DE3812434A1 - Verfahren und schaltungsanordnung zur messung der ultraschalldaempfung in einem untersuchungsobjekt - Google Patents
Verfahren und schaltungsanordnung zur messung der ultraschalldaempfung in einem untersuchungsobjektInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Messung der
Ultraschalldämpfung in einem Untersuchungsobjekt, wobei ein
Ultraschallsignal in das Untersuchungsobjekt gesandt und das
vom Untersuchungsobjekt abgegebene Echosignal untersucht wird.
Die Entwicklung der medizinischen Ultraschall-Diagnostik geschieht
vorzugsweise über die Anwendung neuer Technologien.
Darüber hinaus gibt es aber auch Anstrengungen, methodisch
Weiterentwicklungen zu betreiben. Vorschläge dazu richten sich
entweder auf neue Bildgabeverfahren, d. h. darauf, eine andere
Mischung physikalischer Parameter (z. B. Ultraschall-Computer-
Tomographie in Transmission (UCTT), Doppler-Bild) das Bild bestimmen
zu lassen. Diese sind in ihrer Anwendung auf bestimmte
Fälle beschränkt.
In einem gewissen Gegensatz dazu stehen die Ultraschall-
Reflexionsverfahren. Bei diesen Verfahren, d. h. also im Rahmen
der Echotechnik, gibt es unter dem Stichwort "Gewebsdifferenzierung"
zahlreiche Versuche, die Echoinformation anders als
bisher üblich auszuwerten, z. B. durch Frequenzanalyse, Scatter-
Scan, automatische Mustererkennung, etc. Neben solchen meist
empirischen Versuchen laufen Bemühungen zur "Quantifizierung"
des üblichen B-Bildes durch Isolierung einzelner Schallparameter
des Gewebes aus den Echosignalen. Solche Bemühungen sind
unter den Stichwörtern "Impediographie" und "Slope of Attenuation
Method" bekannt. Absorptionsmessungen aus der Frequenz
abhängigkeit der Echoamplituden sind beschrieben in dem Aufsatz
von Kuc et al., "Variance Reduction in the Characterization of
Liver Tissue Using Reflected Ultrasonic Signals, 1977 Ultrasonics
Symposium Proceedings, IEEE Cat. No 77CH1264-1SU,
pp. 219-222, durchgeführt. Da die Echosignale von einer großen
Zahl von Faktoren beeinflußt werden, ist bisher kein durch
schlagender Erfolg zu verbuchen. Dennoch bleibt es von großem
Interesse, isolierte physikalische Parameter zur Gewebsdifferenzierung
aus den Echosignalen zu gewinnen und als Bild darzustellen.
Ausgangspunkt hierfür sollte ein Reflexionsverfahren
sein, weil ein Reflexionsverfahren auf Grund seiner breiten
Anwendbarkeit und besseren Applizierbarkeit gegenüber dem Durch
schallungsverfahren viel größere Bedeutung hat.
Die vorliegende Erfindung beruht darauf, einen bisher ungenutzten
physikalischen Effekt des Ultraschalls in Wechselwirkung
mit dem Körpergewebe zu nutzen und damit denjenigen Ultraschall-
Parameter zu messen, der medizinisch besonders aussagekräftig
ist.
Zur Frage nach dem "richtigen Parameter" zeigt die vorhandene
Literatur noch größere Lücken auf. Die überzeugendsten Arbeiten
betreffen die Korrelation der "Streckendämpfung", "Ultraschall
schwächung" oder - wie diese im folgenden kurz genannt wird -
"Ultraschalldämpfung", die von den Gewebeeigenschaften abhängig
ist. Dies ist einleuchtend, weil die "Ultraschalldämpfung" des
Gewebes den stärksten Einfluß auf die Ultraschallwelle ausübt.
Der Dynamikbereich beträgt ca. 100 dB. Unter dem Begriff "Ultra
schalldämpfung" wird dabei im folgenden die Energieabnahme
durch das Zusammenwirken mehrerer Effekte verstanden: Absorption,
Streuung, Transmission von Grenzschichten, Einfluß der
Schallfeldgeometrie und des Ultraschall-Wandlers.
In der Literatur wurde bereits gezeigt, daß unterschiedliche
gesunde Gewebsarten auch unterschiedliche Dämpfungswerte besitzen.
Die Dämpfung steigt mit sinkendem Wasser- und steigendem
Proteingehalt des Gewebes. Auch wurde in der Literatur gezeigt,
daß sogar der Aktivierungszustand eines Muskels sich an der
Veränderung seines Dämpfungswertes ablesen läßt. Nach weiteren
Literaturstellen spiegeln sich auch krankhafte Veränderungen
in der Ultraschalldämpfung wider. So ist in der Literatur gezeigt,
daß Infarktgewebe des Herzens bei höheren Schallfrequenzen
(z. B. oberhalb 6 MHz) größere Schallschwächung zeigt
als gesundes Gewebe.
Besonders eindrucksvoll ist die in der Literaturstelle Miller,
J. G. et al., "Ultrasonic Tissue Characterization: Correlation
Between Biochemical and Ultrasonic Indices of Myocardial Injury",
1976 Ultrasonics Symposium Proceedings, IEEE Cat. No.
76CH1120-5SU, S. 33-43, angedeutete Klassifizierungsmöglichkeiten
von Tumoren. Wenn die aufgeführten Fälle Allgemeingültigkeit
haben, kann mittels einer Dämpfungsmessung bei üblichen
Schallfrequenzen sogar zwischen benignen und malignen Tumoren
unterschieden werden, wobei die zu fordernde Auflösung ca.
0,2 dB/Wellenlänge betragen sollte. Dieser Wert erfordert bei
einem Tumor von z. B. 1 cm Durchmesser und 2 MHz Schallfrequenz
2,7 dB Unterschiedsschwelle oder nur 36% Meßgenauigkeit. Ent
sprechendes gilt für die Unterscheidung zwischen einem Tumor
und dem umliegenden gesunden Gewebe.
Zusammenfassend lassen sich die bisherigen Versuche zur "Gewebs
differenzierung" durch Dämpfungsbestimmung so charakterisieren:
Im B-Bild wird die Dämpfung bisher nur geschätzt, z. B.
durch Einstellen einer global gleichmäßigen Bildhelligkeit in
allen Tiefen und Beobachtung von regionalen Abschattungen oder
Aufhellungen. Darüber hinaus gibt es Versuche zur Bestimmung
der Dämpfung aus der Frequenzabhängigkeit der Rückstreuung oder
durch automatische Mustererkennung.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und
eine Schaltungsanordnung zur Messung der Ultraschallschwächung
oder -dämpfung mit Hilfe eines Ultraschall-Reflexions- oder
-Transmissionsverfahren bereitzustellen. Das Verfahren und die
Schaltungsanordnung sollen sich dabei für die Erzeugung von
Ultraschall-Dämpfungsbildern des Untersuchungsobjektes eignen.
