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Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf Ultraschall-Bildgebung der menschlichen Anatomie zum Zweck der medizinischen Untersuchung. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf eine Einrichtung zur dreidimensionalen Abbildung des menschlichen Körpers sowie des darin fließenden Blutes durch Erfassen der vom Gewebe oder Blut reflektierten Ultraschall-Echos.
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Zu den am weitesten üblichen Arten der diagnostischen Ultraschall-Bildgebung zählen die (zur Abbildung interner physikalischer Strukturen benutzten) B- und M-Moden, das Doppler- sowie das Farbströmungs(color flow)verfahren (wobei das letztere hauptsächlich zur Abbildung von Strömungscharakteristiken, wie zum Beispiel in Blutgefäßen, eingesetzt wird). Bei der konventionellen B-Mode-Bildgebung erzeugen Ultraschall-Abtaster bzw. -Scanner Bilder, in denen die Helligkeit bzw. Leuchtdichte eines Pixels auf der Intensität der Echorückkehr basiert. Der Farbströmungs-Mode wird typischerweise benutzt, um die Geschwindigkeit einer Fluidströmung zum/vom Wandler zu erfassen, und er verwendet im Wesentlichen dieselbe Technik, wie sie beim Dopplerverfahren eingesetzt wird. Während das Dopplerverfahren die Geschwindigkeit in Abhängig von der Zeit für ein einzelnes selektiertes Sample- bzw. Probevolumen anzeigt, bringt der Farbströmungs-Mode gleichzeitig Hunderte von benachbarten Samplevolumen zur Darstellung, die alle einem B-Mode-Bild überlagert und zur Darstellung der Geschwindigkeit jedes Samplevolumens farbkodiert sind.
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Die Messung der Blutströmung im Herzen und in den Gefäßen unter Anwendung des Dopplereffekts ist bekannt. Während die Amplitude der reflektierten Wellen zur Erzeugung von Schwarzweißbildern des Gewebes benutzt wird, kann die Frequenzverschiebung von rückgestreuten Wellen zur Messung der Geschwindigkeit der rückstreuenden Bestandteile des Gewebes oder Blutes benutzt werden. Die rückgestreute Frequenz nimmt zu, wenn Blut in Richtung auf den Wandler hin strömt, und nimmt ab, wenn Blut von dem Wandler weg strömt. Farbströmungsbilder werden erzeugt, indem man eine Farbdarstellung der Geschwindigkeit von sich bewegendem Material, z. B. von Blut, dem Schwarzweißbild der Anatomie überlagert. Die gemessene Geschwindigkeit der strömung bei jedem Pixel bestimmt seine Farbe.
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Die vorliegende Erfindung ist in einem Ultraschall-Bildgebungssysten eingebaut, das aus vier hauptsächlichen Untersystemen besteht: einem Bündelformer 2 (vgl. 1), einem Prozessor-Subsystem 4, einer Abtastkonverter/Displaysteuerung 6 sowie einer Hauptsteuerung 8. Die Systemsteuerung ist zentral in der Hauptsteuerung 8 vorgesehen, welche die Bedienereingaben über eine (nicht gezeigte) Bedienerschnittstelle empfängt und ihrerseits die verschiedenen Untersysteme steuert. Die Hauptsteuerung erzeugt ebenfalls für das System die Zeit- und Steuersignale, die über einen Systemsteuerbus 10 sowie einen (nicht gezeigten) Abtaststeuerbus verteilt werden.
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Der B-Mode-Prozessor 4A konvertiert die Basisbanddaten von dem Bündelformer in eine logarithmisch komprimierte Version der Signaleinhüllenden. Die B-Funktion bildet die zeitvariable Amplitude der Einhüllenden des Signals als eine Grauskala unter Verwendung eines 8-Bit-Ausgangs für jedes Pixel ab. Die Einhüllende eines Basisbandsignals ist die Größe des Vektors, der die Basisbanddaten repräsentiert.
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Die Frequenz der von der Innenseite von Blutgefäßen, Herzkammern usw. reflektierten Schallwellen wird proportional zu der Geschwindigkeit der Blutzellen verschoben, und zwar in positiver Richtung für sich auf den Wandler zu bewegende Zellen und in negativer Richtung für die sich davon wegbewegenden Zellen.
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Der Farbströmungs(CF)-Prozessor 4B wird benutzt, um eine zweidimensionale Echtzeit-Abbildung der Blutgeschwindigkeit in der Abbildungsebene vorzusehen. Die Blutgeschwindigkeit wird errechnet durch Messung der Phasenverschiebung zwischen zwei Aktivierungen (firings) bei einem spezifischen Entfernungstor (range gate). Statt einer Messung des Dopplerspektrums bei einem Entfernungstor in der Abbildung wird die mittlere Blutgeschwindigkeit von mehreren Vektorpositionen und mehreren Entfernungstoren entlang jedes Vektors berechnet, und aus dieser Information wird eine zweidimensionale Abbildung erstellt. In speziellerer Hinsicht erzeugt der Farbströmungsprozessor Geschwindigkeitssignale (8 Bits), Varianz-(Turbulenz-)Signale (4 Bits) sowie Energie- bzw. Powersignale (8 Bits). Der Bediener wählt aus, ob die Geschwindigkeit und Varianz oder die Energie an den Abtastkonverter ausgegeben werden. Letztlich wird das Ausgangssignal als Eingang für eine in dem Videoprozessor 22 enthaltene Nachschlagetabelle für die Chrominanz- bzw. Buntsteuerung gegeben.
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Die akustischen Zeilenspeicher 14A und 14B der Abtastkonverter/Displaysteuerung 6 nehmen jeweils die von den Prozessoren 4A und 4B verarbeiteten digitalen Daten auf und führen die Koordinaten-Transformation der Farbströmungs-B-Mode-Daten vom Polarkoordinaten-(R-θ)Sektorformat oder vom kartesischen linearen Koordinatenfeld zu geeignet skalierten Display-Pixeldaten in kartesischen Koordinaten durch, die im XY-Displayspeicher 18 gespeichert werden. Im B-Mode werden die Intensitätsdaten im XY-Displayspeicher 18 gespeichert, wobei jede Adresse drei Intensitätspixel zu 8 Bit speichert. Im Farbströmungsmodus werden die Daten im Speicher wie folgt gespeichert: Intensitätsdaten (8 Bit), Geschwindigkeits- oder Energiedaten (8 Bit) und Turbulenzdaten (4 Bit).
