parameterdaten werden zusammen mit den Daten be züglich einer Zeit-Dichte-Kurve an den digitalen Abtastwandler 135 abgegeben (Schritt 200d in Fig. 44) und dann auf dem Monitor 136 in einem kombinierten Anzeigemodus beispielsweise mit einem Überlagerungsbild IM_F+2f aus einem Bild IM_f der Grundkom ponente und dem Bild IM_2f der zweiten Harmonischen angezeigt.

Folglich werden bei diesem Ausführungsbeispiel die gleichen Vorteile wie bei dem fünften Ausführungsbeispiel erzielt. Zusätzlich kann, wenn eine Kontrast-Echographie unter Einsatz eines Ultraschall-Kontrastmittels realisiert wird, eine Helligkeitsänderung in einem Bild, die durch ein Kontrastmittel verstärkt ist, wobei das Bild ein Bild der Gewebebluts trömung ist, sowie Größen von Eigenschaften der Helligkeitsänderung automatisch in einem Zustand herausgegriffen werden, der durch den Herzzyklus nicht beeinflußt ist. Demzufolge kann eine in diagnostischer Hinsicht hilfreiche Information erhalten werden.

Eine Mehrzahl von ROIs kann bei diesem Ausführungsbeispiel festgelegt werden. Die Bildgewinnungszeitsteuerung ist nicht auf eine EKG-gesteuerte Zeitsteuerung beschränkt, sondern kann auch eine Zeitsteuerung sein, die in regelmäßigen Intervallen oder bei jedem Beginn eines Rahmens oder bzw. Vollbilds auftritt. Eine Speichereinrichtung zur Speiche rung gewonnener Bilddaten ist nicht auf eine Bildspeicherschaltung beschränkt, die in dem System eingegliedert ist, sondern kann auch eine magnetooptische Platte oder eine Arbeits station sein, die mit dem System verbunden ist. Bei dem sechzehnten Ausführungsbeispiel besteht eine große Möglichkeit bzw. eine gewisse Wahrscheinlichkeit, daß die Zeit-Dichte- Kurve ihre Signifikanz verliert, es sei denn, daß sie sich auf eine Region eines Gewebes bezieht. Daten bezüglich einer Zeit-Dichte-Kurve werden üblicherweise (1) aus einem Bild eines bewegungslosen Gewebes (zum Beispiel eines Unterleibsorgans) oder (2) aus einem EKG-gesteuerten Bild des Herzmuskels gewönnen. Falls sich ein betroffenes Gewebe selbst nur geringfügig bewegt, kann eine Einrichtung zur Feineinstellung der Position eines ROI für jeden Rahmen bzw. jedes Vollbild vorgesehen sein. Für diese Feineinstellung kann eine manuelle Feineinstellungsmaßnahme wie etwa eine Maus eingesetzt werden, um die Position eines ROI fein einzustellen.

Die Verarbeitung, die bei dem sechzehnten Ausführungsbeispiel eingesetzt wird, kann derart erweitert werden, daß die Berechnungseinheit zur Berechnung der Zeit-Dichte-Kurve und die Paramterberechnungseinheit die vorstehend angegebenen Berechnungen für alle Bildelemente jedes erhaltenen Bilds oder für alle Sets aus einer Mehrzahl von Sätzen aus diesen Bildelementen durchführen. In diesem Fall können die Werte eines solchen Parame ters wie etwa der maximale Helligkeitspegel in zweidimensionaler Weise angezeigt werden. Als Ergebnis kann eine zweidimensionale Verteilung von maximalen Helligkeits pegeln auf Sicht beurteilt werden. Dies ist in diagnostischer Hinsicht hilfreich.

In Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung kann ein Sendesystemfilter zum Durchlassen allein einer Grundkomponente als eine Unterdrückungseinrichtung zur absichtlichen und aktiven Unterdrückung von nicht-fundamentalen Komponenten eingesetzt werden.

Wenn ein Filter oder eine Senderesonanzschaltung zur Erzielung einer Serienresonanz als die Unterdrückungseinrichtung in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird, können die Schaltungen, die in den Fig. 45A und 45B dargestellt sind, eingesetzt werden. In Fig. 45A ist ein Filter 210 zwischen die Sonde 110 und die Impuls geberschaltung 122 und die Vorverstärkerschaltung 130 eingefügt. Zusätzlich ist ein Wählschalter 211 zur Aktivierung des Filters 210 ausschließlich während des Sendens sowie zum Abtrennen des Filters 210 für die Bildung eines Empfangsbypasses während des Empfangs vorgesehen. Gemäß Fig. 45B ist eine Serienresonanzinduktivität 212 als Sende resonanzschaltung zwischen die Sonde 110 und die Impulsgeberschaltung 122 und die Vorverstärkerschaltung 130 eingefügt. Ein Wählschalter 213 zum Abschalten der Induktivi tät 212 während des Sendens und zum Einschalten derselben während des Empfangs ist parallel zu der Induktivität 212 geschaltet. Diese Schaltungen stellen die gleiche Betriebs weise und die gleichen Vorteile wie bei den vorstehend beschriebenen Ausführungsbei spielen bereit.