Der Erfindung liegt die Überlegung zugrunde, daß diese Aufgabe
unter Ausnutzung des Effektes der nichtlinearen Schallausbreitung
gelöst werden kann.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren gelöst,
das dadurch gekennzeichnet ist, daß in einem ersten Schritt als
Ultraschallsignal ein erster Ultraschallimpuls höherer Mittenfrequenz
und ein zweiter Ultraschallimpuls niederer Mittenfrequenz
örtlich und zeitlich überlagert in das Untersuchungsobjekt
gesandt werden, und daß anschließend in demjenigen Anteil des
reflektierten Echosignals, der mit der niederen Mittenfrequenz
als Grundwelle eines verzerrten Signals auftritt, die Zeitver
schiebung der Nulldurchgänge dieser Grundwelle gegenüber dem
nichtverzerrten Signal gemessen wird, wobei diese Zeitverschiebung
ein Maß für die Ultraschalldämpfung ist.
Diese Aufgabe wird auch erfindungsgemäß durch eine Schaltungs
anordnung gelöst, die gekennzeichnet ist durch
- a) einen ersten Ultraschallwandler zur Aussendung des ersten Ultraschallimpulses höherer Mittenfrequenz,
- b) einen zweiten Ultraschallwandler zur Aussendung des zweiten Ultraschallimpulses niederer Mittenfrequenz,
- c) einen Ultraschallempfänger zum Empfang des vom Untersuchungsobjekt reflektierten Echosignals,
- d) ein dem Ultraschallempfänger nachgeschaltetes Filter, das aus dem Echosignal ein Meßsignal ausblendet, das mit der niederen Mittenfrequenz auftritt; und
- e) eine Meßstufe zur Bestimmung der Zeitverschiebung, die den Abstandsunterschied als Nulldurchgänge des ausgeblendeten Meßsignals gegenüber dem zugehörigen emittierenden Signal bestimmt.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im folgenden anhand
der Figuren näher erläutert. Es zeigt
Fig. 1 die Verzerrung einer sinusförmigen Pulsform in einem
Wasserbad,
Fig. 2 die Überlagerung eines HF- und eines NF-Druckimpulses
und den auf die NF-Schwingung durch die HF-Schwingung ausgeübten
"Mitreißeffekt" gemäß einer ersten Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Verfahrens,
Fig. 3 die Differenz zwischen einem "mitgerissenen" NF-Druckimpuls
und einem NF-Druckimpuls ohne HF-Druckimpuls-
Überlagerung,
Fig. 4 die Überlagerung eines HF- und eines NF-Druckimpulses
und den auf die NF-Schwingung ausgeübten "Mitreißeffekt"
gemäß einer zweiten Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Verfahrens,
Fig. 5 ein Kurvenfeld für die Zeitverschiebung τ in Abhängigkeit
vom Ultraschall-Laufweg z, wobei die Dämpfung α
Parameter ist,
Fig. 6 eine Ausführung einer erfindungsgemäßen Ultraschall-
Wandler-Anordnung zur Überlagerung eines HF- und eines
NF-Druckimpulses,
Fig. 7 ein Blockschaltbild einer Schaltungsanordnung nach der
Erfindung zur Gewinnung und Darstellung der Zeitverschiebung
τ oder der Dämpfung α auf einem Sichtgerät in
Verbindung mit einem B-Bildgerät, und
Fig. 8 ein Blockschaltbild des in der Schaltungsanordnung nach
Fig. 7 einsetzbaren Phasenvergleichers.
Zunächst sollen einige Ausführungen der Physik der nicht
linearen Schallausbreitung gemacht werden.
Die Wellengleichung für die Schallausbreitung ist bekanntlich
nur in "Lagrangeschen Koordinaten", d. h. bei Beobachtung eines
mitschwingenden Massepunktes, linear. In "Eulerschen Koordinaten",
d. h. bei Betrachtung eines ortsfesten Punktes, wird die
Wellengleichung nichtlinear. Die Zustandsgrößen des Wellenfeldes
beschreiben dann zeitlich wechselnde Masseteilchen. Die
nichtlineare Wellengleichung lautet für das ebene Wellenfeld:
Hierbei ist u die Elongation, x die Ausbreitungskoordinate,
t die Zeit, δ- die Ruhedichte der Masseteilchen und E deren
Elastizitätsmodul.
Berücksichtigt man zusätzlich die Nichtlinearität des Über
tragungsmediums in Form eines quadratischen Gliedes
in der Hookeschen Gleichung
wobei p∼ der Wechseldruck, l die Länge, Δ l die Änderung der
Länge und B eine Konstante ist, so ergibt sich für die nichtlineare
Wellengleichung
Daraus folgt mit der Abkürzung
wobei c die Schallgeschwindigkeit ist.
Man kann den Term c² in Gleichung (3b) als eine zustandsabhängige
Schallgeschwindigkeit auffassen und erhält
wobei c₀ die Schallgeschwindigkeit beim Ruhedruck p₀ und
v die Schallschwelle ist.
In der ebenen Welle gilt für den Wellenwiderstand Z = p∼/v,
so daß folgt:
Im Wasser und im weichen Körpergewebe gilt näherungsweise
B/E ≈ 5, so daß sich ergibt:
Die Gleichung (6) besagt z. B., daß die Schallgeschwindigkeit c
in den Druckmaxima einer Welle höher als in den Druckminima
ist. Dementsprechend kann man einen besonderen Effekt, nämlich
eine "laufwegabhängige Verzerrung" der zeitlichen Druckpulskurve
beobachten, wenn man mit einem Ultraschall-Wandler z. B.
in einem Wasserbad einen Druckimpuls erzeugt und dessen zeitlichen
Verlauf in einem Abstand vom Ultraschallwandler registriert.
Dies ist schematisch in Fig. 1 für einen sinusförmigen
Zeitverlauf des ausgesandten Druckimpulses p∼ dargestellt.
Es werden zur Veranschaulichung nur drei Halbschwingungen
betrachtet. Die durchzogene Kurve I zeigt dabei den
unverzerrten, d. h. streng sinusförmigen Zeitverlauf p∼(t)
unmittelbar vor dem Ultraschallwandler. (Ein solcher unverzerrter
Zeitverlauf p∼(t) wird übrigens auch in einiger Entfernung
z vom Ultraschallwandler beobachtet, sofern die emittierte
Schall-Amplitude p∼ genügend klein ist). Die gestrichelte
Kurve II dagegen zeigt den Druckzeitverlauf p∼(t) des
Schalles in einer gewissen Laufstrecke z vom Ultraschall-
Wandler entfernt, sofern die emittierte Schall-Amplitude nicht
zu klein ist. Diese Kurve II, die - entgegen der Darstellung
in Fig. 1 - gegenüber der Kurve I im Körpergewebe wegen der
Dämpfung eigentlich eine kleinere Amplitude aufweist, zeigt
gegenüber der Kurve I deutlich Verzerrungen, die auf der Lauf
wegstrecke hervorgerufen werden. Diese Verzerrung äußert sich
in einer Verschiebung der Maxima und Minima gegenüber der jeweiligen
Mittellage. Gegenüber dem unverzerrten Fall (Kurve I)
treten die Maxima um die Zeitdauer T früher und die Minima um
die Zeitdauer T später auf. Der zeitliche Abstand T ist u. a.
von der Schallgeschwindigkeit c und der Laufstrecke z abhängig.