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Der Abtastkonverter 6 konvertiert die akustischen Bilddaten vom Polarkoordinaten-(R-θ)Sektorformat oder vom kartesischen linearen Koordinatenfeld zu geeignet skalierten Display-Pixeldaten in kartesischen Koordinaten bei der Videofrequenz. Diese Abtast-konvertierten akustischen Daten werden sodann zur Darstellung auf dem Displaymonitor 12 ausgegeben. Im B-Mode bildet der Monitor die zeitvariable Amplitude der Einhüllenden des Signals als eine Grauskala ab, d. h. die Helligkeit eines Pixels basiert auf der Intensität der Echorückkehr. Im Farbströmungsmodus, wenn eine Bewegung vorliegt, zum Beispiel in einer Arterie fließendes Blut, wird eine Dopplerverschiebung in dem rückkehrenden Signal proportional zur Geschwindigkeit der Bewegungen erzeugt. Die Anzeige bildet die Blutströmung ab, d. h. die Dopplerverschiebung verwendet verschiedene Farben, z. B. rot für eine Strömung zum Wandler hin und blau für eine Strömung vom Wandler weg. Bei der Power-Dopplerbildgebung wird die in dem zurückkehrenden Dopplersignal enthaltene Energie zur Darstellung gebracht.
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Aufeinanderfolgende (Voll-)Bilder (frames) von Farbströmungs- oder B-Mode-Daten werden im Filmspeicher auf einer First-In/First-Out(FIFO)-Basis gespeichert. Die Speicherung kann kontinuierlich erfolgen oder als Ergebnis eines externen Triggervorgangs. Der Filmspeicher ist ein im Hintergrund laufender ringförmiger Bildpufferspeicher, der die Bilddaten erfasst, die in Echtzeit für den Benutzer zur Darstellung gebracht werden. Wenn der Benutzer das System ”einfriert”, hat er die Möglichkeit, zuvor im Filmspeicher eingefangene Bilddaten anzuschauen. Die Grafikdaten für die Herstellung von grafischen Auflagen (overlays) auf dem dargestellten Bild werden erzeugt und gespeichert in dem Zeitlinien/Grafikprozessor und Displayspeicher 20. Der Videoprozessor 22 schaltet im Multiplexbetrieb zwischen den Grafikdaten, den Bilddaten und den Zeitliniendaten hin und her, um den endgültigen Videoausgang in einem Rasterscanformat auf dem Videomonitor 12 zu erzeugen. Zusätzlich sorgt er für verschiedene Grauskala- und Farbkartierungen (maps) sowie für die Verknüpfung der Grauskala- und Farbbilder.
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Konventionelle Ultraschall-Scanner erzeugen zweidimensionale Bilder eines ”Schnitts” (slice) durch einen Anatomiebereich unter Einsatz einer linearen oder gewölbten Wandlersonde mit einem phasengesteuerten Array. Die 5A und SB zeigen ein Wandlerarray mit mehreren separat betriebenen Wandlerelementen 102, von denen jedes einen Ausstoß (burst) von Ultraschallenergie erzeugt, wenn es über einen von einem (nicht gezeigten) Sender erzeugten Impulsverlauf mit Energie beaufschlagt wird. Die von dem untersuchten Objekt zum Wandlerarray 100 zurückreflektierte Ultraschallenergie wird von jedem empfangenden Wandlerelement 102 in ein elektrisches Signal umgewandelt und separat über eine entsprechende Signalleitung 108 an den Bündelformer angelegt. In den meisten konventionellen Wandlerarrays sind die Elemente 102 in einer einzelnen Reihe bzw. Zeile, wie aus 5B zu ersehen, und in einer kleinen Teilung (pitch) beabstandet angeordnet (eine halbe bis eine akustische Wellenlänge auf der Mitte). In der Höhen- bzw. Erhebungsrichtung (senkrecht zur Achse des Arrays und zur Bildebene) sind die einzeiligen Wandlerelemente groß (Zehnfache der Wellenlängen) und die Bündelformung wird über eine akustische Linse 110 mit einer festen Brennweite vorgesehen (vgl. 5A).
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Konventionelle eindimensionale Sonden mit einem phasengesteuerten Array besitzen eine ausgezeichnete laterale sowie axiale Auflösung, aber ihre Höhenleistungsfähigkeit (Elevation-Performance) wird durch eine feste auf einen festen Abstand fokussierte Apertur bestimmt. Die Brennweite der Linse wird so gewählt, dass sie eine maximale Kontrastauflösung in der Nähe des Bildabstands ergibt, der für den beabsichtigten Einsatz der Sonde von größter Bedeutung ist. Die Höhenapertur ist ein Kompromiss zwischen der Kontrastauflösung und der Empfindlichkeit in der Nähe des Linsenbrennpunkts (wird verbessert durch eine große Apertur) und der Schärfentiefe oder dem Kontrast weiter weg von dem Brennpunkt (wird verbessert durch eine kleinere Apertur). Die Höhenapertur ist typischerweise 1/6 bis 1/3 der Linsenfokusdistanz (f/6 bis f/3), was eine gute Schnittdicke (d. h. Bündelweite in der Ebene senkrecht zur Abbildungsebene, auch als ”Erhebungsbündelweite” bezeichnet) und eine gute Kontrastauflösung im Brennpunkt sowie eine moderate Schärfentiefe ergibt. Jedoch ist die Nahfeld- und Fernfeldleistungsfähigkeit (vertikale Schnittdicke und Kontrastauflösung) einer derartigen Sonde signifikant schlechter als die Leistungsfähigkeit im Bereich des Linsenfokus.
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Unter Bezugnahme auf 2 reflektieren die bei jedem Ausstoß von Ultraschallenergie erzeugten Echosignale an den Objekten, die sich in aufeinanderfolgenden Entfernungen entlang des Ultraschallstrahls bzw. -bündels befinden. Die Echosignale werden von jedem Wandlerelement 102 separat abgefühlt, und die Größe des Echosignals zu einem bestimmten Zeitpunkt repräsentiert den Betrag der bei einem spezifischen Abstand auftretenden Reflexion. Aufgrund der Unterschiede in den Ausbreitungswegen zwischen einem Ultraschall streuenden Samplevolumen und jedem Wandlerelement 102 werden diese Echosignale jedoch nicht gleichzeitig erfasst und ihre Amplituden werden nicht gleich sein. Der Bündelformer 2 verstärkt die separaten Echosignale, teilt jedem die richtige Zeitverzögerung zu und summiert sie auf zur Bildung eines einzigen Echosignals, das ein genaues Maß der ingesamten Ultraschallenergie ist, die von dem Samplevolumen reflektiert wird. Jeder Strahlformungskanal 46 empfängt das digitalisierte Echosignal von einem entsprechenden Wandlerelement 102.
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Um gleichzeitig die elektrischen Signale zu summieren, die von den auf jedes Wandlerelement 102 auftreffenden Echos erzeugt werden, werden in jedem separaten Strahlformungskanal 46 mittels einer Strahlformersteuerung 104 Zeitverzögerungen eingebracht. Die Bündel-Zeitverzögerungen für den Empfang sind dieselben Verzögerungen wie die Sendeverzögerungen. Die Zeitverzögerung von jedem Strahlformungskanal ändert sich jedoch kontinuierlich während des Empfangs des Echos, um eine dynamische Fokussierung des aus dem Abstand, von wo das Echosignal ausgeht, empfangenen Bündels vorzusehen. Die Strahlformungskanäle weisen weiterhin (nicht gezeigte) Schaltungen für das Aufbereiten bzw. Apodisieren und Filtern der empfangenen Impulse auf.
