DE19757466A1 - Verfahren und Einrichtung zum Verhindern eines axialen räumlichen Alias-Effektes in einer Ultraschall-Bildgebungs-Einrichtung mit Komplexsignaldetektor - Google Patents
Verfahren und Einrichtung zum Verhindern eines axialen räumlichen Alias-Effektes in einer Ultraschall-Bildgebungs-Einrichtung mit KomplexsignaldetektorInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich allgemein auf eine Ultraschall-
Bildgebung von menschlichem Gewebe und Blut. Insbesondere
bezieht sich die Erfindung auf Verfahren zum Steuern der
Datenabtastrate, um das Nyquist-Frequenzerfordernis während
der Signalverarbeitung in einer Ultraschall-Bildgebungs
einrichtung mit einem Detektor für komplexe Signale zu er
füllen.
Übliche Ultraschall-Bildgebungseinrichtungen enthalten eine
Anordnung (Array) von Ultraschallwandlern (-transducern),
die dazu verwendet werden, einen Ultraschallstrahl (-bün
del) zu senden und dann den reflektierten Strahl von dem
untersuchten Objekt zu empfangen. Für die Ultraschall-Bild
gebung hat das Array üblicherweise eine Vielzahl von Wand
lern (Transducern), die in einer Linie angeordnet und mit
getrennten Spannungen betrieben werden. Durch Wählen der
Zeitverzögerung (oder Phase) und Amplitude der angelegten
Spannungen können die einzelnen Wandler gesteuert werden,
um Ultraschallwellen zu erzeugen, die verknüpft werden, um
eine resultierende Ultraschallwelle zu bilden, die entlang
einer bevorzugten Strahlrichtung wandert und in einer ge
wählten Entfernung entlang dem Strahl fokussiert wird. Es
können viele Aktivierungen (Firings) verwendet werden, um
Daten zu gewinnen, die die gewünschte anatomische Informa
tion entlang einer Vielzahl von Abtast- bzw. Scanlinien
darstellen. Die strahlformenden Parameter von jeder Akti
vierung können verändert werden, um für eine Änderung in
dem maximalen Fokus zu sorgen oder auf andere Weise den In
halt der empfangenen Daten für jede Aktivierung zu ändern,
z. B. durch Senden aufeinander folgender Strahlen entlang
der gleichen Abtastlinie, wobei der Brenn- bzw. Fokalpunkt
von jedem Strahl relativ zu dem Fokalpunkt des
vorhergehenden Strahls verschoben wird. Durch Ändern der
Zeitverzögerung und der Amplitude der angelegten Spannungen
kann der Strahl mit seinem Fokalpunkt in einer Ebene bewegt
werden, um das Objekt abzutasten bzw. zu scannen.
Die gleichen Prinzipien gelten, wenn der Wandler bzw.
Transducer verwendet wird, um den reflektierten Schall zu
empfangen (Empfangsmodus). Die an den empfangenden Wandlern
erzeugten Spannungen werden summiert, so daß das Nettosi
gnal ein Maß des Ultraschalls ist, der von einem einzigen
Fokalpunkt in dem Objekt reflektiert wird. Wie bei dem Sen
demodus wird dieser fokussierte Empfang der Ultraschall
energie erreicht, indem dem Signal von jedem empfangenden
Wandler eine getrennte Zeitverzögerung (und/oder Phasenver
schiebungen) und Verstärkungen bzw. Gewinne erteilt wird.
Der reflektierte Ultraschall wird von den Fokalzonen der
zwei oder mehr Strahlen gesampelt, die an unterschiedlichen
Tiefen entlang der gleichen Abtastlinie fokussiert sind.
Für jeden Richtungs- bzw. Lenkwinkel werden die gesampelten
Daten von benachbarten Fokalzonen gewonnen und dann ver
knüpft, um einen Vector oder eine A-Linie herzustellen. Es
wird eine Vielzahl von Vectoren, einer für jeden Strahlfo
kalpunkt, zusammen mit interpolierten Datenwerten verwen
det, um die Pixel auf dem Darstellungsmonitor zu betätigen,
um ein volles Einzelbild (image frame) zu bilden.
Dieses Scannen weist eine Reihe von Messungen auf, bei
denen die gelenkte Ultraschallwelle gesendet wird, die Ein
richtung nach einem kurzen Zeitintervall in den Empfangsmo
dus umgeschaltet und die reflektierte Ultraschallwelle emp
fangen und gespeichert wird. Üblicherweise sind das Senden
und Empfangen während jeder Messung in der gleichen Rich
tung gesteuert bzw. gelenkt, um Daten von einer Reihe von
Punkten entlang einer Abtastlinie zu gewinnen. Der Empfän
ger wird an einer Folge von Entfernungen oder Tiefen ent
lang der Abtastlinie dynamisch fokussiert, wenn die reflek
tierten Ultraschallwellen empfangen werden.