Der in Fig. 1 gezeigte Effekt der "laufwegabhängigen Verzerrung"
oder "Selbstverzerrung" läßt sich bereits bei den in der Ultraschall-
Diagnostik üblichen, verhältnismäßig geringen Sendeintensitäten
im Wasserbad experimentell deutlich nachweisen. Er
entspricht mathematisch einem Hinzutreten von Oberwellen. Im
Körpergewebe werden solche Oberwellen allerdings schnell weg
gedämpft, so daß sie bei Gewebeuntersuchungen nicht so stark
in Erscheinung treten wie im Wasserbad. Die Oberwellen werden
durch das Gewebe in unbekannter Weise gedämpft, so daß eine
Dämpfungsmessung aus der Amplitude der Oberwellen bei Gewebe
untersuchungen in der Regel nicht möglich ist.
Wie man dennoch den geschilderten Effekt der "laufwegabhängigen
Verzerrung", die infolge der Nichtlinearität der Schallausbreitung
auftritt, nutzen kann, um aus Echosignalen oder Transmissions
signalen Informationen über die "Streckendämpfung"
(Absorption, Reflexion, Beugung und Streuung zusammengenommen)
zu gewinnen, wird nach obigen Ausführungen zur Physik nun im
folgenden geschildert:
Der Grundgedanke des vorliegenden Meßprinzips besteht darin,
die in den Gleichungen (5) und (6) angedeutete Druckabhängigkeit
der Schallgeschwindigkeit c so zu nutzen, daß Laufzeit
verschiebungen entstehen, die trotz frequenzabhängiger Dämpfung
im Untersuchungsobjekt (Gewebe) gut gemessen werden können.
Man erreicht das, wenn man zwei Schallimpulse unterschiedlicher
Mittelfrequenz örtlich und zeitlich überlagert durch das
Übertragungsmedium laufen läßt. Dann kann man die transmittierten
oder vorzugsweise reflektierten Wellen auf Laufzeit
verschiebungen untersuchen.
Bei der Beschallung muß ein Kompromiß geschlossen werden hin
sichtlich der Länge der eingestrahlten Ultraschallimpulse: Je
länger die Impulse sind, d. h. je mehr einzelne Schwingungen
der betreffende Impuls enthält, desto genauer ist die Laufzeit
verschiebung und damit die Dämpfung meßbar; um so genauer wird
aber die erreichbare Ortsauflösung in Tiefenrichtung. Je kürzer
dagegen die Impulse sind, desto genauer kann die Laufwegstrecke
zwischen Ultraschallsender und reflektierender Grenzschicht
gemessen werden; die gemessene Dämpfung ist dann aber mit einem
gewissen Fehler behaftet. Bei gewissen Anwendungsflächen können
die eingestrahlten Ultraschallimpulse als Kompromiß z. B.
zwischen 5 und 10 Perioden lang sein. Unter Länge wird hier
also die Anzahl an einzelnen Schwingungen per Impuls verstanden.
Die zeitliche Überlagerung zweier sinusförmiger Schallimpulse
ist in Fig. 2 in einem Ausführungsbeispiel gemäß einem ersten
Verfahren dargestellt. Man sieht eine mit HF bezeichnete
Sinusschwingung p∼(t) großer Amplitude und vergleichsweise
hoher Frequenz, die einer mit NF bezeichneten Sinusschwingung
kleiner Amplitude und vergleichsweise niedriger Frequenz über
lagert ist. Sowohl der HF- als auch der NF-Druckpuls ist als
durchgezogene Kurve eingezeichnet. Die in Fig. 2 gezeichneten
Kurven stellen nur einen Ausschnitt der Impulse dar. Die NF-
Schwingung hat im vorliegenden Fall bevorzugt die halbe Frequenz
der HF-Schwingung:
f NF = ½ f HF .
Abweichend davon kann aber auch eine andere Frequenzrelation
gewählt werden, z. B.
f NF = ¼ f HF oder f NF = ⅛ f HF ,
etc. Die Hochfrequenz f HF ist hierbei aber stets ein
geradzahliges Vielfaches der Niederfrequenz f NF . Ein Fall mit
f NF = ¹/₃ f HF
ist nicht praktikabel, da - wie später noch deutlich werden
wird - ein breitbandiges Spektrum entsteht, das in unvorher
sehbarer Weise beim Lauf durch das Untersuchungsmedium (wie
insbesondere ein menschliches Gewebe) verändert wird.
Die NF-Schwingung ist der HF-Schwingung absichtlich so überlagert,
daß die Nulldurchgänge t₁, t₂, t₃ der NF-Schwingung in
den Maxima der HF-Schwingung liegen. Das ist wichtig für das
gezeigte Ausführungsbeispiel nach dem ersten Verfahren.
Die Wirkung der Nichtlinearität der Laufwegstrecke auf die
Schallimpulse HF und NF ist gestrichelt dargestellt. Man erkennt
in der Kurve HF (II) eine Verzerrung der HF-Schwingung
analog zu Fig. 1, d. h. eine Selbstverzerrung. Die verzerrte
HF-Schwingung HF (II) ist nicht von großem Interesse, weil die
"Selbstverzerrung" durch die frequenzabhängige Gewebedämpfung
stark gemildert wird, so daß die Verschiebung der Maxima und
Minima gering ausfällt. Wegen der geringen Amplitude der
NF-Schwingung bleibt die entsprechende (nicht eingezeichnete)
Kurve NF (II) praktisch unverzerrt, d. h. die Verzerrung der NF-
Schwingung analog zu Fig. 1 ("Selbstverzerrung") ist von noch
geringerer Bedeutung. Von starkem Interesse ist aber die als
Kurve WW eingezeichnete Wirkung der HF-Schwingung auf die NF-
Schwingung. Hier kommt eine Wechselwirkung zwischen HF- und
NF-Schwingung zustande. Die Druckmaxima der HF-Schwingung
beschleunigen gemäß Gleichung (6) die Bewegung der Nulldurchgänge
(Zeitpunkte t₁, t₂, t₃ . . .) der NF-Schwingung, d. h. diese
treten zu den Zeiten t₁′, t₂′, t₃′ . . . und im Zeitabstand
früher (vor t₁, t₂ bzw. t₃) auf, und sie verzögern das Fort
schreiten der Druckextrema der NF-Schwingung, d. h. diese
treten zeitlich später auf. Die Einwirkung der HF-Schwingung
auf die NF-Schwingung kann man als "Mitreißeffekt" und die
Kurve WW als "mitgerissene NF-Schwingung" bezeichnen. Die Zeit
differenz der Nulldurchgänge der unverzerrten Kurve NF und der
"mitgerissenen" Kurve WW, z. B. t₁-t₁′, ist mit τ bezeichnet.
Fig. 3 zeigt eine mögliche Methode zur Messung des Zeitabstandes
τ. Diese Methode macht sich die bekannte Tatsache zunutze,
daß die Differenzkurve zweier gegeneinander phasenverschobener
Schwingungen in der Amplitude von der gegenseitigen Phasenlage
abhängig ist.