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Die in den Summierer 106 eintretenden Signale werden derart verzögert, dass die summierten Signale, wenn sie mit den verzögerten Signalen von jedem der anderen Strahlformungskanäle 46 summiert werden, die Größe und Phase des von einem entlang des gesteuerten Bündels angeordneten Samplevolumen reflektierten Echosignals angeben. Ein Signalprozessor oder Detektor 48 konvertiert das empfangene Signal zu Pixeldaten. Der Abtastkonverter 6 empfängt die Pixeldaten vom Detektor 48 und konvertiert die Daten zu dem gewünschten Bild zur Darstellung auf dem Monitor 12.
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Zweidimensionale Ultraschallbilder sind oft schwer zu interpretieren aufgrund des Unvermögens des Beobachters, sich die Darstellung der gerade abgetasteten Anatomie zu veranschaulichen. Wird jedoch die Ultraschallsonde über einen interessierenden Bereich geführt und werden dabei zweidimensionale Abbildungen zur Formung eines dreidimensionalen Volumens akkumuliert, dann ist die Anatomie leichter vorstellbar. Die Daten können auf eine Anzahl von Wegen manipuliert werden, einschließlich einer Volumen- oder Oberflächenerstellung. Zusätzlich können die Daten erneut abgetastet und in anderen Ebenen dargestellt werden als denjenigen, in denen die Daten ursprünglich gesammelt worden sind. Dies erlaubt dem Benutzer, Ansichten der Anatomie zu erhalten, die angesichts der gegebenen Anatomie und des Unvermögens, die Sonde exakt zu positionieren, nicht möglich sein können. Die obigen Techniken sind zur Darstellung von Ultraschalldaten mit unterschiedlichen Graden von Erfolg benutzt worden. In typischen Fällen werden dreidimensionale Bilder von B-Mode-Daten und Farbströmungsgeschwindigkeits- oder -energiedaten getrennt zur Darstellung gebracht.
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Ein Problem war der begrenzte Bereich für die Höhenfokussierung des von einem Wandlerarray mit einer einzelnen Zeile und einem festen Einzelfokus erzeugten Bündels. Die bei der Rekonstruktion eines dreidimensionalen Bildes verwendeten Quelldatenschnitte variieren aufgrund der ungleichmäßigen vertikalen bzw. Höhenbündelweite in ihrer Dicke. Daher verschlechtern sich die rekonstruierten Bilder sukzessive in dem Maße, wie die Projektionen oder wieder abgetasteten Bilder sich einem Winkel senkrecht zu der Erfassungsebene annähern. Es besteht somit ein Bedarf für eine Steuerung des Erhebungs- bzw. Höhenfokus des Ultraschallbündels über einen größeren Bereich, um einen viel dünneren Schnitt mit gleichmäßigerer Dicke zu erhalten, der eine verbesserte dreidimensionale Abbildung ermöglicht.
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Die Veröffentlichung von Jimin Zhang, Qiang Xue und Shinji Ogawa mit dem Titel „1,5 Dimensional Arrays for Effective Focussing and Receiving” (1,5-dimensionale Arrays zur effizienten Fokussierung und zum effizienten Empfang) aus dem IEEE Ultrasonic Symposium 1996, Seite 1531–1534, beschreibt ein Verfahren zur Simulation der Strahlform von Ultraschallwandlerarrays. Für unterschiedliche Entfernungen vom Array wird der relative Abfall des Schalldrucks mit dem seitlichen Abstand von der Zentralachse berechnet und mit Messergebnissen verglichen. Es kann dabei auch eine akustische Linse vorgesehen sein. Die Ergebnisse können dazu dienen, die Geometrie eines Wandlerarrays, z. B. verschiedene Breiten der Zeilen, im Voraus so festzulegen, dass ein gewünschter Strahlverlauf erzielt wird.
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US 5 485 842 A offenbart Verfahren zur Verarbeitung von erfassten Daten in der Ultraschallbildgebung. Die Darstellung dreidimensionaler Struktur durch Volume Rendering und die dazu erforderliche Bildverarbeitung werden beschrieben.
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US 5 490 512 A beschreibt ein 1,5D-Ultraschallwandlerarray mit mehreren Zeilen von Wandlerelementen. Durch Anlegen unterschiedlicher Spannungen an die Wandlerelemente der äußeren Zeilen können diese vollständig, teilweise oder gar nicht aktiviert werden. Durch Anlegen von Spannungen an die äußeren Elemente lässt sich die Apertur vergrößern und die Form des entstehenden Bündels so verändern, dass sich die engste Stelle des Bündels in einem größeren Abstand von dem Array befindet.
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Die vorliegende Erfindung stellt eine Einrichtung sowie ein Verfahren zur dreidimensionalen Abbildung eines Ultraschall streuenden Mediums in einem Objektvolumen mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche 1 bzw. 9 bereit. Vorteilhafte Ausführungsformen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
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Die Einrichtung und das Verfahren gemäß der Erfindung dienen der Bildgebung mittels Projektion von Ultraschalldaten, die durch Abtasten bzw. Scannen eines interessierenden Volumens gewonnen wurden. Das Objektvolumen wird unter Anwendung einer Vielzahl von parallelen Schnitten mit im Wesentlichen gleichmäßiger Dicke abgetastet. Der UltraschallScanner sammelt B-Mode- oder Farbströmungs-Mode-Bilder in einem Filmspeicher auf einer kontinuierlichen Basis oder als Reaktion auf einen externen Triggervorgang, d. h. für eine Vielzahl von Schnitten. Die von einem jeweiligen interessierenden Gebiet für jeden Schnitt erhaltenen Samplevolumendaten werden an eine Hauptsteuerung gesandt, wobei diese Daten ein interessierendes Volumen bilden. Die Hauptsteuerung führt einen Algorithmus aus, der die Samplevolumendaten in dem interessierenden Volumen unter Einsatz einer Strahlwurftechnik auf mehrere gedrehte Bildebenen projiziert. Die Samplevolumendaten für jede Projektion werden gespeichert, und zwar optional mit dem Teil des letzten außerhalb des interessierenden Gebiets liegenden Hintergrundbild, in einem separaten Bild (frame), in dem Filmspeicher. Diese rekonstruierten Bilder werden sodann selektiv von dem Systembediener zur Anzeige gebracht.