Daher kann bei dem Ultraschall-Diagnosesystem in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ein geeignetes Bild, dessen Helligkeit durch ein Kontrastmittel verstärkt ist, erzeugt werden, indem eine Kontrast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion verwirklicht wird, und zwar selbst bei einer Untersuchung einer Region (zum Beispiel des Herzmuskels und parenchymatöser Organe), deren Abbildung gegenüber den Einflüssen von Echos anfällig ist, die von umgebenden Geweben herrühren.

Insbesondere kann eine Beurteilung einer Durchblutungsregion in dem Herzmuskel unter Heranziehung eines myokardialen Durchströmungsbilds erzielt werden, indem die Kon trast-Echographie auf der Grundlage einer intravenösen Injektion durchgeführt wird.

Weiterhin kann eine Bewegungsinformation bezüglich der Herzwände und eine Blutdurch strömungsinformation bezüglich des Herzmuskels gleichzeitig erhalten und bewertet werden. Bei einer Belastungs-Echographie, die zur Diagnose einer Angina Pektoris eingesetzt wird, können eine Bewegungsinformation bezüglich der Herzwände und eine Durchblutungsinformation bezüglich des Herzmuskels bei unterschiedlichen Belastungs zuständen erhalten und bewertet werden. Folglich läßt sich eine noch umfassendere Diagnose erzielen.

Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die beschriebenen Ausführungsbeispiele beschränkt und kann auch in abgeänderter Ausführungsform realisiert werden.

Legende zu den Zeichnungen (Bezugszeichenliste) Bezugszeichen Bezeichnung

10

Sonde

40

Taktgenerator

41

Sendeverzögerungsschaltung

42

Impulsgeber

46

Hochpaßfilter

47

Schaltung für Empfangsverzögerung und Addition

48

Empfänger

49

Digitaler Abtastwandler

50

Monitor

53

Schaltung für Empfangsverzögerung und Addition

54

Empfänger

55

Digitaler Abtastwandler

56

Monitor

70

Taktgenerator

71

Sendeverzögerungsschaltung

72

Impulsgeber

110

Sonde

120

Taktgenerator

121

Sendeverzögerungsschaltung

122

Impulsgeberschaltung

123

Senderesonanzschaltung

130

Vorverstärkerschaltung

131

Schaltung für Empfangsverzögerung und Addition

132

a Bandpaßfilter für Grundkomponente

132

b Bandpaßfilter für nicht-fundamentale Komponente

133

Empfänger

135

Digitaler Abtastwandler

136

Monitor

142

Bandpaßfilter

143

Impulsgeberschaltung für Sinuswellen-Treibersignal

144

Sendesystem-Filterschaltung

130

a Vorverstärkerschaltung

130

b Vorverstärkerschaltung

131

a Schaltung für Empfangsverzögerung und Addition

131

b Schaltung für Empfangsverzögerung und Addition

130

S Verstärkungsfaktoreinsteller

122

S Treiberspannungs-Steuerschaltung

135

S Datentabelle

150

Eingabeeinheit

151

Verwaltungseinrichtung

152

Bildspeicherschaltung

153

Lautsprecher

154

Steuerschaltung

155

Recheneinheit

160

Daten laden

161

Zählen beginnen und Zählzeit auf Bildschirm anzeigen

162

Start der Gewinnung von Daten, die vor Injektion erzeugt wurden

163

Zeitpunkt der Injektion von Kontrastmittel (z. B. Sprache) befehlen

164

Nach Injektion erzeugte Daten gewinnen

165

Verabreichung einer anderen Medizin befehlen

166

Daten gewinnen, die nach der Verabreichung der Medizin erzeugt werden

167

Messung beenden

160

a Daten laden

160

b Daten gewinnen, die vor der Injektion erzeugt werden

160

c Zeitgabe der Injektion des Kontrastmittels (z. B. Sprache) eingeben und zählen beginnen

160

d Nach Injektion erzeugte Daten gewinnen

170

Erzeugung des Referenzbilds befehlen

171

Ist Erzeugung befohlen?