In Fig. 3 ist durchgezogen die Amplitudendifferenz zwischen der
verzerrten ("mitgerissenen") und der unverzerrten NF-Schwingung
aufgetragen, d. h. WW(t) - NF(t). Eine der beiden Schwingungen
wird vor der Differenzbildung gespeichert, um sie für
die Differenzbildung zur Verfügung zu haben. Die gestrichelt
eingezeichnete Grundwelle der Differenzkurve WW(t) - NF(t) ist
mit GW bezeichnet. Man erkennt, daß die wesentliche Komponente
der Differenzkurve bei der Frequenz f NF der NF-Schwingung
liegt. Auch wenn die Oberwellen, die zusammen mit der Grundwelle
GW die Differenzkurve WW(t) - NF(t) ergeben, weggedämpft
werden, bleibt die Grundwelle GW und damit deren Zeitverschiebung
τ erhalten und kann gemessen werden, wie entsprechende
Laborversuche bestätigt haben. Die Amplitude der Grundwelle GW
ist ein Maß für die Phasenverschiebung zwischen den Kurven
WW(t) und NF(t) und damit für die zeitliche Differenz ihrer
Nulldurchgänge τ.
Je stärker nun die HF-Schwingung beim Durchgang durch das Gewebe
in ihrer Amplitude gedämpft wird, desto mehr sinkt der
geschilderte Effekt des "Mitreißens" der NF-Schwingung durch
die HF-Schwingung, d. h. desto kleiner wird der Zeitabstand τ.
Dieser Zeitabstand τ wird sorgfältig gemessen. Hierzu gibt es
verschiedene Verfahren, z. B. das in Fig. 3 gezeigte Überlagerungs
verfahren. Aus dem Zeitabstand τ kann auf die Dämpfung
geschlossen werden. τ = 0 entspricht dem Fall einer total weg
gedämpften HF-Schwingung, und τ = t max (mit τ max gleich einem
Maximalwert) entspricht dem ungedämpften Fall. Der Maximalwert
τ max ist abhängig von der Laufwegstrecke und der Amplitude
der HF-Schwingung.
Dies stellt sich in Formeln folgendermaßen dar:
Daraus ergibt sich die Pulslaufzeit t p zu
und die Zeitverschiebung τ durch den Mitreißeffekt zu
Demgemäß stellt sich ein erstes Verfahren zur Dämpfungsmessung
nach Fig. 4 wie folgt dar: In einem ersten Schritt wird nur die
NF-Schwingung ausgesandt. Ein Registriergerät kann dann die
Nulldurchgänge der transmittierten oder reflektierten NF-Schwingung
NF (II) registrieren. In einem zweiten Schritt werden nach
der Zeit die NF-Schwingung und die HF-Schwingung ganz analog
zu Fig. 2 gemeinsam ausgesandt, d. h. die Nulldurchgänge der NF-
Schwingung fallen mit den Zeitpunkten der Maximalwerte der HF-
Schwingung zusammen. Das Registriergerät registriert die Null
durchgänge der nunmehr verzerrten und verschobenen NF-Wechsel
wirkungsschwingung WW, wobei es sich entweder um transmittierte
oder reflektierte Signale handelt. Aus einem Vergleich dieser
beiden Messungen läßt sich die Zeitverschiebung τ und daraus
die Dämpfung ermitteln. Beispielsweise ergibt sich τ auch aus
τ = T₁ - T₂, wobei T₁, T₂ die Laufzeiten der beiden Schritte
sind. Selbstverständlich können die beiden genannten Schritte
auch zeitlich vertauscht werden. Auch kann der gesamte Signalverlauf
NF (II) nach dem ersten Schritt gespeichert und dann
während oder nach dem zweiten Schritt mit dem Signalverlauf WW
gemäß Fig. 3 verglichen werden. Beispielsweise wird das gespeicherte
Echo NF (II) mit dem folgenden, ebenfalls gespeicherten
Echo WW verglichen, wobei die Amplitude der Differenzkurve
entsprechend Fig. 3 ein Maß für τ ist.
Eine Steigerung der Meßempfindlichkeit ergibt sich gegenüber
diesem Vorgehen nach folgendem zweiten Verfahren, dessen Prinzipien
in Fig. 5 und 6 angedeutet sind.
Es wird die Phasenlage der HF-Schwingung relativ zur NF-
Schwingung derart eingestellt, daß die Nulldurchgänge t₁, t₂,
t₃ . . . der NF-Schwingung jetzt in den Druckminima der HF-
Schwingung liegen. Gegenüber Fig. 2 liegt also eine 180°-Verschiebung
vor. Das ist in Fig. 5 dargestellt und in Fig. 6 durch
gegengerichtete Pfeile versinnbildlicht. Im Vergleich mit der
bisherigen Lage der Nulldurchgänge t₁, t₂, t₃ . . . (Fig. 2) ergibt
sich jetzt eine Verschiebung der Meßgröße τ nach rechts
und gleichzeitig eine Verdopplung dieser Meßgröße τ:
Dies wird im Vergleich mit Gleichung (9) deutlich.
Nach diesem zweiten Verfahren wird also ebenfalls in einem
ersten Schritt die NF-Schwingung ausgesandt, und es werden
deren Nulldurchgänge in einem Registriergerät registriert. In
einem zweiten Schritt werden gleichzeitig die NF-Schwingung
und die HF-Schwingung gemäß Fig. 5 ausgesandt, d. h. die Null
durchgänge der NF-Schwingung fallen mit den Minimalwerten der
HF-Schwingung zusammen. Das Registriergerät registriert auch
hier wieder die Nulldurchgänge der verzerrten NF-Schwingung
WWl. Aus dem Vergleich der beiden Messungen läßt sich wieder
die Meßgröße t ermitteln.
Setzt man für HF (z) einmal den Druckverlauf auf dem
Zentralstrahl eines Ultraschall-Wandlers im Wasserbad ein, d. h.
HF (z) = HFW (z),
das andere Mal den durch z. B. eponentielle Dämpfung veränderten
Druckverlauf HFW (z) e- α z , wobei α der Dämpfungsexponent
ist, so erhält man ein Kurvenfeld gemäß Fig. 7. Dargestellt ist
ein Kurvenfeld für die Zeitverschiebung α in Abhängigkeit vom
Laufweg z und der Dämpfung α. Das gezeichnete Diagramm τ (z)
wurde für einen Ultraschall-Wandler von 2 MHz, einer Sendespannung
von 70 Volt (Spitze-Spitze) und einem Spitzendruck von
4 bis 5 bar ermittelt. Es ist ersichtlich, daß die Zeitverschiebung
τ mit wachsendem Dämpfungsexponenten α absinkt. Dabei entspricht
α = 0 dem Dämpfungsexponenten des Wasserbades. Erhält
man nun z. B. für eine Tiefe z den Meßwert τ z für die Zeitver
schiebung, so kann man aus dem Kurvenfeld nach Fig. 7 den
(mittleren) Dämpfungsexponenten α als Parameter ablesen. Wird
also z. B. nach dem erfindungsgemäßen Verfahren τ = 50 ns gemessen
und wird aus einer Laufzeitmessung z. B. z = 10 cm ermittelt,
so liefert das Diagramm im eingezeichneten Punkt P eine
mittlere Dämpfung α = 0,58 dB/cm auf der Strecke von 10 cm.