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Eine gleichmäßige vertikale Bündelweite wird erzielt durch Verwendung eines Wandlerarrays mit mehreren Zeilen. Es sind verschiedene Typen von mehrzeiligen Wandlerarrays, einschließlich der sogenannten ”1,25D”-, ”1,5D”- und ”2D”-Arrays entwickelt worden, um eine Verbesserung hinsichtlich der begrenzten Höhenleistungsfähigkeit der gegenwärtigen einzeiligen (”1D”) Arrays zu erreichen. In der hier benutzten Form haben diese Begriffe die folgenden Bedeutungen: 1D) Die Höhenapertur ist fest und der Brennpunkt liegt bei einer bestimmten Entfernung. 1,25D) Die Höhenapertur ist variabel, die Fokussierung bleibt jedoch statisch. 1,5D) Die Höhenapertur, die Schattierung bzw. Mischfarbe (shading) sowie die Fokussierung sind dynamisch veränderlich, dabei jedoch symmetrisch um die Mittellinie des Arrays. Und 2D) Die vertikale bzw. Höhengeometrie sowie Leistungsfähigkeit sind vergleichbar mit dem Azimut, und zwar mit voller elektronischer Apodisierung, Fokussierung und Steuerung.
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Die dreidimensionale Ultraschall-Bildgebungseinrichtung der vorliegenden Erfindung verwendet ein mehrzeiliges Wandlerarray des Typs, der nicht in der vertikalen bzw. Erhebungsrichtung steuerbar ist, nämlich 1,25D- und 1,5D-Arrays. Die Höhenapertur einer 1,25D-Sonde nimmt mit der Entfernung zu, die Höhenfokussierung dieser Apertur ist jedoch statisch und wird hauptsächlich bestimmt durch eine mechanische Linse mit einem (oder mit mehreren) festen Brennpunkt(en). 1,25D-Sonden können eine wesentlich bessere Leistungsfähigkeit der Nahfeld- und Fernfeldschnittdicke liefern als 1D-Sonden und erfordern keine zusätzlichen Bündelformerkanäle im System. 1,5D-Sonden benutzen zusätzliche Bündelformerkanäle, um eine dynamische Fokussierung und Apodisierung in der Erhebungsrichtung bereitzustellen. 1,5D-Sonden können eine im Vergleich zu 1,25D-Sonden vergleichbare Detailauflösung und eine demgegenüber wesentlich bessere Kontrastauflösung bieten, und zwar insbesondere im Mittel- und Fernfeld.
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Gemäß der bevorzugten Ausführung der Erfindung weist das mehrzeilige Wandlerarray eine oder mehr zentrale Zeilen auf, die mit Elementen mit einer kleineren Fläche als der kombinierten bzw. zusammengefassten Fläche der paarweisen Elemente der äußersten Zeilen ausgeführt sind. Diese Geometrie bietet eine exzellente Höhenleistungsfähigkeit (dünneres und gleichmäßigeres Schnittbild, größere Kontrastauflösung), insbesondere im ausgesprochenen Nahfeld. Vorzugsweise weist das Array fünf Zeilen sowie eine mehrfokale Linse auf, wobei die kombinierte Fläche jedes Elementpaares in den äußersten Zeilen größer ist als die Fläche jedes Elements in der mittleren Zeile und größer ist als die kombinierte Fläche von jedem Elementpaar in den Zwischenzeilen. Gemäß einer weiteren Abwandlung weist das Array lediglich drei Zeilen sowie eine bifokale Linse auf, wobei die kombinierte Fläche jedes Elementpaares in den äußeren Reihen größer ist als die Fläche jedes Elements der zentralen Zeile. Das Array kann auch mehr als fünf Zeilen enthalten.
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Für 1,25D- und 1,5D-Arrays mit relativ wenigen Zeilen wird eine kleinere zentrale Zeile im Allgemeinen die Nahfeldauflösung verbessern. Wenn der mehrzeilige Wandler als ein 1,25D-Array benutzt wird, dann verbessern nicht nur eine oder mehrere kleine Zeilen das Nahfeld, sondern auch eine oder mehrere große äußere Zeilen bieten in Verbindung mit einer Mehrfachfokuslinse eine verbesserte Höhenleistungsfähigkeit im Fernfeld.
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Die Erfindung wird im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Zuhilfenahme der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:
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1 ein Blockschaltbild, das die hauptsächlichen funktionalen Untersysteme in einem Echtzeit-Ultraschall-Bildgebungssystem zeigt;
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2 ein Blockschaltbild eines typischen 128-Kanal-Bündelformers in einem konventionellen Ultraschall-Bildgebungssystem;
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3 ein Blockschaltbild der Einrichtung zur Bildrekonstruktion mit aufeinanderfolgenden volumetrischen Projektionen von Intensitäts- und Geschwindigkeits- oder Energiepixeldaten gemäß einer bevorzugten Ausführung der vorliegenden Erfindung;
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4 ein Flußdiagramm der Schritte eines Algorithmus zur Bildrekonstruktion mit aufeinanderfolgenden volumetrischen Projektionen von Intensitäts- und Geschwindigkeits- oder Energiepixeldaten gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
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5A und 5B vertikale Querschnitts- bzw. Frontalansichten eines konventionellen 1D-Wandlerarrays;
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6 bis 8 vertikale Querschnittsansichten von drei mehrzeiligen Wandlerarrays, die in dem dreidimensionalen Ultraschall-Bildgebungssystem der vorliegenden Erfindung verwendet werden können: 6 – ein Array mit Fresnel-Zeilenbreiten, einer Einfachfokuslinse sowie elektrischen Verbindungen für eine 1,5D-Bündelformung; 7 – ein Array mit Elementen von gleicher Fläche, einer Mehrfachfokuslinse sowie elektrischen Verbindungen für eine 1,25D-Bündelformung; und 8 – ein Array mit (in der Elevationsrichtung) relativ kürzeren zentralen Zeilen und relativ größeren äußersten Zeilen, einer Mehrfachfokuslinse sowie mit elektrischen Verbindungen für eine 1,25D-Formung.