In einer üblichen Ultraschall-Bildgebungseinrichtung be
steht eine B-Modus-Bildgebung aus einem Signalempfang
(Wandler Array, Strahlformer und Filter), Detektion und
Nachverarbeitung, die eine logarithmische Kompression und
Scanwandlung enthält. Bei vielen kommerziellen Scannern
wird das empfangene Hochfrequenz (HF)-Signal zunächst zu
einer Zwischenfrequenz (ZF) verschoben und wird dann detek
tiert, wobei ein Gleichrichter verwendet wird, dem ein
Tiefpaßfilter folgt. Die vorliegende Erfindung bezieht sich
jedoch auf eine Ultraschall-Bildgebungseinrichtung mit ei
ner komplexen Signalarchitektur. Genauer gesagt, wird das
Bandpaß-HF-Signal durch sein komplexes (I, Q) Signalpaar
dargestellt, dessen Spektrum um die Trägerfrequenz, eine ZF
oder im Basisband zentriert sein kann. Diese (I, Q) Daten
können dadurch erhalten werden, daß die Hilbert Transforma
tion der HF Daten genommen wird oder durch eine Heterodyne-
Demodulation vor oder hinter der Kanalsumme in der Front-
End-Strahlformereinheit.
Für die digitales System bietet die (I, Q) Signaldarstel
lung drei Vorteile: 1) Es kann eine signifikant kleinere
Datenabtastrate in dem Front-End verwendet werden, weil die
Nyquist-Rate von einem komplexen Bandpaßsignal durch ihre
Bandbreite um die Mittenfrequenz bestimmt ist; 2) die Hüll
kurven-Detektion ((I + Q)1/2) kann mit einer größeren Prä
zision ausgeführt werden als mit einem Gleichrichter/Tief
paßfilter-Detektor; und 3) besteht eine größere Flexibili
tät beim Unterstützen alternativer Detektionsmethoden
einschließlich des Quadratgesetzdetektors und irgend eines
Gewebe-Charakterisierungs-Operators, der die HF Amplitude
und Phaseninformation verwendet. Obwohl komplexe Bandpaß-
I/Q-Daten in gleicher Weise detektiert werden können, sind
Basisband (I, Q)-Daten der bevorzugte Datentyp, da er für
Doppler-Geschwindigkeitsmessungen direkt verarbeitet werden
kann.
Es ist bekannt, daß die Hüllkurvendetektion von einem
Gauss'schen Zufallssignal, wie beispielsweise die
Rückstreuung von weichem Gewebe, eine beträchtliche Band
breitenexpansion zur Folge haben kann. Intuitiv kann dies
durch die Tatsache erläutert werden, daß die nicht-lineare
Detektionsarbeit höhere Spektralkomponenten einführt. Es
kann gezeigt werden, daß die Quadratgesetzdetektion
(I2 + Q2) die Signalbandbreite etwa verdoppelt, und daß ein wei
terer Quadratwurzelschritt eine kleine zusätzliche Band
breitenexpansion erzeugen kann. Die ist in gesteuerten
Phantomexperimenten bestätigt worden.
Während der Hüllkurvendetektor die Signalbandbreite mehr
als verdoppeln kann, kann der nachfolgende logarithmische
Kompressionsprozeß eine sogar noch größere Bandbreitenex
pansion erzeugen. Dies wird auf einfache Weise verständ
lich, wenn man den Logarithmierungsschritt als eine Reihe
unendlicher Potenzen versteht. In Abhängigkeit von dem Dis
play-Abtastratenerfordernis kann jedoch die Bandbreite bei
der Eingabe der logarithmischen Kompressionsvorrichtung
durch Tiefpaßfilterung begrenzt werden, wodurch die Band
breitenexpansion begrenzt wird, die aus der logarithmischen
Kompression resultiert.
Eine mögliche Falle der Lieferung von Basisband-I/Q-Daten
an den Hüllkurvendetektor besteht darin, daß die I/Q Ny
quist-Abtastrate nicht länger ausreicht für einen Detekti
onsprozeß, der die Signalbandbreite mehr als verdoppelt.
Wenn die I/Q Nyquist-Abtastrate auf dem ganzen Weg durch
den Detektor beibehalten wird, würde ein axialer räumlicher
Alias-Effekt (Aliasing) entstehen, der als ein nachteiliger
Artefakt in Form eines "tanzenden Punktes" oder "Barbier-
Pole" (spiralig bemalte Stange als Geschäftszeichen der
Friseure) in dem Bild immer dann sichtbar wäre, wenn von
einem Bild zum anderen eine axiale Bewegung vorhanden ist.
Das bestehende Dilemma ist, daß man zum Verdoppeln der Ab
tastrate in dem Vorderende der Bildgebungseinrichtung, so
daß sie die Bandbreitenexpansion nach einer Detektion auf
nehmen kann, einen der Hauptzwecke der Basisbandbildung des
HF Signals, nämlich die Abtastraten/Hardware-Kosten zu
minimieren, vereiteln würde.
Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Ein
richtung zu schaffen, um einen axialen räumlichen Alias-Ef
fekt (Aliasing) zu verhindern, der aus der nicht-linearen
Detektion resultiert, die in einer Ultraschall-Bildgebungs
einrichtung des Typs ausgeführt wird, die einen Detektor
für komplexe Signale verwendet. Gemäß einem bevorzugten
Ausführungsbeispiel wird eine progressive Abtastratentech
nik verwendet, um die Abtastrate bei (oder über) der Ny
quist-Frequenz der I/Q Daten durch ein abstimmbares Ent
zerr-Bandpaßfilter in dem Vorderende der Bildgebungsein
richtung zu halten und dann die Abtastrate über eine axiale
Interpolation zu vergrößern, um einen Alias-Effekt während
des nicht-linearen Detektionsprozesses zu verhindern. Wenn
ein Hüllkurven-Detektor verwendet wird, beträgt die Band
breite des Detektorausganges etwa das Doppelte der I/Q Da
ten. In diesem Fall sollte die Abtastrate um das Zweifache
(oder mehr) vergrößert werden durch eine axiale Interpola
tion vor der Müllkurven-Detektion. Eine einfache und trotz
dem sehr effektive Verdopplung der Abtastrate kann mit ei
nem linearen Zwei-Punkt-Interpolator gebildet werden. In
Abhängigkeit von dem Anwendungsfall kann dieser axiale In
terpolator automatisch durch die Einrichtung ein- oder aus
geschaltet werden. Das detektierte Signal wird häufig tief
paßgefiltert, um die Sprenkel- bzw. Vergriesungs-Bandbreite
auf diejenige zu begrenzen, die mit der Displayvektorgröße
(Anzahl der Pixel pro Vektor) kompatibel ist. Es können In
terpolationsfunktionen höherer Ordnung und/oder größer als
2x Interpolation verwendet werden, um axiales Aliasing wei
ter zu verkleinern, insbesondere wenn größere als übliche
Displayvektorgrößen verwendet werden.
Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen
anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausführungsbei
spielen näher erläutert.
Fig. 1 ist ein Blockdiagramm und zeigt die Hauptfunktions-
Subsysteme in einer Realzeit-Ultraschall-Bildgebungsein
richtung.
Fig. 2 ist ein Blockdiagramm und zeigt die Hauptsignal-
Verarbeitungsblöcke für eine Ultraschall-Bildgebungsein
richtung mit einem axialen Interpolator, der dem komplexen
Signaldetektor vorangeht, gemäß der Erfindung.
Fig. 3A und 3B sind schematische Darstellungen, die zwei
Gewichtungschemata angeben, die von dem axialen Interpola
tor gemäß zwei bevorzugten Ausführungsbeispielen der Erfin
dung verwendet werden können.
Fig. 4 ist ein Blockdiagramm und zeigt eine Implementation
des axialen Interpolators gemäß dem in Fig. 3B bezeigten
zweiten Ausführungsbeispiel.
Die Erfindung ist auf eine Ultraschall-Bildgebungseinrich
tung gerichtet, die aus vier Hauptsubsystemen besteht: ei
nem Strahlformer 2, Prozessoren 4 (einschließlich eines ge
trennten Prozessors für jeden unterschiedlichen Modus), ei
ner Scanwandler/Displaysteuerung 6 und einem Kernel 8. Die
Systemsteuerung ist in dem Kernel 8 zentriert, das Opera
tor-Eingaben über ein Operator-Interface 10 annimmt und
seinerseits die verschiedenen Subsysteme steuert. Die
Hauptsteuerung 12 führt Steuerfunktionen auf Systemlevel
aus. Sie nimmt Eingaben von dem Operator über das Operator-
Interface 10 und auch Systemstatusänderungen (z. B. Modusän
derungen) an und macht entsprechende Systemänderungen ent
weder direkt oder über die Scansteuerung. Ein Systemsteuer
bus 14 bildet das Interface von der Hauptsteuerung zu den
Subsystemen. Ein Scansteuerungs-Sequenzer 16 liefert Real
zeit (akustische Vektorrate)-Steuereingaben an den Strahl
former 2, einen Systemzeitsteuergenerator 24, die Prozesso
ren 4 und den Scanwandler 6. Der Scansteuerungs-Sequenzer
16 ist durch den Host mit den Vektorsequenzen und Synchro
nisationsoptionen für akustische Bildgewinnungen program
miert. Somit steuert der Scansteuerungs-Sequenzer die
Strahlverteilung und die Strahldichte. Der Scanwandler
sendet die Strahlparameter, die durch den Host definiert
sind, an die Subsysteme über den Scansteuerbus 18.