Soll nicht nur eine mittlere Dämpfung oder Ersatzdämpfung,
sondern ein längs der Tiefe z variabler Dämpfungsgang ermittelt
werden, so müssen Meßwerte für die Zeitverschiebung an vielen
Stellen z gewonnen werden, d. h. an all den Stellen z, an denen
Echos auftreten. Dabei muß ein Mindestabstand für den Meßvorgang
selbst berücksichtigt werden. Bei hinreichend feinem Abstand
der Meßpunkte findet an die zwischen zwei Meßpunkten
wirksame Dämpfung auf Grund des Steigungsmaßes
wiederum aus einer Kurvenschar gemäß der rechten Seite obiger
Gleichung (11), die aus Fig. 7 durch Differenzierung gewonnen
wird, und erhält die Dämpfungsexponenten durch Ablesen des
Kurvenparameters α. Die ortsabhängige Dämpfungsverteilung
α (z) läßt sich dann als Bild z. B. über Helligkeitsmodulation
oder mittels Farbcodierung zusätzlich im B-Bild darstellen.
Das geschilderte Meßprinzip, das von einer Reflexionsstelle
im Wasserbad ausging, kann auf Echosignale von "weichen"
Reflexionsstellen, wie sie in weichem Körpergewebe vorkommen,
übertragen werden. Die Größe der Ultraschallechos kann das
Ergebnis nicht entscheidend beeinflussen, weil die Information
in einer Laufzeitänderung τ steckt, welche nur geringfügig von
der Größe der Echoamplitude abhängt. Diese geringfügige Abhängigkeit
rührt daher, daß auch auf dem Rücklaufweg nichtlineare
Effekte wirken. Da aber die Echoamplitude in der Regel kleiner
ist als ¹/₁₀ der Amplitude des einfallenden Ultraschalls,
bleibt der Effekt gering. Auch die geometrische Form der eine
Reflexion bewirkenden Grenzschicht und damit die Frequenzab
hängigkeit der Reflexion spielt keine Rolle, weil keine neu
erzeugten Frequenzen vermessen werden und Pulsformänderungen
die Messung der Laufzeitdifferenz τ (zwischen 0° und 180°-Überlagerung)
nicht verfälschen.
Das vorliegende Meßprinzip geht allerdings davon aus, daß
Bewegungen der reflektierenden Grenzschicht nur so langsam verlaufen,
daß zwischen zwei aufeinanderfolgenden Impulsen (bei
0°-Überlagerung nach Fig. 2; oder bei 180°-Überlagerung nach
Fig. 5) die Laufzeitunterschiede klein gegen den hier ausgenutzten
Effekt bleiben. Dies bedeutet bei einem Pulsabstand
= 300 µs und einer Auflösung von 0,1 ns eine Geschwindigkeit
von 0,25 mm/s. Da solche (geringen) Bewegungsgeschwindigkeiten
in der medizinischen Diagnostik häufig vorkommen können, ist
bevorzugt vorgesehen, das Meßprinzip dahingehend zu modifizieren,
daß eine Phasenumschaltung der Überlagerung von HF- und
NF-Impulsen oder auch eine kontinuierliche Verschiebung von 0°
auf 180° und zurück häufig wiederholt wird, z. B. alle 300 µs.
Es handelt sich also um einen Mitteilungsvorgang, bei dem das
erwähnte 1. und 2. Verfahren abwechselnd mehrfach wiederholt
und aus den Messungen jeweils ein Mittelwert für den Zeitunter
schied τ gebildet wird. Da es unwahrscheinlich ist, daß eine
Bewegung der reflektierenden Grenzschicht mit derselben Frequenz
hin- und hergeht, wird damit eine Unterscheidungsmöglichkeit
gegeben. Meßunsicherheiten können so reduziert werden. Die
zugehörige Signalverarbeitung ist weiter unten beschrieben.
Das vorliegende Meßprinzip geht weiter davon aus, daß der NF-
Puls räumlich voll von einem HF-Puls umschlossen wird, der
nach Möglichkeit energetisch homogen ist.
Wie Messungen gezeigt haben, bleibt die eingestellte Phase 0°
oder 180° (Maxima- bzw. Minima-Einstellung) nur im Fernfeld
der Ultraschall-Wandler, d. h. im Fokusbereich, ungestört, so
daß die Pulsüberlagerung von Nahfeldern nach Möglichkeit zu
vermeiden ist. Eine an dieser Forderung orientierte Wandler
anordnung wird anschließend noch erklärt.
Es soll noch erwähnt werden, daß sich eine Steigerung der
Empfindlichkeit erzielen läßt, wenn man einen hohen V-Wert
wählt, wobei V das Verhältnis der HF-Amplitude zur NF-Amplitude
ist.
In Fig. 8 ist eine Realisierungsmöglichkeit für die angestrebte
Überlagerung akustischer Pulse gezeigt. In einem Wasserbad 2
befindet sich ein HF-Ultraschall-Wandler 4 von z. B. 4 MHz
Mittenfrequenz, der eine lange Schallkeule oder einen langen
"Brennschlauch 6" des Ultraschallfeldes erzeugt, z. B. nach der
in der DE-PS 28 55 143 angegebenen Methode. Am Anfang des
Brennschlauches 6 liegt ein akustischer Halbspiegel 8, den das
Feld des HF-Ultraschall-Wandlers 4 unter z. B. 45° durchsetzt,
wobei die Intensität nur geringfügig geschwächt wird. Über
diesen Halbspiegel 8 wird das Feld eines NF-Ultraschall-Wandlers
10 eingeblendet. Dieser hat eine Mittenfrequenz von z. B. 2 MHz.
Die gezeigte Einspiegelung verhindert die Überlagerung von Nahfeldern
mit ihren Problemen der Einhaltung der Phasenbedingung,
wonach die Nullpunkte der NF-Schwingung nach dem ersten Verfahren
stets mit den Maxima (s. Fig. 2) oder nach dem zweiten
Verfahren stets mit dem Minima (s. Fig. 5) der HF-Schwingung
zusammenfallen sollten. Das Feld des HF-Ultraschall-Wandlers 4
ist so breit gehalten, daß das Feld 12 des NF-Ultraschall-
Wandlers 10 gut "überdeckt" wird, d. h. insbesondere, daß die
-3-dB-Schallfeldbreite des HF-Feldes 6 gleich oder größer als
die des NF-Feldes ist. Das NF-Feld 12 "paßt" also gut in das
HF-Feld 6 hinein. Der Fokusbereich ist mit 14 bezeichnet.
Die anhand von Fig. 8 diskutierte Wandleranordnung kann nun mit
einer Signalverarbeitungsschaltung betrieben werden, die im
Blockschaltbild nach Fig. 9 dargestellt ist.
Nach Fig. 9 erzeugt ein Pulsgenerator 20 ein Signal mit der Frequenz
f HF . Es kann sich dabei z. B. bevorzugt um ein Rechtecksignal
mit 1 bis 10 Perioden pro Puls handeln. Ein Generator
21 stößt den HF-Pulsgenerator 20 mit der Wiederholfrequenz f p =1/
an. Die Wiederholfrequenz f p legt die Anzahl der Impulse
(jeweils mit mehreren Schwingungen) pro Sekunde fest. Die vom
Pulsgenerator 20 abgegebenen HF-Impulse gehen zum einen direkt
und zum anderen auch invertiert durch eine Invertierstufe 23
auf die Kontakte eines Umschalters 24. Von hier wird wahlweise
das nicht-invertierte oder das invertierte Signal über einen
Endverstärker 25 auf den HF-Ultraschall-Wandler 4 geleitet, der
gemäß Fig. 8 angeordnet ist. Dieser gibt bei Aktivierung durch
das Signal Ultraschallimpulse mit jeweils vorbestimmter Anzahl
von sinusförmigen Schwingungen ab.