172

Herzhohlraumbereiche identifizieren (manuell oder automatisch)

173

Maskenbilddaten erzeugen und speichern

175

Auf Maskenbilddaten als Referenz zugreifen (Bildelement für Bildelement)

176

Handelt es sich um nicht anzuzeigendes Bildelement?

177

Maskendaten (Bildelement für Bildelement)

178

Sind alle Bildelemente überprüft?

180

Schaltung zur Identifizierung von Herzhohlräumen

181

Steuerschaltung für Anzeige von Herzhohlraumbereichen

190

Geschwindigkeitsberechnungseinheit

191

Filter zur Störfleckenunterdrückung

192

Berechnungseinheit für Blutströmungsgeschwindigkeit

193

Berechnungseinheit für Gewebegeschwindigkeit

195

EKG

197

Triggergenerator

198

Bildspeicherschaltung

199

Berechnungseinheit für Zeit-Dichte-Kurve

200

Parameterberechnungseinheit

200

a Ist Berechnung von Daten bezüglich der Zeit-Dichte-Kurve abgeschlossen?

200

b Kurvenanpassung ausführen

200

c Werte von verschiedenen Parametern berechnen

200

d Anzeige von Zeit-Dichte-Kurve und Parametern befehlen

210

Filter

Claims

1. Ultraschall-Diagnosesystem mit
einer Sonde (10, 110) zum Umwandeln eines elektrischen Treibersignals in eine entsprechende, zu sendende Ultraschallwelle und zum Umwandeln einer als Echo zurück kehrenden Ultraschallwelle in ein entsprechendes elektrisches Echosignal,
einer Sendeeinrichtung (40, 41, 42; 120, 121, 122) zum Erzeugen eines elektrischen Treibersignals, das aus einer Grundkomponente, die auf eine gegebene Frequenz gesetzt ist, und einer nicht-fundamentalen Komponente besteht, und zum Versorgen der Sonde mit dem elektrischen Treibersignal, wobei die Sendeeinrichtung mit der Sonde durch eine Verbindungsleitung verbunden ist.
einer Empfangs/Verarbeitungseinrichtung (45 bis 50; 130 bis 133) zum Empfan gen des elektrischen Echosignals von der Sonde und zum Verarbeiten des elektrischen Echosignals zu Bilddaten,
einer Anzeigeinrichtung (50, 56; 136) zum Anzeigen der Bilddaten, und
einer Dämpfungseinrichtung (123, 144, 210, 211) zum gezielten Verringern der Signalintensität der nicht-fundamentalen Komponente eines Signals, das auf der Verbindungsleitung liegt,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Dämpfungseinrichtung so ausgebildet und/oder geschaltet ist, daß sie im wesentlichen nur die nicht-fundamentale Komponente des elektrischen Treibersignals in der Signalintensität verringert und beim Empfang des elektrischen Echosignals nicht wirksam ist.

2. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich net, daß die Grundkomponente einen einzigen Frequenzwert aufweist, und daß die nicht- fundamentale Komponente mindestens eine Harmonische, eine Subharmonische und/oder eine Ultraharmonischen bezüglich der Grundkomponente enthält.

3. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenn zeichnet, daß die nicht-fundamentale Komponente eine zweite Harmonische (Ober welle) der Grundkomponente ist.

4. Ultraschall-Diagnosesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Dämpfungseinrichtung eine Unterdrückungsein richtung (123, 144, 210, 211) zur gezielten Unterdrückung der Leistung bzw. Spannung der nicht-fundamentalen Komponente aufweist.

5. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 4, dadurch gekennzeich net, daß die Unterdrückungseinrichtung ein Sendefilter (144) zum Durchlassen allein der Grundkomponente des Treibersignals, ein Sende-Kerbfilter zum Abschneiden der nicht-fun damentalen Komponente des Treibersignals, oder eine Senderesonanzschaltung (123) zum Durchlassen allein der Grundkomponente durch Erzeugung eines Resonanzzustands lediglich bei der Übertragung des Treibersignals ist.

6. Ultraschall-Diagnosesystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Sonde eine Sonde des phasengesteuerten Typs ist, bei der eine Mehrzahl von Wandlern in einer Anordnung angeordnet ist.

7. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 6, dadurch gekennzeich net,
daß alle Wandler der Sonde eine Sende/Empfangsempfindlichkeit sowohl für die Grundkomponente als auch für die nicht-fundamentale Komponente aufweisen,
daß die Unterdrückungseinrichtung mit zumindest einem von allen Wandlern Kanal für Kanal verbunden ist, wobei der zumindest eine Wandler für den Sendevorgang vorgesehen ist, und
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung eine Vorverstärkerschaltung, die das Echosignal empfängt, eine Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition, die mit der Vorverstärkerschaltung verbunden ist, ein erstes Filter, das mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und ausschließlich die fundamentale Grundkomponente durchläßt, und ein zweites Filter aufweist, das mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und ausschließlich die nicht-fundamen tale Komponente durchläßt.

8. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeich net,
daß die Unterdrückungseinrichtung (210, 212) zwischen eine Impulsgeber schaltung (122), die einen Teil der Sendeeinrichtung bildet, und die Sonde (110) eingefügt ist,
daß eine Schalteinrichtung (211, 213) zur Ausbildung eines Empfangspfads vorgesehen ist, der mindestens während des Empfangs des Echosignals einen Umgehungs zweig für das Sendefilter, das Sende-Kerbfilter oder die Senderesonanzschaltung bildet, und
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung eine Vorverstärkerschaltung (130) aufweist, deren Eingang mit einem Pfad verbunden ist, der die Unterdrückungseinrichtung mit der Impulsgeberschaltung verbindet.

9. Ultraschall-Diagnosesystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Sonde eine Sonde des phasengesteuerten Typs ist, bei der eine Vielzahl von Wandlern in einer Anordnung angeordnet sind, wobei die Mehrzahl von Wandlern in zwei Wandlergruppen unterteilt sind, die dem Senden der zu sendenden Ultraschallwelle bzw. dem Empfang der als Echo zurückkehrenden Ultraschall welle zugeordnet sind.

10. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 9 in Verbindung mit Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß alle Wandler der Sonde eine Sende/Empfangsempfindlichkeit sowohl für die Grundkomponente als auch für die nicht-fundamentale Komponente aufweisen,
daß die Unterdrückungseinrichtung mit allen Wandlern einer der beiden Wandlergruppen verbunden ist, und
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung eine erste Vorverstärkerschaltung, die das Echosignal von den Wandlern, die zu der einen Wandlergruppe gehören, empfängt, eine erste Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition, die mit der ersten Vorver stärkerschaltung verbunden ist, ein erstes Filter, das mit der ersten Schaltung zur Emp fangsverzögerung und Addition verbunden ist, und ausschließlich die Grundkomponente durchläßt, eine zweite Vorverstärkerschaltung, die das Echo von den Wandlern empfängt, die zu der anderen Wandlergruppe gehören, eine zweite Schaltung zur Empfangsver zögerung und Addition, die mit der zweiten Vorverstärkerschaltung verbunden ist, und ein zweites Filter aufweist, das mit der zweiten Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und ausschließlich die nicht-fundamentale Komponente durchläßt.

11. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 9 in Verbindung mit Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß alle Wandler der Sonde eine Sende/Empfangsempfindlichkeit sowohl für die Grundkomponente als auch für die nicht-fundamentale Komponente besitzen,
daß die Unterdrückungseinrichtung mit den Wandlern einer der beiden Wand lergruppen verbunden ist, und
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung eine Vorverstärkerschaltung, die mit den Wandlern verbunden ist, die zu der anderen Wandlergruppe gehören, eine Schal tung zur Empfangsverzögerung und Addition, die mit der Vorverstärkerschaltung verbun den ist, ein erstes Filter, das mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und ausschließlich die Grundkomponente durchläßt, und ein zweites Filter aufweist, das mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und ausschließlich die nicht-fundamentale Komponente durchläßt.

12. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 9 in Verbindung mit Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß alle Wandler der Sonde eine Sende/Empfangsempfindlichkeit sowohl für die Grundkomponente als auch für die nicht-fundamentale Komponente aufweisen,
daß die Unterdrückungseinrichtung mit den Wandlern einer der beiden Wand lergruppen verbunden ist, und
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Vorverstärkerschaltung, die das Echosignal Kanal für Kanal von den Wandler empfängt, die sowohl zu der einen als auch zu der anderen Wandlergruppe gehören, ein erstes Filter, das mit einer Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und ausschließlich die Grundkomponente durchläßt, und ein zweites Filter aufweist, das mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und ausschließlich die nicht-fundamentale Komponente durchläßt.

13. Ultraschall-Diagnosesystem nach einem der Ansprüche 7, 10, 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung einen Empfänger zur Umsetzung der Grundkomponente und der nicht-fundamentalen Komponente, die das erste und das zweite Filter passiert haben, zu einem einzelnen Bild aus Bilddaten für den B-Modus verarbeitet werden, und einen Wandler zur Erzeugung der Anzeigebilddaten aufweist, wobei die Bilddaten für den B-Modus, die mit der Grundkomponente verknüpft sind, mit den Bilddaten für den B-Modus, die mit der nicht-fundamentalen Komponente verknüpft sind, überlagert werden.

14. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 5, dadurch gekenn zeichnet, daß die Sendeeinrichtung eine Impulsgeberschaltung zum Anlegen des Treibersignals an die Sonde aufweist, wobei die Impulsgeberschaltung gemeinsam mit der Unterdrückungseinrichtung eingesetzt wird und eine Schaltung zur Erzeugung des Treiber signals mit einem Tastverhältnis von 50% aufweist.

15. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 5, dadurch gekenn zeichnet, daß die Sendeeinrichtung eine Impulsgeberschaltung zum Anlegen des Treibersignals an die Sonde aufweist, daß die Impulsgeberschaltung gemeinsam mit der Unterdrückungseinrichtung benutzt wird und eine Schaltung zur Erzeugung des Treibersi gnals aufweist, und daß die Schaltung in einem Betrieb der Klasse A betrieben wird.

16. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 9, dadurch gekenn zeichnet, daß die Wandler der einen Wandlergruppe eine Betriebsempfindlichkeit ausschließlich gegenüber der Grundkomponente besitzen und mit der Sendeeinrichtung verbunden sind.

17. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 16, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Wandler der anderen Wandlergruppe eine Betriebsempfindlichkeit sowohl gegenüber der Grundkomponente als auch gegenüber der nicht-fundamentalen Komponente aufweisen, und
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Vorverstärkerschaltung, die mit den Wandlern der anderen Wandlergruppe verbunden ist,
eine Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition, die mit der Vorver stärkerschaltung verbunden ist,
ein erstes Filter, das mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und allein die Grundkomponente durchläßt, und
ein zweites Filter aufweist, das mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden ist und allein die nicht-fundamentale Komponente durchläßt.

18. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 9, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Wandler der anderen Wandlergruppe eine Betriebsempfindlichkeit lediglich gegenüber der nicht-fundamentalen Komponente aufweisen, und
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine erste Vorverstärkerschaltung, die mit den Wandlern der einen Wandler gruppe verbunden ist,
eine erste Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition, die mit der ersten Vorverstärkerschaltung verbunden ist,
eine zweite Vorverstärkerschaltung, die mit den Wandler der anderen Wandler gruppe verbunden ist, und
eine zweite Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition aufweist, die mit der zweiten Vorverstärkerschaltung verbunden ist.

19. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Grundkomponente aus einer Mehrzahl von unterschiedlichen Grund frequenzen besteht, und
daß die nicht-fundamentale Komponente aus mindestens einer der folgenden Frequenzen besteht: einer Summation der Grundfrequenzen, einer Differenz zwischen den Grundfrequenzen, einer Summation von nicht-fundamentalen Frequenzen hinsichtlich der Grundfrequenzen, und einer Differenz zwischen nicht-fundamentalen Frequenzen bezüglich der Grundfrequenzen.

20. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 19, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Mehrzahl von unterschiedlichen Grundfrequenzen aus zwei Frequenzen besteht, und
daß die nicht-fundamentale Komponente der Summation der Grundfrequenzen oder der Differenz zwischen den Grundfrequenzen entspricht.

21. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 20, dadurch gekenn zeichnet, daß die Dämpfungseinrichtung eine Unterdrückungseinrichtung zur absichtlichen Unterdrückung der nicht-fundamentalen Komponente aufweist.

22. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 21, dadurch gekenn zeichnet, daß die Unterdrückungseinrichtung durch ein Sendefilter zum Durchlassen lediglich der beiden Grundfrequenzen des Treibersignals, ein Übertragungs-Kerbfilter bzw. Sende-Kerbfilter zum Abschneiden der nicht-fundamentalen Komponente des Treibersignals oder eine Senderesonanzschaltung zum Durchlassen lediglich der beiden Grundfrequenzen durch Erzeugen eines Resonanzzustands lediglich während der Übertragung des Treibersi gnals gebildet ist.

23. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 22, dadurch gekenn zeichnet, daß die Sonde eine Sonde des phasengesteuerten Typs ist, bei der eine Mehrzahl von Wandlern in einer Anordnung angeordnet ist, wobei die Mehrzahl von Wandlern eine betriebliche Empfindlichkeit sowohl gegenüber der Grundkomponente als auch gegenüber der nicht-fundamentalen Komponente besitzen und in zwei Wandler gruppen unterteilt sind, die zum Senden der zu sendenden Ultraschallwelle bzw. zum Empfang der als Echo zurückkehrenden Ultraschallwelle dienen.

24. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 23, dadurch gekenn zeichnet, daß die Unterdrückungseinrichtung in entsprechender Weise für jede Gruppe der beiden Wandlergruppen vorgesehen ist.

25. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 24, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Vorverstärkerschaltung, die Echosignale von jedem der Wandler der einen und der anderen Wandlergruppe empfängt,
eine Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition, die mit der Vorver stärkerschaltung verbunden ist, und
ein erstes und ein zweites Filter enthält, die beide mit der Schaltung zur Empfangsverzögerung und Addition verbunden sind und lediglich die Grundkomponente bzw. lediglich die nicht-fundamentale Komponente durchlassen.

26. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 20, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Sendeeinrichtung zwei Impulsgeberschaltungen aufweist, die jeweils das Treibersignal erzeugen, das jede der beiden Grundfrequenzen enthält, und
daß die Sonde aus zwei Sonden besteht, von denen jede mit jeder der beiden Impulsgeberschaltungen verbunden ist.

27. Ultraschall-Diagnosesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß eine Ultraschall-Kontrastechographie durchgeführt wird, um ein Ultraschall-Kontrastbild in einem Zustand zu erhalten, bei dem ein Ultraschall-Kon trastmittel einem das Subjekt bildenden Patienten in der Form einer intravenösen Injektion verabreicht wurde, wobei das Ultraschall-Kontrastmittel nichtlineare Streuungseigen schaften bezüglich der als Echo zurückkehrenden Ultraschallwelle aufweist, die als Frequenzen die nicht-fundamentale Komponente mit einer höheren Leistung bzw. Span nung als die Grundkomponente enthält.

28. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch
eine Einrichtung zur Bereitstellung einer Information bezüglich des Zeitpunkts der Injektion des Ultraschall-Kontrastmittels, und
eine Einrichtung zum Zusammenfassen von Daten bezüglich der verstrichenen Zeit, die nach dem Beginn der intravenösen Injektion gemessen wird, mit den Anzeigebild daten, die mindestens der nicht-fundamentalen Komponente zugeordnet sind.

29. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch
eine Einrichtung zum Unterscheiden einer Geweberegion von einer anderen Region auf der Grundlage der Anzeigebilddaten, und
eine weitere Einrichtung zum selektiven Anzeigen der Geweberegion.

30. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 29, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Unterscheidungseinrichtung
eine Einrichtung zum Erzeugen von Daten für ein Referenzbild, das einen Querschnitt durch das Gewebe repräsentiert, auf der Grundlage der Anzeigebilddaten, die vor der intravenösen Injektion des Kontrastmittels erhalten wurden,
eine Einrichtung zum Erzeugen von Daten für ein Maskierungsbild der sich von der Geweberegion unterscheidenden Region unter Heranziehung der Daten des Referenz bilds, und
eine Einrichtung zum Maskieren der Anzeigebilddaten mit den Daten des Maskierungsbilds aufweist, wobei die Anzeigebilddaten nach der intravenösen Injektion des Kontrastmittels erhalten werden.

31. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 29, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Unterscheidungseinrichtung
eine Einrichtung zur Bestimmung der sich von der Geweberegion unterschei denden Region unter Heranziehung entweder eines Verhältnisses oder eines Unterschieds zwischen Pegeln der Grundkomponente und der nicht-fundamentalen Komponente, und
eine Einrichtung zum Maskieren der Anzeigebilddaten aufweist, die der sich von der Geweberegion unterscheidenden Region entsprechen.

32. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 2 oder 26, dadurch ge kennzeichnet,
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Einrichtung zum Herausgreifen der nicht-fundamentalen Komponente aus dem Echosignal und
eine Einrichtung zum Berechnen von zweidimensional aufgetragenen bzw. verteilten Daten enthält, die mit Bewegungsgeschwindigkeiten einer ein Echo reflektieren den Quelle in dem Subjekt, die die nicht-fundamentale Komponente erzeugt, verknüpft sind, wobei die Berechnung auf der Grundlage der herausgegriffenen nicht-fundamentalen Komponente erfolgt, und
daß die Anzeigeeinrichtung eine Einrichtung zur Anzeige der zweidimensional verteilten Daten für die Bewegungsgeschwindigkeiten aufweist.

33. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 32, dadurch gekenn zeichnet, daß die Geschwindigkeitsberechnungseinrichtung eine Einrichtung ist, die die Daten für die Bewegungsgeschwindigkeiten auf der Grundlage einer Doppler-Methode errechnet.

34. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 33, dadurch gekenn zeichnet, daß die Geschwindigkeitsberechnungseinrichtung ein Filter aufweist, das lediglich das Doppler-verschobene Echosignal innerhalb eines Frequenzbereichs durchläßt, der einem Geschwindigkeitsbereich entspricht, der bezüglich eines zu untersuchenden Bereichs des Subjekts bekannt ist.

35. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 32, dadurch gekenn zeichnet, daß die Geschwindigkeitsberechnungseinrichtung eine Einrichtung ist, die die Daten für die Bewegungsgeschwindigkeiten unter Heranziehung einer Kreuzkorrela tionsmethode berechnet.

36. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 2 oder 26, dadurch ge kennzeichnet,
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Einrichtung zum Herausgreifen der Grundkomponente bzw. nicht-fun damentalen Komponente aus dem Echosignal,
eine erste Einrichtung für die Berechnung eines Bilddatensatzes, der mit morphologischer Information eines Gewebes verknüpft ist, auf der Grundlage der her ausgegriffenen Grundkomponente,
eine zweite Einrichtung für die Berechnung eines Bilddatensatzes, der mit einer Bewegungsinformation bezüglich des Gewebes verknüpft ist, auf der Grundlage der her ausgegriffenen Grundkomponente,
eine dritte Einrichtung für die Berechnung eines Bilddatensatzes, der mit einer Blutverteilungsinformation in dem Gewebe verknüpft ist, auf der Grundlage der her ausgegriffenen nicht-fundamentalen Komponente,
eine vierte Einrichtung zur Berechnung eines Bilddatensatzes, der mit Blutge schwindigkeitsinformation in dem Gewebe verknüpft ist, auf der Grundlage der herausge griffenen Grundkomponente,
eine fünfte Einrichtung zur Berechnung eines Bilddatensatzes, der mit Blutge schwindigkeitsinformation in dem Gewebe verknüpft ist, auf der Grundlage der herausge griffenen, nicht-fundamentalen Komponente, und
eine Einrichtung zum Anlegen mindestens eines Satzes aus den fünf Bilddaten sätzen an die Anzeigeeinrichtung aufweist.

37. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 36, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einrichtung zur Erzeugung der Bilddaten eine Einrichtung zur gegenseitigen Überlagerung von mindestens zwei Bilddatensätzen aufweist, die aus den fünf Bilddatensätzen in Abhängigkeit von einem gewünschten Anzeigemodus ausgewählt sind.

38. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 37, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einrichtung zur Bereitstellung von Bilddaten eine Einrichtung zur Unterscheidung der Bewegungsinformation des Gewebes unter Bezugnahme auf einen gegebenen Schwellenwert sowie weiterhin zur Zuführung der unterschiedenen bzw. erkannten Bewegungsinformation zu der Überlagerungseinrichtung aufweist.

39. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 27, dadurch gekenn zeichnet, daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Einrichtung zum Herausgreifen der nicht-fundamentalen Komponente aus dem Echosignal,
eine Einrichtung zur Erzeugung von Bilddaten auf der Grundlage der nicht- fundamentalen Komponente,
eine Einrichtung zum Speichern der erzeugten Daten für eine Mehrzahl von einzelnen Bildern über eine bestimmte Zeitspanne,
eine Einrichtung zur Berechnung von zeitlich seriellen Daten, die mit einer Helligkeitsänderungskurve an einem bestimmten bzw. dem gleichen Abschnitt in einem Gebiet des Subjekts auf der Grundlage der gespeicherten Bilddaten für die Mehrzahl von einzelnen Bildern verknüpft sind, und
eine Einrichtung zur Berechnung von Daten von Eigenschaften der Helligkeits änderungskurve auf der Grundlage der berechneten zeitlich seriellen Daten aufweist, und
daß die Anzeigeeinrichtung eine Einrichtung zur Anzeige der Daten der Eigenschaften zusammen mit der Helligkeitsänderungskurve enthält.

40. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 39, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zur Bestimmung eines Zeitpunkts für die Speicherung der Bilddaten in der Speichereinrichtung zu jeder gewissen bzw. bestimmten Zeit, die mit Herzphasen verknüpft ist, auf der Grundlage einer Echokardiogramm-Information, die von dem Subjekt gewonnen ist.

41. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 40, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einrichtung zur Berechnung der zeitlich seriellen Daten eine Einrichtung zur Durchführung einer Kurvenanpassungsberechnung bezüglich der zeitlich seriellen Helligkeitsänderungsdaten mittels einer bekannten Funktion aufweist.

42. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 41, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einrichtung zur Berechnung von Eigenschaften eine Einrichtung ist, die die Eigenschaften einschließlich mindestens eines physikalischen Index berechnet, der sich auf einen maximalen Helligkeitspegel in der angepaßten Helligkeitsänderungskurve bezieht.

43. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zur Festlegung einer EKG-Torsteuerung (Echokardiogramm- Steuerung) für die Sende- und Empfangs/Verarbeitungseinrichtung mit Bezug zu einem EKG-Signal des Patienten, um das Echosignal auf der Grundlage der EKG-Torsteuerung zu erhalten.

44. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 43, dadurch gekenn zeichnet, daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung eine Einrichtung enthält, die die Anzeigebilddaten dadurch erzeugt, daß Helligkeitsänderungsdaten aus den tomographischen Datensätzen erhalten werden, die für eine Mehrzahl von Einzelbildern des Echosignals auf der Grundlage der EKG-Torsteuerung erhalten wurden.

45. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch
eine Einrichtung zur Überwachung eines biomedizinischen Signals des Subjekts, wobei sich das Signal mit dem Zeitablauf ändert,
eine Einrichtung zur Bestimmung eines Gewinnungszeitpunkts auf der Grundla ge des biomedizinischen Signals und
eine Einrichtung zur Steuerung der Sende- und Empfangs/Verarbeitungsein richtung in einen Betriebszustand zur Erlangung der Bildanzeigedaten bei dem Gewin nungszeitpunkt.

46. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 45, dadurch gekenn zeichnet, daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Einrichtung zur Speicherung von tomographischen Bilddaten, die aus dem Echosignal gewonnen wurden, das bei jedem Gewinnungszeitpunkt erhalten wurde, und
eine Einrichtung zur Erzeugung der Bilddaten bezüglich einer Helligkeits änderungskurve unter Heranziehung der gespeicherten, zeitlich seriellen tomographischen Bilddaten aufweist.

47. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 46, dadurch gekenn zeichnet, daß die Erzeugungseinrichtung eine Einrichtung ist, die einen Echopegel entweder von der Grundkomponente oder von der nicht-fundamentalen Komponente benutzt, um die Bilddaten bezüglich der Helligkeitsänderungskurve zu erzeugen, wobei die Grundkomponente und die nicht-fundamentale Komponente aus einer interessierenden Region erhalten werden, die in einem Bild der tomographischen Bilddaten bestimmt ist.

48. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 27, dadurch gekenn zeichnet,
daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung
eine Einrichtung zur Speicherung eines Satzes von tomographischen Bilddaten, die mit der nicht-fundamentalen Komponente bei einer Ultraschall-Kontrastechographie verknüpft sind, die separat vor und nach der Injektion eines Ultraschall-Kontrastmittels in den Patienten durchgeführt wird, und
eine Einrichtung zur Erzeugung der Anzeigebilddaten durch Gewinnung von Daten bezüglich der Helligkeitsänderung aus den gespeicherten tomographischen Bilddaten sätzen aufweist.

49. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 10 oder 18, dadurch ge kennzeichnet, daß die Empfangs/Verarbeitungseinrichtung eine Einrichtung zur Einstellung eines Verstärkungsfaktors für die erste bzw. die zweite Vorverstärkerschaltung aufweist.

50. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 27, dadurch gekenn zeichnet, daß mindestens die Sendeeinrichtung und/oder die Empfangs/Verarbei tungseinrichtung eine Einstelleinrichtung zur Einstellung eines Betriebsparameters, der mit dem in einem Querschnitt des Subjekts durchgeführten Senden/Empfangen des Echosignals und/oder der Erzeugung der Anzeigebilddaten verknüpft ist, in Abhängigkeit von einer Abtastposition der Sendeultraschallwelle aufweist.

51. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 50, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einstelleinrichtung in der Sendeeinrichtung enthalten ist und eine Einrichtung ist, die einen Spannungswert des Treibersignals in Abhängigkeit von einer Abtasttiefe festlegt, die durch die Abtastposition entlang des Querschnitts definiert ist.

52. Ultraschall-Diagnosesystem nach Anspruch 50, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einstelleinrichtung in der Empfangs/Verarbeitungseinrichtung enthalten ist und daß die Einstelleinrichtung eine Einrichtung zur vorhergehenden Speicherung von Korrekturdaten, die mit einer Ungleichförmigkeit des Gewinnungsparameters in Abhängig keit von der Abtastposition verknüpft sind, und eine Einrichtung zur Korrektur eines Signalpegels der nicht-fundamentalen Komponente auf der Grundlage der Korrekturdaten aufweist.

53. Ultraschall-Diagnosesystem nach einem der Ansprüche 4, 5 oder 21 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß die Sendeeinrichtung (40, 41, 42; 120, 121, 122) einen Pulsgeber (122) aufweist, der das elektrische Treibersignal erzeugt, und daß die Unterdrückungseinrichtung (123) zwischen dem Pulsgeber (122) und der Sonde (110) angeordnet ist.