Der Hauptdatenpfad beginnt mit den analogen HF Eingängen zu
dem Bündelformer 2 von dem Wandler bzw. Transducer 20. Der
Bündelformer 2 gibt zwei summierte digitale Basisband-I,Q-
Empfangsdatenströme ab, die von dem reflektierten Ultra
schall für jeden Sendestrahl abgeleitet sind. Die I,Q-Daten
werden in einen Prozessor 4 eingegeben, wo sie gemäß dem
Gewinnungsmodus verarbeitet und als verarbeitete Vektorda
ten an den Scanwandler/Displayprozessor 6 abgegeben werden.
Der Scanwandler 6 nimmt die verarbeiteten Vektordaten an,
interpoliert, wo notwendig, und gibt die Video-Displaysi
gnale für das Bild an einen Farbmonitor 22 ab. Das darge
stellte Bild ist eine Sektor- oder Linearabtastung, die das
Gewebe und/oder den Blutfluß in einer Ebene durch den abge
bildeten Körper darstellt.
Es wird nun die Theorie der Arbeitsweise gemäß der Erfin
dung anhand eines Ultraschall-Abbildungssystems des Typs
beschrieben, der einen Komplexsignaldetektor aufweist, wie
er in Fig. 2 gezeigt ist. In der Ultraschall-Bildgebungs
einrichtung gemäß Fig. 2 weist der Strahlbündelformer
einen Sender (nicht gezeigt) zum Senden einer Ultraschall-
Sendekurve mit einem Frequenzspektrum auf, das an einer
vorbestimmten Frequenz zentriert ist, indem gewählte Trans
ducer Array Elemente angeregt werden. Die Ultraschall-Sen
dekurve ist an einem Brenn- bzw. Fokalpunkt fokussiert und
gewöhnlich in einem Winkel gesteuert bzw. gelenkt. Der Bün
delformer weist weiterhin übliche Mittel auf zum Bilden ei
nes eine begrenzte Bandbreite aufweisenden komplexen Si
gnalpaares (I- und Q-Signale) von einer Ultraschall-Emp
fangskurve, die von demjenigen Teil der Ultraschall-Sende
kurve abgeleitet ist, die durch Streuelemente in einer den
Fokalpunkt umschließenden Fokalzone aufgewählte empfangene
Transducerelemente zurückreflektiert wird.
In der in Fig. 2 gezeigten Ultraschall-Bildgebungseinrich
tung empfängt ein Entzerrfilter 24 die komplexen I- und Q-
Ausgangssignale von dem Bündelformer 2 und läßt eine Band
breite durch, die eine Funktion der Bandbreite der Ein
gangssignale ist. Gemäß der Erfindung werden die Ausgangs
signale des Entzerrfilters 24 zu einem axialen Interpolator
26 gesendet, der interpolierte Datenwerte zu dem Strom von
I-Samples und interpolierte Datenwerte zu dem Strom von Q-
Samples hinzuaddiert. Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbei
spiel der Erfindung verdoppelt der axiale Interpolator 26
die Anzahl von Samples. Somit haben die Iint und Qint Aus
gangssignale aus dem Interpolator eine Abtast- bzw.
Samplingrate, die das Doppelte der I- und Q-Ausgangssignale
beträgt, die von dem Entzerrfilter 24 in den Interpolator
eingegeben werden. Die komplexen Signale Iint und Qint wer
den dann in den Hüllkurvendetektor 28 eingegeben, der die
Funktion (Iint 2 + Qint 2)1/2 berechnet. Diese Hüllkurvende
tektion verdoppelt etwa die Signalbandbreite. Anschließend
wird die Hüllkurve durch ein Tiefpaßfilter 30 geleitet, und
dann durchläuft die gefilterte Hüllkurve eine logarithmi
sche Datenkompression (Block 32). Das logarithmisch kompri
mierte Signal wird an den Scanwandler 6 abgegeben und dann
als ein Vektor auf dem Monitor 22 dargestellt. Der Prozeß
der logarithmischen Kompression kann eine weitere Bandbrei
tenexpansion erzeugen, und an einem gewissen Punkt hinter
dem Tiefpaßfilter kann es notwendig sein, daß der Daten
strom abwärts gesampelt wird, damit er mit der Displayvek
torgröße kompatibel ist. Somit dient das Tiefpaßfilter 30
als ein Anti-Aliasing-Filter vor dem Sampeln der Daten,
oder es kann einfach dazu verwendet werden, die Sprenkel
bzw. Vergriesung zu vermindern, was ebenfalls jede weitere
Bandbreitenexpansion während der logarithmischen Operation
begrenzen wird.