Die vom HF-Pulsgenerator 20 gelieferten HF-Pulse werden außerdem
bezüglich ihrer Frequenz mittels eines Flip-Flop 26 durch
2 geteilt, so daß NF-Pulse mit der Frequenz f NF = 0,5 f HF = 1/T NF
entstehen. Diese NF-Impulse gelangen über ein Laufzeitglied
27 mit einstellbarer Laufzeit τ a und über einen Verstärker
28 auf den Ultraschall-Wandler 10, der gemäß Fig. 8 ausgebildet
ist. Im Laufzeitglied 27 wird die Verzögerungszeit τ a
so eingestellt, daß die NF-Druckpulse am Beginn des Brennschlauches
12 (vgl. Fig. 8) die gewünschte Phasenlage zueinander haben.
Die Messung beginnt mit einem Startsignal an einer Klemme 29,
welches Signal eine wiederholte Umpolung des HF-Feldes einleitet.
Das "Start"-Signal wird zum Schließen eines Schalters 30
verwendet, der das Ausgangssignal (Frequenz f p ) des Generators
21 auf einen Frequenzteiler 31 weiterleitet. Hier findet eine
Frequenzuntersetzung im Verhältnis 1 : 2 statt. Das Ausgangssignal
des Frequenzteilers 31, das also speziell die Frequenz f p /2
besitzt, wird zur Betätigung des Umschalters 24 verwendet. Die
Bauelemente 30, 31, 24 bewirken, daß das eine Mal die Maxima
(vgl. Fig. 2), das andere Mal die Minima (vgl. Fig. 5) der HF-
Schwingung mit den Nullpunkten t₁, t₂, t₃ der NF-Schwingung
zusammenfallen.
Echosignale, die vom NF-Ultraschall-Wandler 10 nach jedem
Sendepuls abgegriffen werden können, werden mittels eines an
sich bekannten TGC oder Tiefenausgleichsverstärkers 32 in ihrer
Amplitudendynamik eingeschränkt oder normiert. Der Ausgang des
Tiefenausgleichsverstärkers 32 ist dabei an ein übliches B-Bildgerät
50 angeschlossen. Der TGC 32 wird dabei vom Ausgang des
Generators 21 getriggert. Anschließend werden mittels eines
Tores 33 nur Echos aus einem vorgebbaren Tiefenbereich ausgewählt.
Die Auswahl erfolgt über die Zeiten τ z , τ Δ z mittels
einer Einstellstufe 34, die ebenfalls vom Generator 21 getriggert
ist. τ Δ z ist dabei das gewählte Zeitfenster und t z
charakterisiert den Beginn des Zeitfensters.
Ein an das Tor 33 anschließender Bandpaß 36 läßt nur das
Spektrum der NF-Pulse passieren. Er unterdrückt die restlichen
HF-Pulse, welche noch vom NF-Wandler 10 empfangen werden. Die
durchgelassenen NF-Pulse werden einem Phasenmeßglied oder
-vergleicher 37 zugeführt. Dessen Schaltbild ist in Fig. 10
dargestellt. Es wird später erläutert.
Der Phasenvergleicher 37 ist auf die Frequenz des Generators 21
eingestellt. An seinem Ausgang erscheint eine Wechselspannung
der Frequenz f p , deren Amplitude im "eingeschwungenen Zustand"
ein Maß für die Zeitverschiebung τ auf Grund des erläuterten
Effekts der Nichtlinearität ist. Diese Amplitude wird durch
Demodulation in einem Gleichrichter 38 und einem Tiefpaßfilter
39 gemessen. Die obere Grenzfrequenz des Tiefpaßfilters 39 liegt
unterhalb der Frequenz, mit der Bewegungen der reflektierenden
Grenzschicht im Untersuchungsgebiet auftreten können. Zusammen
mit der Mittelwertbildung aus mehreren Messungen des Zeitunter
schiedes τ werden somit Meßunsicherheiten reduziert. Ein an
schließender Schalter 40 sorgt dafür, daß nur Meßwerte zur
Auswerteschaltung, vorliegend einem Rechner 41, gelangen, die
eine gewisse Zeit τ M nach Meßbeginn, d. h. nach einer gewissen
Zahl von Umpolungen des HF-Feldes entstehen, wenn also der "ein
geschwungene Zustand" vorliegt. Zu diesem Zweck wird das
"Start"-Signal einem Zeitglied 42 zugeführt, das die Verzögerungs
zeit t M besitzt und das den Schalter 40 betätigt. Der
Rechner 41 ermittelt für jede Tiefe z aus die zugehörige
Dämpfung. Die Differenzen der -Werte für benachbarte Tiefen
z können zum Bildaufbau für "Dämpfungsbilder" in einem Bildgerät
43 verwendet werden. Der Rechner 41 wird auch zur
Steuerung des TGC 32 über eine Steuerleitung 44 eingesetzt.
Der Phasenvergleicher 37 arbeitet nach Fig. 10 so, daß er das
NF-Signal vom Ausgang des Tores 33 zunächst amplitudenmäßig in
einem Begrenzer 51 begrenzt, um die Nulldurchgänge t₁, t₂, t₃
zu gewinnen. Das Signal wird anschließend in einem Verzögerungsglied
52 um ± T NF /2 verzögert. Das unverzögerte Signal wird
mit dem verzögerten Signal in einer Vergleichs- oder Subtrahierstufe
53 verglichen. Wenn keine Verschiebung τ vorliegt (τ = 0),
ist das Ergebnis des Vergleichs im eingeschwungenen Zustand
Null. Liegt dagegen eine Verschiebung vor (τ ≠ 0), so ergibt
sich ein Rechtecksignal der Grundfrequenz f p . Zur Sicherung
gegen Bewegungsartefakte wird mit Hilfe eines Bandpaßfilters 54
nur diese Grundfrequenz f p herausgesucht. Das Ausgangssignal
des Bandpaßfilters 54 wird in einem Verstärker 55 verstärkt und
dann an das Bauglied 38 (s. Fig. 9) weitergeleitet. Die Amplitude
des weitergeleiteten Signals ist ein Maß für die Verschiebung.
Die Auswertung der Meßsignale geschieht nach dem vorher
geschilderten Parameterverfahren (s. Fig. 7) durch Vergleich mit
Tabellenwerten, die in dem Rechner 41 gespeichert sind.
Die Realisierung der Signalverarbeitung kann entweder analog
oder digital mittels des Rechners 41 geschehen.
Die beschriebene Realisierung des dargestellten Meßprinzips
kann selbständig sein oder kann im B-Bild-Gerät 50 integriert
werden.
Das Meßergebnis α kann z. B. dazu dienen, die Tiefenausgleichsfunktion
nicht subjektiv, sondern in reproduzierbarer Form anhand
eines Meßwertes (u. U. automatisch) einzustellen, so daß
ein Schritt in Richtung auf ein quantitatives B-Bild (Bild
normung, Austauschbarkeit, Reproduzierbarkeit) getan ist.