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Unter Bezugnahme auf die 3 und 4 wird nun das Verfahren zum Projizieren von Samplevolumendaten in dreidimensionale Bilder gemäß der Erfindung beschrieben. Wie aus 3 zu ersehen ist, enthält die Hauptsteuerung 8 eine zentrale Verarbeitungseinheit (CPU) 42 und einen Speicher 44 mit wahlfreiem Zugriff. Die CPU 42 weist einen darin angeordneten Nur-Lese-Speicher (ROM) zum Speichern der Routinen auf, die für die Umsetzung des gewonnenen Volumens von Intensitäts- oder Farbströmungs-Mode-Daten in eine Vielzahl von dreidimensionalen unter verschiedenen Winkeln genommenen Projektionsbildern benutzt werden. Die CPU 42 steuert den XY-Speicher 18 und den Filmspeicher 24 über den Systemsteuerbus 10. Insbesondere steuert die CPU 42 den Pixeldatenfluß von dem XY-Speicher 18 zum Videoprozessor 22 und zum Filmspeicher 24 sowie von dem Filmspeicher 24 zum Videoprozessor 22 und zur CPU 42 selbst. Jedes (Voll-)Bild (frame) von Pixeldaten, das einen von vielen Scans oder Schnitten durch das untersuchte Objekt repräsentiert, wird in dem XY-Speicher 18 gespeichert und im nächsten Zyklus zum Videoprozessor 22 sowie zum Filmspeicher 24 übertragen. Ein das abgetastete Objektvolumen repräsentierender Stapel von Bildern wird im Abschnitt 24A des Filmspeichers 24 gespeichert. Während der Initialisierung (vgl. den Schritt 26 in 4) holt die CPU 42 vom Abschnitt 24A des Filmspeichers nur die einem interessierenden Objektvolumen entsprechenden Pixeldaten. Dies wird erreicht, indem man lediglich die Pixeldaten in einem interessierenden Gebiet von jedem gespeicherten Bild holt, das von irgendeinem Scan gewonnen wurde, der das interessierende Volumen schneidet. Mit anderen Worten, die dem interessierenden Gebiet entsprechenden Pixeldaten von jedem einen Bild eines Stapels von aufeinanderfolgenden Bildern bilden ein interessierendes Quelldatenvolumen.
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Wie aus 4 zu ersehen ist, werden die Intensitätsdaten in dem dem interessierenden Objektvolumen entsprechenden Pixeldatensatz vor der Projektion als Option gefiltert (Schritt 28), um Fleckenrauschen (Speckle-Rauschen) zu glätten und Artefakte zu reduzieren. Dies vermeidet während der Projektion den Verlust von Daten aufgrund von Maserungsrauschen. Beispielsweise erzeugen Blutgefäße weniger Echo als das umgebende Gewebe. Gefäße können deshalb unter Einsatz von Projektionen mit minimaler Intensität abgebildet werden. Alternativ werden im Umkehrvideo/Minimum-Mode die Intensitätsdaten invertiert, um die Gefäße hell anstatt dunkel zu machen. Die Gefäße können dann unter Einsatz von Projektionen mit maximaler Intensität abgebildet werden. Um die Auswahl von maximalen Intensitäten, die helle Flecken im Gegensatz zu den gewünschten Pixeldaten sind, zu verhindern, kann vor der Projektion ein Filter zur Beseitigung solcher hellen Fleckintensitäten benutzt werden. Die aus dem Filmspeicher (vgl. 3) geholten Pixeldaten. können von der CPU 42 unter Verwendung eines 3 × 3 Faltungsfilters mit einem 111 141 111 Kernel gefiltert werden, d. h. das zentrale Pixel der Intensitätsdaten in jedem 3 × 3 Pixelarray wird in jedem Schnitt oder Bild ersetzt durch einen Intensitätswert, der proportional ist zu der Summe aus dem vierfachen Wert des zentralen Pixels plus der Summe aus den Werten der acht dieses Pixel umgebenden Pixel. Das gefilterte Quelldatenvolumen wird sodann im Speicher 44 abgespeichert (Schritt 30). In ähnlicher Weise kann ein Faltungsfilter benutzt werden, um schwarze Löcher in einem Bild vor der Projektion mit minimaler Intensität zu entfernen.
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Als nächstes führt die CPU
42 unter Verwendung des im
US 5 226 113 A beschriebenen Strahlwurf-Algorithmus (ray casting algorithm), dessen Inhalt hier durch Bezugnahme ausdrücklich eingefügt wird, eine Reihe von Transformationen durch. Die aufeinanderfolgenden Transformationen repräsentieren Projektionen mit maximaler, minimaler oder durchschnittlicher Intensität, Geschwindigkeit oder Energie, die unter winkelmäßigen Inkrementen, beispielsweise in Intervallen von 10°, innerhalb eines Winkelbereichs, z. B. von +90° bis –90°, vorgenommen werden. Die Winkelinkremente müssen jedoch nicht 10° sein; auch ist die Erfindung nicht auf einen bestimmten Winkelbereich begrenzt.
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In Übereinstimmung mit der bei der vorliegenden Erfindung angewandten Strahlwurftechnik werden die volumetrisch angelegten Projektionsbilder einer Abtastung unter irgendeinem willkürlichen Betrachtungswinkel zur Anzeige gebracht, und zwar beim Scannen eines Objektvolumens mittels eines Ultraschall-Wandlerarrays mit im Wesentlichen gleichmäßiger vertikaler bzw. Höhen-Bündelweite. Das Samplevolumen wird in einer derartigen Weise abgetastet, dass man eine Folge von geschichteten benachbarten Schnitten (slices) erzeugt, von denen jeder dieselbe Anzahl von Objektvolumenelementen (voxels) enthält. Jedes Voxel besitzt ein rechteckiges Profil in der Scheibenebene (z.B. in der X-Y-Ebene). Während die komplementären Seiten von gleicher Länge sein können, so dass dieses Profil quadratisch sein kann, ist die Scheibendicke im Allgemeinen größer als die Länge jeder Seite.
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Jedes Objektvoxel wird analysiert und sein Datenwert (Intensität, Geschwindigkeit oder Energie) wird in ein entsprechendes Datenvoxel eines Datenvolumens platziert. Das Datenvolumen ist ein einfaches kubisches Gitter, obwohl die Dicke eines jeden Objektschnitts und jede (Stirn-)Flächengröße eines Objektvoxels (die Größe des Voxels in der X-Y-Ebene) im Allgemeinen nicht dieselbe sein werden.
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Gemäß einer von der CPU 42 angewandten bekannten Technik wird ein Bild des Objekts projiziert (Schritt 34 in 4) durch Projektion eines Strahls (ray casting) von einem Gitterpunkt in jedem Datenvoxel in Richtung auf eine Bildebene. Der Einfachheit halber kann der Gitterpunkt beispielsweise die am nächsten an dem Datenvolumenursprung liegende Datenvoxelspitze (vertex) sein. Obwohl alle Strahlen auf irgendeinen Teil der Bildebene auftreffen, wird nur den in das betrachtete Bildebenenpixel fallenden Strahlen erlaubt, zu den Daten für dieses Bildebenenpixel beizutragen. Für eine maximale Pixelprojektion wird jeder projizierte Wert mit dem momentan gespeicherten Wert verglichen, und der größere der beiden Werte wird in dem Speicher für dieses Pixel 60a platziert. Für eine minimale Pixelprojektion wird der kleinere der beiden Werte gespeichert. Da jedes Voxel in dem ausgewählten Datenvolumen sequentiell eingegeben und in Richtung auf die Bildebene projiziert wird, wird schließlich ein Datenvolumenvoxel entlang seines zugehörigen Strahls projiziert und trifft nicht innerhalb des gewünschten Pixels auf, so dass sein Datenwert (z. B. die Intensität) nicht mit dem gegenwärtig für das Pixel gespeicherten Datenwert verglichen wird. Es wird nun für diese Projektion von Daten bei dem bestimmten dreidimensionalen Betrachtungswinkel der maximale Datenwert für dieses Pixel festgelegt. Alle Datenwerte werden auf null zurückgesetzt, wenn eine neue Projektion erfolgen soll. Somit wird jedes der Pixel der Bildebene beim Start einer Bildprojektionsprozedur rückgesetzt, und alle Datenvolumenvoxel (in dem gesamten Raum oder in dem ausgewählten Teil, wie durch den Teil des ausgewählten Objektvolumens festgelegt) werden einzeln und sequentiell abgetastet. Der Datenwert in jedem Datenvoxel wird durch einen zugeordneten Strahl so projiziert, dass er in einem Pixel davon auf die Bildebene auftrifft, wobei der Maximalwert in jedem Pixel mit dem gegenwärtigen Wert des strahlprojizierten Datenvolumenvoxels verglichen wird, um den größeren davon zu bestimmen, welcher größere Wert sodann als Teil des Maximalwertbildes gespeichert wird.