Zwei Gewichtungsschemata für einen linearen Zwei-Punkt-I/Q-
Interpolator gemäß bevorzugten Ausführungsbeispielen der
Erfindung sind in den Fig. 3A und 3B gezeigt. Fig. 3A
stellt ein Gewichtungsschema dar, bei dem der interpolierte
Wert der Mittelwert von den zwei Werten ist, z. B. Iint =
0,5I1 + 0,5I2 und Qint = 0,5Q1 + 0,5 Q2. Das Schema gemäß
Fig. 3A verwendet die Eingangsdaten, während ein zusätzli
ches Sample pro Periode in dem Ausgangssignal interpoliert
wird. Fig. 3B stellt ein Schema dar, das nur interpolierte
Sampels in dem Ausgangssignal erzeugt, wobei Gewichtungs
faktoren von 0,25 und 0,75 verwendet werden, z. B. Iint1 =
0,75I1 + 0,25I2, Iint2 = 0,25I1 + 0,75I2, Qint1 = 0,75Q1 +
0,25Q2 und Qint2 = 0,25Q1 + 0,75Q2. Diese zwei Gewichtungs
schemata würden äquivalent sein, wenn der Interpolations
prozeß perfekt wäre. In der Praxis führt jedoch ein mit
telndes Zwei-Punkt-Filter einen gewissen Interpolations
fehler ein. Deshalb ist das 0,75/0,25 das bevorzugte Ge
wichtungsschema, da es die Tendenz hat, Interpolationsfeh
ler gleichmäßig über die Ausgangssamples zu verteilen. Im
Gegensatz dazu kann das 0,5/0,5 Gewichtungsschema abwech
selnde scharfe und verschmierte horizontale Linien in dem
Bild erzeugen aufgrund der Tatsache, daß die realen Samples
entlang jeder Abtastlinie keine Interpolationsfehler ent
halten, während ihre benachbarten Samples durch Interpola
tion erhalten wurden.
Ein Schlüsselvorteil des linearen 2x Interpolators ist die
Einfachheit der Implementation. Fig. 4 zeigt eine Imple
mentation des 0,75/0,25 Gewichtungsschemas, wobei drei Ad
dierer 34, 36 und 38, mehrere Verzögerungsabgriffe 40a-40g
und ein Schalter 42 verwendet sind. Die Ausgangsgröße von
jedem Addierer wird auf wirksame Weise mit 1/2 multipli
ziert, indem das am wenigsten signifikante Bit der digita
len Addiererausgangsgröße weggelassen wird. Wenn der axiale
Interpolator 26 eingeschaltet ist, ist die Ausgangsgröße
eine 0,75/0,25 und 0,25/0,75 interpodierte Version der Ein
gangsdaten. Wenn beispielsweise die Eingangsdatensamples
I1, I2 und I3 in Folge sind, dann wird der Interpolator S2
= 0,75I1 + 0,25I2, gefolgt von S3 = 0,25I1 + 0,75I2 für das
erste interpolierte komplexe Signalpaar abgeben. Das zweite
komplexe Signalpaar in der Reihenfolge wird S2 = 0,75I2 +
0,25I3, gefolgt von S3 = 0,25I2 + 0,75I3 sein. Der S1 Pfad
ist für einen Nebenschluß oder keine Interpolation.
Simulationen auf der Basis experimenteller I/Q-Daten haben
gezeigt, daß die Interpolationsfehler, die mit dem 0,75/0,25
Gewichtungsschema verbunden sind, vom Standpunkt der Bild
qualität recht akzeptabel sind. Es sollte jedoch klar sein,
daß die Interpolationsfehler weiter verringert werden kön
nen, indem Interpolationsfilter höherer Ordnung verwendet
werden und das 0,75/0,25 Gewichtungsschema ausgedehnt wird,
um restliche Interpolationsfehler gleichmäßig über die Aus
gangssamples zu verteilen. Auf der Basis von I/Q-Daten, die
um ihre Nyquist-Rate herum gesampelt wurden, wurde gefun
den, daß ein idealer (Sinc-Funktion) Interpolator eine
kleine zusätzliche Verbesserung gegenüber dem einfachen li
nearen Interpolator bringen kann.
Claims (20)
1. Verfahren zum Betreiben einer Ultraschall-Bildgebungs
einrichtung mit einem Wandler bzw. Transducer-Array,
enthaltend die Schritte:
Senden einer Vielzahl von Ultraschall-Sendestrahlen von dem Transducer-Array in einer Ebene, die eine Masse von Ultraschall-Streuelementen schneidet, wobei jeder Sen destrahl einen entsprechenden Brenn- bzw. Fokalpunkt hat, und
Ausführen der folgenden Schritte für jeden entsprechen den Sendestrahl:
Gewinnen erster und zweiter komplexer Signale begrenz ter Bandbreite von demjenigen Teil des entsprechenden Sendestrahles, der von den Ultraschall-Streuelementen zurückreflektiert und von dem Transducer Array detek tiert wird, wobei die ersten und zweiten komplexen Si gnale begrenzter Bandbreite jeweils aus gewonnenen Ab tastungen bzw. Sampels bestehen, die bei einer vorbe stimmten Sampling- bzw. Abtastrate verarbeitet werden, Interpolieren der gewonnenen Sampels des ersten komple xen Signals begrenzter Bandbreite, um interpolierte Sampels zu bilden, die zwischen den gewonnenen Sampels des ersten komplexen Signals begrenzter Bandbreite ver schachtelt sind,
Interpolieren der gewonnenen Sampels des zweiten kom plexen Signals begrenzter Bandbreite, um interpolierte Sampels zu bilden, die zwischen den gewonnenen Sampels des zweiten komplexen Signals begrenzter Bandbreite verschachtelt sind, und
Bilden der Hüllkurve der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite, und
Darstellen eines Einzelbildes, das eine Funktion der Hüllkurven ist, die von der Vielzahl von Sendestrahlen abgeleitet werden.