Die aufgezeigte Dämpfungsmessung kann aber auch dazu dienen,
bestimmte interessierende Bereiche (z. B. ein Krebsgeschwür)
bezüglich seiner Dämpfung längs einer Strecke zwischen zwei Echo
signalen (Ein- und Austrittsecho) zu vermessen. Auf diese Weise
kann ein "Dämpfungsbild" nur für den interessierenden Bereich
erzeugt werden.
Andererseits lassen sich auch vollständige Bilder aufbauen.
Diese können die Streckendämpfung z. B. in Helligkeitsmodulation
oder farbkodiert dem B-Bild überlagert darstellen. Dann würde
man nur ein einziges Darstellungsgerät benötigen.
Zusammenfassend läßt sich also folgendes feststellen: Der
Effekt der nichtlinearen Schallausbreitung wird vorliegend
dazu herangezogen, unterschiedliche Laufwegsdämpfungen des
Ultraschalls in unterschiedliche zeitliche Verschiebungen der
Ultraschallechoimpulse zu transformieren. Da Laufzeiten gut,
d. h. fast unabhängig von Nebeneffekten meßbar sind, ergibt
sich so eine genauere Meßmethode als bisher verfügbar. Die
Dämpfungsmeßwerte sind von Interesse bei der Gewebsdifferenzierung
mit Ultraschall, z. B. zur Tumordiagnostik, aber auch
zur Quantifizierung und Normierung des bisher verwendeten
B-Bildes.
Claims (35)
1. Verfahren zur Messung der Ultraschalldämpfung in einem
Untersuchungsobjekt, wobei ein Ultraschallsignal in das Unter
suchungsobjekt gesandt und das vom Untersuchungsobjekt abge
gebene Echosignal untersucht wird, dadurch
gekennzeichnet, daß in einem ersten Schritt
als Ultraschallsignal ein erster Ultraschallimpuls (HF) höherer
Mittenfrequenz (f HF ) und ein zweiter Ultraschallimpuls (NF)
niederer Mittenfrequenz (f NF ) örtlich und zeitlich überlagert
in das Untersuchungsobjekt gesandt werden, und daß anschließend
die durch nichtlineare Effekte auf der Untersuchungsstrecke vom
ersten Ultraschallimpuls (HF) hervorgerufene Zeitverschiebung
( τ ) der Nulldurchgänge der Grundwelle des zweiten Ultraschall
impulses (NF) der Echo- oder Transmissionssignale gegenüber
dem nicht zeitverschobenen zweiten Ultraschallimpuls (NF) gemessen
wird, wobei diese Zeitverschiebung ( τ ) ein Maß für die
Ultraschalldämpfung ( α ) ist.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß beim Aussenden der beiden
Ultraschallimpulse (HF, NF) die Nulldurchgänge (t₁, t₂, t₃)
des zweiten Ultraschallimpulses (NF) mit den Maxima des ersten
Ultraschallimpulses (HF) zeitlich zusammenfallen (Fig. 2).
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß beim Aussenden der beiden Ultraschallimpulse
(HF, NF) die Nulldurchgänge (t₁, t₂, t₃) des zweiten
Ultraschallimpulses (NF) mit den Minima des ersten Ultra
schallimpulses (HF) zeitlich zusammenfallen (Fig. 5).
4. Verfahren nach Anspruch 2 und 3, dadurch
gekennzeichnet, daß abwechselnd ein erster und
zweiter Ultraschallimpuls (HF bzw. NF), bei denen die Null
durchgänge des zweiten und die Maxima des ersten Ultraschall
impulses zeitlich zusammenfallen, und ein erster und zweiter
Ultraschallimpuls (HF bzw. NF), bei denen die Nulldurchgänge
des zweiten und die Minima des ersten Ultraschallimpulses zeitlich
zusammenfallen, in das Untersuchungsobjekt gesandt werden.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch
gekennzeichnet, daß der erste und zweite
Ultraschallimpuls (HF, NF) jeweils etwa 10 Schwingungen umfaßt.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch
gekennzeichnet, daß der erste und der zweite
Ultraschallimpuls (HF, NF) jeweils eine vorgegebene Zahl von
Sinusschwingungen umfaßt (Fig. 2 und 5).
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch
gekennzeichnet, daß die Amplitude des ersten
Ultraschallimpulses (HF) beträchtlich größer ist als die
Amplitude des zweiten Ultraschallimpulses (NF) (Fig. 2 und 5).
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch
gekennzeichnet, daß die höhere Mittenfrequenz
(f HF ) ein geradzahliges Vielfaches der niederen Mittenfrequenz
(f NF ) ist.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß die Frequenzen (f HF , f NF ) sich um den
Faktor 2 unterscheiden.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch
gekennzeichnet, daß aus der Zeitverschiebung
( τ ) die Dämpfung ( α ) berechnet wird.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch
gekennzeichnet, daß die Messung der
Zeitverschiebung ( τ ) für verschiedene Laufwegstrecken (z)
wiederholt wird.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 11 und 12, dadurch
gekennzeichnet, daß die Dämpfung
( α ) in Abhängigkeit von der Laufwegstrecke (z) im Bild auf
einem Monitor dargestellt wird.
13. Schaltungsanordnung zur Durchführung des Verfahrens nach
einem der Ansprüche 1 bis 12, gekennzeichnet durch
- a) einen ersten Ultraschallwandler (4) zur Aussendung des ersten Ultraschallimpulses (HF) höherer Mittenfrequenz (f HF );
- b) einen zweiten Ultraschallwandler (10) zur Aussendung des zweiten Ultraschallimpulses (NF) niederer Mittenfrequenz (f NF );
- c) einen Ultraschallempfänger (10) zum Empfang des vom Unter suchungsobjekt reflektierten Echosignals;
- d) ein dem Ultraschallempfänger (10) nachgeschaltetes Filter (36), das aus dem Echosignal ein Meßsignal ausblendet, das mit der niederen Mittenfrequenz (f NF ) auftritt; und
- e) eine Meßstufe (37 bis 39) zur Bestimmung der Zeitverschiebung ( τ ), die den Abstandsunterschied der Nulldurchgänge (t₁′, t₂′, t₃′) des ausgeblendeten Meßsignals gegenüber der Nulldurchgänge (t₁, t₂, t₃) des zugehörigen emittierten Signals (NF) bestimmt.
14. Schaltungsanordnung nach Anspruch 13, dadurch
gekennzeichnet, daß in der Meßstufe (37 bis 39)
zur Unterscheidung von Bewegungsartefakten ein Tiefpaßfilter
(39) vorgesehen ist, dessen Grenzfrequenz niedriger ist als die
Bewegungsfrequenz von Grenzschichten im Untersuchungsgebiet.
15. Schaltungsanordnung nach Anspruch 13, dadurch
gekennzeichnet, daß ein gemeinsamer Hochfrequenz-
Pulsgenerator (20) vorgesehen ist, der den ersten Ultraschall
wandler (4) direkt mit seiner Ausgangsfrequenz (f HF ) und den
zweiten Ultraschallwandler (10) über einen Frequenzteiler (26)
mit verringerter Ausgangsfrequenz f NF ) steuert.
16. Schaltungsanordnung nach Anspruch 15, dadurch
gekennzeichnet, daß als Frequenzteiler (26) ein
solcher vorgesehen ist, der die Ausgangsfrequenz (f HF ) des
Hochfrequenz-Pulsgenerators (20) auf den halben Wert herabsetzt.
17. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 16,
dadurch gekennzeichnet, daß einem
der Ultraschallwandler (4, 10) ein Schaltglied (23, 24) vorge
schaltet ist, mit dem sich die Lage der Nulldurchgänge des
ersten Ultraschallimpulses (HF) gegenüber der Lage der Null
durchgänge des zweiten Ultraschallimpulses (NF) einstellen
läßt.
18. Schaltungsanordnung nach Anspruch 17, dadurch
gekennzeichnet, daß die niedere Mittenfrequenz
(f NF ) die Hälfte der höheren Mittenfrequenz (f HF ) ist, und
daß das Schaltglied (23, 24) so ausgestaltet ist,
- a) daß bei einer ersten Schaltstellung der Nulldurchgänge (t₁, t₂, t₃) des zweiten Ultraschallimpulses (NF) mit den Maxima des ersten Ultraschallimpulses (HF) zusammenfallen, und
- b) daß bei einer zweiten Schaltstellung die Nulldurchgänge (t₁, t₂, t₃) des zweiten Ultraschallimpulses (NF) mit den Minima des ersten Ultraschallimpulses (HF) zusammenfallen.
19. Schaltungsanordnung nach Anspruch 18, dadurch
gekennzeichnet, daß das Schaltglied (23, 24)
eine Invertierstufe (23) für den ersten Ultraschallimpuls (HF)
umfaßt.
20. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 15 bis 19,
dadurch gekennzeichnet, daß zum Anstoßen
des Hochfrequenz-Pulsgenerators (20) mit vorgegebener
Wiederholfrequenz (f p ) diesem ein Generator (21) vorgeschaltet
ist.
21. Schaltungsanordnung nach Anspruch 19 und 20, dadurch
gekennzeichnet, daß der Ausgang des Generators
(21) mit dem Betätigungsorgan des Schaltgliedes (23, 24) über
einen Schalter (30), der bei Abgabe eines Startsignals geschlossen
ist, und über einen Frequenzuntersetzer (31) verbunden ist.
22. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 21,
dadurch gekennzeichnet, daß als Ultraschallempfänger
(10) zum Empfang des vom Untersuchungsobjekt
reflektierten Echosignals der zweite Ultraschallwandler (10)
vorgesehen ist.
23. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 22,
dadurch gekennzeichnet, daß dem
Ultraschallempfänger (10) ein Tor (33) zur Auswahl eines Echosignales
aus einem an einem Einstellglied (34) vorgegebenen
Tiefenbereich (z) nachgeschaltet ist.
24. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 23,
dadurch gekennzeichnet, daß die
Meßstufe (37 bis 39) einen Phasenvergleicher (37) umfaßt.
25. Schaltungsanordnung nach Anspruch 24, dadurch
gekennzeichnet, daß der Phasenvergleicher (37)
eine Vergleichsstufe (53) besitzt, dem das Meßsignal sowohl
unverzögert als auch um einen vorgegebenen Betrag (±T NF /2)
verzögert zugeführt ist.
26. Schaltungsanordnung nach Anspruch 24 oder 25,
dadurch gekennzeichnet, daß dem Phasenvergleicher
(37) ein Gleichrichter (38) und diesem ein Tief
paßfilter (39) nachgeschaltet ist.
27. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 26,
dadurch gekennzeichnet, daß zwecks
Messung nur im eingeschwungenen Zustand der Meßstufe (37 bis
39) ein Zeitglied (42) zugeordnet ist, das nach Ablauf einer
vorgegebenen Zeitspanne ( τ M ) einen Schalter (40) betätigt,
der zur Weiterleitung des Meßsignals vorgesehen ist.
28. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 27,
dadurch gekennzeichnet, daß das
Ausgangssignal der Meßstufe (37 bis 39) einem Rechner (41)
zugeführt ist.
29. Schaltungsanordnung nach Anspruch 27 oder 28,
dadurch gekennzeichnet, daß dem Rechner
(41) ein Bildgerät (43) nachgeschaltet ist.
30. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 28,
dadurch gekennzeichnet, daß an den
Ausgang des Ultraschallempfängers (10) ein B-Bildgerät (50)
angeschlossen ist.
31. Schaltungsanordnung nach Anspruch 30, dadurch
gekennzeichnet, daß sie in das B-Bildgerät (50)
integriert ist.
32. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 13 bis 31,
dadurch gekennzeichnet, daß die Ultraschallimpulse
(HF, NF) des ersten und zweiten Ultraschallwandlers
(4, 10) mittels eines Überlagerungsgliedes (8) in Richtung
auf das Untersuchungsobjekt ausrichtbar sind (Fig. 8).
33. Schaltungsanordnung nach Anspruch 32, dadurch
gekennzeichnet, daß als Überlagerungsglied (8)
ein für Ultraschall halbdurchlässiger Spiegel vorgesehen ist
(Fig. 8).
34. Schaltungsanordnung nach Anspruch 32 oder 33, dadurch
gekennzeichnet, daß dem zweiten
Ultraschallwandler (10) über das Überlagerungsglied (8) das
Echosignal zugeleitet ist.
35. Schaltungsanordnung nach einem der Ansprüche 14 bis 34,
dadurch gekennzeichnet, daß die Ultraschallwandler
(4, 10) so angeordnet und ausgerichtet sind,
daß das Ultraschall-Wellenfeld des ersten Ultraschallwandlers
(4) das Ultraschall-Wellenfeld des zweiten Ultraschallwandlers
(10) räumlich einfaßt (Fig. 8).
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19883812434 DE3812434A1 (de) | 1988-04-14 | 1988-04-14 | Verfahren und schaltungsanordnung zur messung der ultraschalldaempfung in einem untersuchungsobjekt |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19883812434 DE3812434A1 (de) | 1988-04-14 | 1988-04-14 | Verfahren und schaltungsanordnung zur messung der ultraschalldaempfung in einem untersuchungsobjekt |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3812434A1 true DE3812434A1 (de) | 1989-10-26 |
Family
ID=6351976
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19883812434 Withdrawn DE3812434A1 (de) | 1988-04-14 | 1988-04-14 | Verfahren und schaltungsanordnung zur messung der ultraschalldaempfung in einem untersuchungsobjekt |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE3812434A1 (de) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6458084B2 (en) * | 2000-02-17 | 2002-10-01 | Aloka Co., Ltd. | Ultrasonic diagnosis apparatus |
DE102008015043A1 (de) * | 2008-03-19 | 2009-09-24 | Ista International Gmbh | Rauchwarnmelder |
US9244169B2 (en) | 2012-06-25 | 2016-01-26 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Measuring acoustic absorption or attenuation of ultrasound |
-
1988
- 1988-04-14 DE DE19883812434 patent/DE3812434A1/de not_active Withdrawn
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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DE102008015043A1 (de) * | 2008-03-19 | 2009-09-24 | Ista International Gmbh | Rauchwarnmelder |
US9244169B2 (en) | 2012-06-25 | 2016-01-26 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Measuring acoustic absorption or attenuation of ultrasound |
DE102013010060B4 (de) * | 2012-06-25 | 2016-04-28 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Messen der akustischen Absorption oder Dämpfung von Ultraschall |
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