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Gemäß einern anderen Aspekt der obigen Technik wird die Datenprojektion (im Schritt
36 in
4) skaliert, und es wird eine etwaige Anisotropie zwischen dem Objektvolumen und der Bildebene durch lediglich einen einzigen Satz von Berechnungen beseitigt, nachdem die Rückprojektion abgeschlossen ist. Da es sich bei dem Objektvolumen um ein reales Volumen handelt, während es sich bei dem Datenvolumen um ein abstraktes Konzept handelt, ist es nötig, den Betrag der Verzerrung der Projektionsdaten aufgrund der Darstellung des kubischen Datenvolumengitters unter einem unterschiedlichen Winkel in einer ersten Ebene zu bestimmen gegenüber dem Winkel, unter dem eine willkürliche Betrachtungsrichtung mit Bezug sowohl auf das Objektvolumen als auch auf das Datenvolumen positioniert wird. Die offenbarten Dimensionen von jedem Voxel werden sich in dem Maße ändern, wie sich die effektiven Erhebungswinkel ändern. Wenn das Aspektverhältnis A (definiert als das Verhältnis der tatsächlichen Scheibendicke im Objektvolumen zur tatsächlichen Pixelgröße in demselben Objektvolumen) nicht eins beträgt (d. h. größer oder gleich eins ist), dann werden die Erhebungswinkel verschieden sein, und der effektive Erhebungswinkel in dem Datenvolumen wird gegenüber dem tatsächlichen Erhebungswinkel in dem Objektvolumen unterschiedlich sein. Die Daten werden dann in Übereinstimmung mit einem Objekterhebungswinkel gedreht. Danach können die projizierten Daten so skaliert werden, dass sie (wenn die Drehung um die horizontale Achse erfolgt) die korrekte Höhe in dem Objektvolumen erhalten, und zwar durch eine Multiplikation aller projizierten Datenhöhen mit einem Höhenskalierungsfaktor. Die Elemente einer 3×3-Rotationsmatrix können bestimmt werden (wie im
US 5 226 113 A beschrieben), und diese Beziehungen werden benutzt, um die Transformationen vom Datenvolumen zur Bildebene zu bestimmen. Nachdem die Daten auf die Bildebene projiziert sind, wird das Bild zur Korrektur des Effekts der anisotropen Objektvoxel skaliert. Die Faktoren in der Rotationsmatrix können zu Beginn einer Projektion vorberechnet (Schritt
32 in
4) und für alle Rotationsberechnungen benutzt werden.
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Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung werden die skalierten Bildebenendaten vor einer Anzeige (Display) kartiert (mapped), um eine gewünschte Helligkeit sowie einen gewünschten Kontrastbereich zu erreichen (Schritt 38 in 4).
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Das in 4 gezeigte Verfahren kann angewendet werden auf die B-Mode-Intensitätsdaten sowie auf die Farbströmungsgeschwindigkeits- oder Energiedaten für das interessierende von dem Filmspeicher wiedergegebene Datenvolumen. Jedes Pixel in dem projizierten Bild schließt die transformierten Intensitätsdaten und die transformierten Geschwindigkeits- oder Energiedaten ein, welche von der Projektion auf eine vorgegebene Bildebene abgeleitet wurden. Zusätzlich speichert während der Zeit, in welcher der Filmspeicher vom Bediener ”eingefroren” war, die CPU 42 als Option das letzte Bild (frame) aus dem XY-Speicher 18 unter mehrfachen aufeinanderfolgenden Adressen im Abschnitt 24B des Filmspeichers 24. Die projizierten Bilddaten für den ersten projizierten Betrachtungswinkel werden in die erste Adresse im Filmspeicherabschnitt 24B eingeschrieben, so dass die projizierten Bilddaten in einem interessierenden Bereich dem Hintergrundbild (background frame) überlagert werden. Dieser Prozess wird für jedes Winkelinkrement wiederholt, bis alle projizierten Bilder im Filmspeicherabschnitt 24B gespeichert sind, wobei jedes projizierte Bild (frame) aus einem interessierenden Gebiet besteht, das transformierte Daten und als Option einen Peripheriehintergrund enthält, der das interessierende Gebiet umgibt und aus Hintergrundbilddaten besteht, die nicht von transformierten Daten aus dem interessierenden Gebiet überschrieben sind. Das Hintergrundbild macht es deutlicher, von wo aus jede zur Darstellung gebrachte Projektion betrachtet wird. Der Bediener kann dann ein jedes der projizierten Bilder für die Darstellung auswählen. Zusätzlich kann die Abfolge der projizierten Bilder erneut auf dem Displaymonitor abgespielt werden, um das Objektvolumen so darzustellen, als wenn es vor dem Betrachter rotieren würde.
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Gemäß der vorliegenden Erfindung lässt sich eine relativ zu der in 1D-Arrays erhaltenen Elevations- bzw. Höhenleistungsfähigkeit verbesserte Höhenleistungsfähigkeit erzielen durch Verwendung eines entweder als 1,25D- oder als 1,5D-Array konfigurierten mehrzeiligen Wandlerarrays.