Senden einer Vielzahl von Ultraschall-Sendestrahlen von dem Transducer-Array in einer Ebene, die eine Masse von Ultraschall-Streuelementen schneidet, wobei jeder Sen destrahl einen entsprechenden Brenn- bzw. Fokalpunkt hat, und
Ausführen der folgenden Schritte für jeden entsprechen den Sendestrahl:
Gewinnen erster und zweiter komplexer Signale begrenz ter Bandbreite von demjenigen Teil des entsprechenden Sendestrahles, der von den Ultraschall-Streuelementen zurückreflektiert und von dem Transducer Array detek tiert wird, wobei die ersten und zweiten komplexen Si gnale begrenzter Bandbreite jeweils aus gewonnenen Ab tastungen bzw. Sampels bestehen, die bei einer vorbe stimmten Sampling- bzw. Abtastrate verarbeitet werden, Interpolieren der gewonnenen Sampels des ersten komple xen Signals begrenzter Bandbreite, um interpolierte Sampels zu bilden, die zwischen den gewonnenen Sampels des ersten komplexen Signals begrenzter Bandbreite ver schachtelt sind,
Interpolieren der gewonnenen Sampels des zweiten kom plexen Signals begrenzter Bandbreite, um interpolierte Sampels zu bilden, die zwischen den gewonnenen Sampels des zweiten komplexen Signals begrenzter Bandbreite verschachtelt sind, und
Bilden der Hüllkurve der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite, und
Darstellen eines Einzelbildes, das eine Funktion der Hüllkurven ist, die von der Vielzahl von Sendestrahlen abgeleitet werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die ersten und zweiten
komplexen Signale begrenzter Bandbreite nach der Inter
polation eine Abtastrate haben, die etwa gleich dem
zweifachen der vorbestimmten Abtastrate ist.
3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Interpolation
durch Mittelwertbildung aufeinander folgender gewonne
ner Sampels der ersten und zweiten komplexen Signale
begrenzter Bandbreite ausgeführt wird.
4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine Bandpaßfilterung
der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter
Bandbreite vor der Interpolation vorgenommen wird.
5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine Tiefpaßfilterung
der Hüllkurve vorgenommen wird.
6. Verfahren zum Betreiben einer Ultraschall-Bildgebungs
einrichtung mit einem Wandler- bzw. Transducer-Array,
enthaltend die Schritte:
Senden einer Vielzahl von Ultraschall-Sendestrahlen von dem Transducer-Array in einer Ebene, die eine Masse von Ultraschall-Streuelementen schneidet, wobei jeder Sen destrahl einen entsprechenden Brenn- bzw. Fokalpunkt aufweist, und
Ausführen der folgenden Schritte für jeden entsprechen den Sendestrahl:
Gewinnen erster und zweiter komplexer Signale begrenz ter Bandbreite von demjenigen Teil des entsprechenden Sendestrahls, der durch die ultraschall-Streuelemente zu dem Transducer-Array zurückreflektiert und von die sem detektiert wird, wobei jedes der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite aus gewonnenen Sampels besteht, die bei einer ersten Sampling- bzw. Abtastrate verarbeitet werden,
Interpolieren der gewonnenen Sampels des ersten komple xen Signals begrenzter Bandbreite, um eine erste Viel zahl interpolierter Sampels bei einer zweiten Samplingrate zu bilden, die größer als die erste Samplingrate ist, wobei die gewonnenen Sampels des er sten komplexen Signals begrenzter Bandbreite durch die interpolierten Sampels der ersten Vielzahl ersetzt wer den,
Interpolieren der gewonnenen Sampels des zweiten kom plexen Signals begrenzter Bandbreite, um eine zweite Vielzahl interpolierter Sampels bei der zweiten Samplingrate zu bilden, wobei die gewonnenen Sampels des zweiten komplexen Signals begrenzter Bandbreite durch die interpolierten Sampels der zweiten Vielzahl ersetzt werden,
Bilden der Hüllkurve der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite und
Darstellen eines Einzelbildes, das eine Funktion der Hüllkurve ist, die von der Vielzahl von Sendestrahlen abgeleitet werden.