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Figur 6 zeigt ein 1,5D-Array 100A mit einem Fresnel-Zeilenraster (row pitch) und fünf Reihen bzw. Zeilen 102a–102e von Wandlerelementen, die in der vorliegenden Erfindung zur Gewinnung einer gleichmäßigeren Erhebungsbündelweite benutzt werden können, als das mit einem 1D-Array erreichbar ist. Die Ultraschallpulse werden über eine Einfachfokuslinse 110 gesendet bzw. übertragen. Wenn die Mittellinie des Arrays definiert wird mit y = 0 und die Außenkante mit y = ymax, dann liegen die Zeilenkanten bei Abständen ((1/3)1/2, (2/3)1/2, 1)ymax von der Mittellinie. Die Signalleitungen 108a von den Wandlerelementen der Mittelzeile werden zur Verbindung mit einem ersten Satz von Bündelformungskanälen 2a herausgeführt. Die Array-Elemente in gegenüber der Mittelzeile anderen Zeilen sind elektrisch paarweise symmetrisch zur Mittellinie verbunden. Die Signalleitungen 108b von jedem Paar von Wandlerelementen der Zwischenzeile sind zur Verbindung mit einem zweiten Satz von Bündelformungskanälen 2b herausgeführt. In gleicher Weise sind die Signalleitungen 108c von jedem Paar von Wandlerelementen der Außenzeile zur Verbindung mit einem dritten Satz von Bündelformungskanälen 2c herausgeführt. Die Bündelformerkanäle 2a–2c liefern für jedes Wandlerelement oder Paar von Elementen in dem 1,5D-Array 100A unabhängige Zeitverzögerungen, Apodisierung und Filterung. Die Ausgänge der Bündelformerkanäle werden analog zum Summierer 106 des in 2 gezeigten 1D-Bündelformers im Summierer 120 zusammengefasst.
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7 zeigt ein 1,25D-Array 100B mit fünf Zeilen 102a–102e von Wandlerelementen mit gleicher Fläche, die in der vorliegenden Erfindung zur Gewinnung einer gleichmäßigeren vertikalen bzw. Erhebungsbündelweite benutzt werden können, als das mit einem 1D-Array erreichbar ist. In diesem Fall werden die Ultraschallimpulse über eine Mehrfachfokuslinse 112 übertragen. Die Zeilenkanten finden sich bei Abständen (1/3, 2/3, 1)ymax von der Array-Mittellinie. Für jede vertikale Spalte weisen die paarweisen Elemente der äußeren Zeilen eine summierte Fläche auf, welche mit der Fläche jedes Elements in der Mittelzeile gleich ist. Somit weisen die Elementepaare in den Außenzeilen dieselbe elektrische Impedanz und akustische Empfindlichkeit auf, wie die Elemente der Mittelzeile. Die Mehrfachfokuslinse verbessert die Gleichmäßigkeit des Erhebungsbündelprofils, indem sie die mittlere Zeile im Nahfeld fokussiert, wo lediglich die Mittelzeile aktiv ist, und indem sie die Außenzeilen im Fernfeld fokussiert, was das einzige Gebiet ist, in dem diese aktiv sind.
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In dem in 7 gezeigten 1,25D-Array ist eine Vielzahl von Multiplexern 114 jeweils mit einer entsprechenden Vielzahl von Signalleitungen 118 verbunden (lediglich ein Multiplexer und eine Signalleitung sind in 7 zu sehen). Jede Signalleitung 118 ist mit einem entsprechenden (in 7 nicht gezeigten) Strahlformungskanal verbunden. Jeder Multiplexer 114 besitzt drei interne Schalter, welche die Signalleitungen 108a–108c im Multiplexbetrieb zur Verbindung mit der Signalleitung 118 schalten. Jede Spalte von Wandlerelementen ist mit einem entsprechenden Satz solcher Signalleitungen verbunden; das zentrale Zeilenelement 102a ist mit der Signalleitung 108a verbunden; die paarweisen Elemente 102b, 102c der Zwischenzeilen sind mit der Signalleitung 108b verbunden; und die paarweisen Elemente 102d, 102e der äußersten Zeilen sind an die Signalleitung 108c angeschlossen. In der Praxis sind die Elementpaare (d. h. die Verbindung von 102b mit 102c und von 102d mit 102e) innerhalb des Sondenkopfes miteinander verbunden, während die Multiplexer innerhalb des Sondenkopfes, am konsolenseitigen Ende des Sondenkabels oder innerhalb der Systemkonsole selbst lokalisiert sein können.
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Da der Zustandswechsel der Multiplexerschalter Rauschen erzeugt, erfordert die Benutzung dieser Sonde typischerweise drei Sende-Empfangszyklen pro Bündel. Bei geschlossenen Multiplexerschaltern 114a für die zentrale Zeile der Elemente 102a und bei geöffneten Schaltern 114b und 114c werden die Sendeverzögerungen so eingestellt, dass sie eine Azimutfokussierung im Nahfeld vorsehen und der Nahbereichsteil der Bündeldaten gewonnen wird. Als nächstes werden die Schalter 114a und 114b geschlossen, die Sende- und Empfangsverzögerungen umkonfiguriert, und es werden unter Benutzung der Zeilen 102a, 102b und 102c die Mittelfelddaten gewonnen. Schließlich werden alle Multiplexerschalter geschlossen, die Sende- und Empfangsverzögerungen werden umkonfiguriert, und die Fernfelddaten werden unter Benutzung der Zeilen 102a–102e gewonnen. Die Daten von den drei Zonen werden in dem Abbildungssystem miteinander verwoben, wobei dafür Sorge getragen wird, die Empfindlichkeitsveränderung beim Übergang zu kompensieren.
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Gemäß der bevorzugten Ausführung der Erfindung wird eine optimale Höhenleistungsfähigkeit (minimale Schnittbilddicke und maximale Kontrastauflösung) erreicht mit mehrzeiligen Wandlerarrays mit einer kürzeren (d. h. weniger hohen) Mittelzeile und größeren (d. h. höheren) Außenzeilen. Die Außenzeilen sind ebenfalls in der vertikalen bzw. Erhebungsrichtung größer als irgendeine der Zwischenzeilen.
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Im ausgesprochenen Nahfeld ist lediglich die Mittelzeile des Arrays aktiv und die Höhenleistungsfähigkeit wird bestimmt durch die Höhe der Mittelzeile. Für 1,25D- und 1,5D-Arrays mit relativ wenigen Zeilen wird im allgemeinen eine kleinere Mittelzeile die Nahfeldauflösung verbessern. Die untere Grenze für die Größe der Elemente der Mittelzeile ist entweder der mit der Kopplung eines kleinen Elements mit hoher Impedanz durch ein langes Kabel auf die Strahlformerelektronik zusammenhängende zunehmende Verlust oder der sich verringernde Nahfeldabstand (Z ≈ d/4λ) und die zunehmende Divergenz des Strahls (Halbwinkel θ ≈ sin–1(λ/d)) aufgrund der Beugung, wenn die Größe des Elements in die Nähe einer akustischen Wellenlänge kommt.
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Wenn die Abbildungstiefe vom Nahfeld zum Fernfeld hin zunimmt, werden weitere Zeilen von Wandlerelementen einbezogen. Um eine gleichmäßige Leistungsfähigkeit in der vertikalen bzw. Höhendimension über einen maximalen Bereich zu erzielen, würde man es vorziehen, dass die effektive Brennweite bzw. Fokaldistanz des Arrays mit der Zunahme der aktiven Apertur zunimmt. Mit einem 1,25D-Array wird die gesamte Höhenfokussierung durch die akustische Linse vorgesehen. Um die Brennweite mit der Aperturvergrößerung zu erhöhen, wird eine Mehrfachfokuslinse benutzt.