Senden einer Vielzahl von Ultraschall-Sendestrahlen von dem Transducer-Array in einer Ebene, die eine Masse von Ultraschall-Streuelementen schneidet, wobei jeder Sen destrahl einen entsprechenden Brenn- bzw. Fokalpunkt aufweist, und
Ausführen der folgenden Schritte für jeden entsprechen den Sendestrahl:
Gewinnen erster und zweiter komplexer Signale begrenz ter Bandbreite von demjenigen Teil des entsprechenden Sendestrahls, der durch die ultraschall-Streuelemente zu dem Transducer-Array zurückreflektiert und von die sem detektiert wird, wobei jedes der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite aus gewonnenen Sampels besteht, die bei einer ersten Sampling- bzw. Abtastrate verarbeitet werden,
Interpolieren der gewonnenen Sampels des ersten komple xen Signals begrenzter Bandbreite, um eine erste Viel zahl interpolierter Sampels bei einer zweiten Samplingrate zu bilden, die größer als die erste Samplingrate ist, wobei die gewonnenen Sampels des er sten komplexen Signals begrenzter Bandbreite durch die interpolierten Sampels der ersten Vielzahl ersetzt wer den,
Interpolieren der gewonnenen Sampels des zweiten kom plexen Signals begrenzter Bandbreite, um eine zweite Vielzahl interpolierter Sampels bei der zweiten Samplingrate zu bilden, wobei die gewonnenen Sampels des zweiten komplexen Signals begrenzter Bandbreite durch die interpolierten Sampels der zweiten Vielzahl ersetzt werden,
Bilden der Hüllkurve der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite und
Darstellen eines Einzelbildes, das eine Funktion der Hüllkurve ist, die von der Vielzahl von Sendestrahlen abgeleitet werden.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die zweite Samplin
grate etwa gleich dem zweifachen der ersten Samplin
grate ist.
8. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Interpolation un
ter Verwendung erster und zweiter Sätze von Gewich
tungsfaktoren ausgeführt wird, wobei der erste Satz von
Gewichtungsfaktoren 0,25/0,75 und der zweite Satz von
Gewichtungsfaktoren 0,75/0,25 ist.
9. Verfahren nach Anspruch 6, wobei eine Bandpaßfilterung
der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter
Bandbreite vor der Interpolation vorgenommen wird.
10. Verfahren nach Anspruch 6, wobei eine Tiefpaßfilterung
der Hüllkurve vorgenommen wird.
11. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung enthaltend:
ein Wandler- bzw. Transducer-Array,
eine Einrichtung zum Senden eines Sendestrahls von dem Transducer-Array in einer Ebene, die eine Masse von ei ner Ultraschall-Streuelementen schneidet, wobei der Sendestrahl einen Brenn- bzw. Fokalpunkt aufweist,
eine Einrichtung zum Gewinnen entsprechender erster und zweiter komplexer Signale begrenzter Bandbreite von demjenigen Teil des Sendestrahls, der von den Ultra schall-Streuelementen zu dem Transducer-Array zurückre flektiert und von diesem detektiert ist, wobei jedes der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite aus gewonnenen Sampels besteht, die bei ei ner ersten Sampling- bzw. Abtastraterate verarbeitet sind,
eine erste die Samplingrate vergrößernde Einrichtung zum Vergrößern der Samplingrate des ersten komplexen Signals auf eine zweite Samplingrate durch Interpola tion,
eine zweite die Samplingrate vergrößernde Einrichtung zum Vergrößern der Samplingrate des zweiten komplexen Signals begrenzter Bandbreite auf die zweite Samplin grate durch Interpolation,
eine Einrichtung zum Detektieren der ersten und zweiten komplexen Signale, wenn die ersten und zweiten komple xen Signale begrenzter Bandbreite die zweite Samplin grate haben, und
eine Einrichtung zum Darstellen einer Bildlinie, die eine Funktion der detektierten ersten und zweiten kom plexen Signale begrenzter Bandbreite ist.
ein Wandler- bzw. Transducer-Array,
eine Einrichtung zum Senden eines Sendestrahls von dem Transducer-Array in einer Ebene, die eine Masse von ei ner Ultraschall-Streuelementen schneidet, wobei der Sendestrahl einen Brenn- bzw. Fokalpunkt aufweist,
eine Einrichtung zum Gewinnen entsprechender erster und zweiter komplexer Signale begrenzter Bandbreite von demjenigen Teil des Sendestrahls, der von den Ultra schall-Streuelementen zu dem Transducer-Array zurückre flektiert und von diesem detektiert ist, wobei jedes der ersten und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite aus gewonnenen Sampels besteht, die bei ei ner ersten Sampling- bzw. Abtastraterate verarbeitet sind,
eine erste die Samplingrate vergrößernde Einrichtung zum Vergrößern der Samplingrate des ersten komplexen Signals auf eine zweite Samplingrate durch Interpola tion,
eine zweite die Samplingrate vergrößernde Einrichtung zum Vergrößern der Samplingrate des zweiten komplexen Signals begrenzter Bandbreite auf die zweite Samplin grate durch Interpolation,
eine Einrichtung zum Detektieren der ersten und zweiten komplexen Signale, wenn die ersten und zweiten komple xen Signale begrenzter Bandbreite die zweite Samplin grate haben, und
eine Einrichtung zum Darstellen einer Bildlinie, die eine Funktion der detektierten ersten und zweiten kom plexen Signale begrenzter Bandbreite ist.
12. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 11,
wobei die zweite Samplingrate etwa das zweifache der
ersten Samplingrate beträgt.
13. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 11,
wobei jede der ersten und zweiten die Samplingrate ver
größernden Einrichtungen eine Interpolation ausführt
durch eine Mittelwertbildung aufeinander folgender ge
wonnener Sampels der ersten und zweiten komplexen
Signale begrenzter Bandbreite und Verschachtelung der
interpolierten Sampels zwischen den gewonnenen Sampels.
14. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 11,
wobei die ersten und zweiten die Samplingrate vergrö
ßernden Einrichtungen jeweils eine Interpolation aus
führen durch Bildung erster und zweiter gewichteter
Mittelwerte von aufeinander folgenden gewonnenen Sam
pels der ersten und zweiten komplexen Signale begrenz
ter Bandbreite, wobei die ersten und zweiten gewichte
ten Mittelwerte unter Verwendung von Gewichtungsfakto
ren von 0,25 und 0,75 gebildet sind.
15. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 11,
wobei eine Einrichtung zur Bandpaßfilterung der ersten
und zweiten komplexen Signale begrenzter Bandbreite
vorgesehen sind, wobei die Bandpaßfilterungseinrichtung
zwischen der Gewinnungseinrichtung und den ersten und
zweiten die Samplingrate vergrößernden Einrichtungen
angeordnet ist.
16. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 11,
wobei die detektierende Einrichtung ein Hüllkurvende
tektor ist.
17. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 16,
wobei eine Einrichtung zur Tiefpaßfilterung mit Eingän
gen vorgesehen ist, die mit Ausgängen des Hüllkurvende
tektors verbunden sind.
18. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 17,
wobei eine Einrichtung zum logarithmischen Komprimieren
einer Ausgangsgröße der Tiefpaß-Filterungseinrichtung
vorgesehen ist.
19. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 11,
wobei die erste die Samplingrate vergrößernde Einrich
tung enthält:
einen Eingang,
eine erste Verzögerungsschaltung für einen Zyklus, die mit dem Eingang verbunden ist,
eine zweite Verzögerungsschaltung für einen Zyklus, die mit einem Ausgang von der ersten Verzögerungsschaltung für einen Zyklus verbunden ist,
einen ersten Summierer, der so verbunden ist, daß er die Ausgangsgrößen der ersten und zweiten Verzögerungs schaltungen für einen Zyklus addiert,
eine erste Halbierungseinrichtung zum Berechnen einer Hälfte der Ausgangsgröße des ersten Summierers,
eine dritte Verzögerungsschaltung für einen Zyklus, die so verbunden ist, daß sie die halbierte Ausgangsgröße des ersten Summierers empfängt,
einen zweiten Summierer, der so verbunden ist, daß er die Ausgangsgrößen der zweiten und dritten Verzöge rungsschaltungen für einen Zyklus addiert und
eine zweite Halbierungseinrichtung zum Berechnen einer Hälfte der Ausgangsgröße des zweiten Summierers und einen so verbundenen Ausgang, daß er die halbierte Aus gangsgröße des zweiten Summierers empfängt.
einen Eingang,
eine erste Verzögerungsschaltung für einen Zyklus, die mit dem Eingang verbunden ist,
eine zweite Verzögerungsschaltung für einen Zyklus, die mit einem Ausgang von der ersten Verzögerungsschaltung für einen Zyklus verbunden ist,
einen ersten Summierer, der so verbunden ist, daß er die Ausgangsgrößen der ersten und zweiten Verzögerungs schaltungen für einen Zyklus addiert,
eine erste Halbierungseinrichtung zum Berechnen einer Hälfte der Ausgangsgröße des ersten Summierers,
eine dritte Verzögerungsschaltung für einen Zyklus, die so verbunden ist, daß sie die halbierte Ausgangsgröße des ersten Summierers empfängt,
einen zweiten Summierer, der so verbunden ist, daß er die Ausgangsgrößen der zweiten und dritten Verzöge rungsschaltungen für einen Zyklus addiert und
eine zweite Halbierungseinrichtung zum Berechnen einer Hälfte der Ausgangsgröße des zweiten Summierers und einen so verbundenen Ausgang, daß er die halbierte Aus gangsgröße des zweiten Summierers empfängt.
20. Ultraschall-Bildgebungseinrichtung nach Anspruch 19,
wobei die detektierende Einrichtung einen Hüllkurvende
tektor aufweist, der mit dem Ausgang der ersten die
Samplingrate vergrößernden Einrichtung verbunden ist.
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