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Eine Vergrößerung der Außenzeilen des Arrays relativ zu den inneren Zeilen legt ein größeres Gewicht im Fernfeld des Bildes auf die äußeren Segmente der Linse. Dies wird weiterhin die Effektivität der Mehrfachfokuslinse erhöhen und weiter die vertikale bzw. Erhebungsschärfentiefe und Leistungsfähigkeit des Wandlers verbessern.
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Mit einem 1,5D-Array und mit einem Bündelformer wird einiges beim vertikalen Fokussieren auf dynamische Weise durch Anpassung von elektronischen Zeitverzögerungen im Bündelformer erreicht. Der Bündelformer erlaubt weiterhin eine dynamische Amplitudenschattierung in der Erhebungsrichtung, was bei der Unterdrückung des Einflusses von Nebenkeulen auf das Bündel hilft. Diese Effekte werden gehemmt durch und können überwiegen die Vorteile von großen äußeren Zeilen und einer Mehrfachfokuslinse. Die Ausführung eines Arrays für eine optimale elektronische Fokussierung und Schattierung (shading) im Fernfeld führt zu großen Mittelzeilen und kleinen Außenzeilen. Die Relevanz dieser Erfindung für die Auslegung eines 1,5D-Arrays wird abhängen von der Bedeutung der Höhenleistungsfähigkeit der Sonde im Nahfeld relativ zu der Leistungsfähigkeit im Fernfeld für die jeweilige klinische Anwendung, für welche die Sonde gedacht ist.
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Es sind viele konventionelle mehrzeilige Wandlerarrays mit gleichflächigen Elementen ausgelegt worden, so dass alle Bundelformerkanäle dieselbe elektrische und akustische Impedanz ”sehen” und alle Wandlerelemente denselben Sende- und Empfangswirkungsgrad aufweisen. Die modernsten Ultraschall-Bildgebungssysteme weisen jedoch in ihren Bündelformern eine Sende- und Empfangsapodisierungssteuerung (Sendeamplituden- und Empfangsverstärkungssteuerung) auf. Diese Fähigkeit kann angepasst oder verbessert werden, um Abweichungen in der Empfindlichkeit, bei den Verlusten und beim Sende/Empfangswirkungsgrad zwischen den Zeilen eines Arrays mit nicht gleichen Flächen zu kompensieren. Daher sollte die nicht-gleichförmige Empfindlichkeit und ein inverses Apodisierungsprofil, das von einem unkompensierten Array mit kleinen Mittel- und großen Außenzeilen herrühren könnte, kein Problem sein, wenn ein derartiges Array mit einem richtig ausgelegten Bildgebungssystem verbunden wird.
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Als ein Beispiel für die Anwendung der obigen Array-Auslegungsprinzipien zeigt 8 ein fünfzeiliges 1,25D-Array mit einer kleinen zentralen Zeile 102a und großen äußersten Zeilen 102d und 102e, welches Array in dem System nach der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann. Die Zeilenkanten liegen bei Abständen (1/4, 1/2, 1)ymax von der Array-Mittellinie. Somit weisen die paarweisen Elemente der Zwischenzeilen 102b und 102c eine Fläche auf, die gleich ist zu der Fläche jedes Elements der mittleren Zeile 102a; und die paarweisen Elemente der äußersten Zeilen 102d und 102e besitzen eine Fläche gleich dem Doppelten der Fläche jedes Elements der mittleren Zeile 102a. Die Ultraschallimpulse werden ausgesendet über eine Mehrfachfokuslinse 116 mit Linsenbrennweiten von 35, 65 und 90 mm. Der zentrale Abschnitt der Linse 116 mit einer Brennweite von 35 mm fokussiert die von der zentralen Zeile 102a gesendeten Ultraschallbündel; die benachbarten Linsenabschnitte (mit 65 mm Brennweite) fokussieren die jeweils von den Zeilen 102b und 102c gesendeten Bündel; und die äußersten Linsenabschnitte (mit 90 mm Brennweite) fokussieren die jeweils von den äußersten Zeilen 102d und 102e gesendeten Bündel. Die (Schaltungs-)Verbindung und Arbeitsweise der Multiplexer 114 ist dieselbe wie die zuvor mit Bezug auf 7 beschriebene.
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Die Mehrfachfokuslinse 116 liefert eine Verzögerungsfunktion, die kontinuierlich über die Höhenapertur ist, jedoch für jede Zeile eine unterschiedliche Krümmung (Brennweite) aufweist. Diskontinuierliche Verzögerungsfunktionen sind ebenfalls möglich, entweder durch Einführung von Diskontinuitäten in die Linse (die Beugungsartefakte verursachen können) oder durch Einführung von statischen Verzögerungselementen in den Signalpfad zwischen jeder Zeile von Elementen und dem Multiplexer. Der Vorteil einer Mehrfachfokuslinse ist der, dass sie die Schärfentiefe wesentlich erhöht und damit über im Wesentlichen den gesamten Abbildungsbereich der Sonde eine gleichmäßige Auflösung (–6 dB Kontur) und gleichmäßigen Kontrast (–20 dB Kontur) liefert. Der Nachteil liegt darin, dassdass die Nebenkeulen in der Nähe ihres Brennpunkts nicht ganz so schnell abfallen wie die bei einer Einfachfokuslinse.
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Ein Design mit einer kleinen Mittelzeile verbessert signifikant die Leistungsfähigkeit des 1,25D-Arrays im Nahfeld. Kombiniert man ihn mit großen Außenzeilen und einer Mehrfachfokuslinse, bietet das Design mit einer kleinen Mittelzeile für das 1,25D-Array auch eine mäßige Verbesserung im Fernfeld.
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Die in 6 gezeigten Zeilenhöhen des fünfzeiligen 1,5D-Arrays können auch so angepasst werden, dass sie äußerste Zeilen mit einer größeren Höhe als für die Mittelzeile vorsehen. Insbesondere können die Zeilenkanten dieselben sein, wie das für das in 8 gezeigte 1,25D-Array beschrieben ist. Dieses Design mit einer kleinen Mittelzeile verbessert weiterhin signifikant die Leistungsfähigkeit des 1,5D-Arrays im Nahfeld. Für ein 1,5D-Array bewirkt das Design mit kleiner Mittelzeile jedoch breitere Nebenkeulen im Fernfeld, so dassdass die Wahl zwischen 1,5D-Arrays mit kleiner Mittelzeile und solchen mit gleicher Fläche auf eine Wahl zwischen der Höhenleistungsfähigkeit im Nahfeld und im Fernfeld hinausläuft.
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Bündelprofilmessungen und Bilder bestätigen, dass mehrzeilige Arrays mit kleinen Mittelzeilen eine Höhenschnittdicke aufweisen, die über den gesamten Abbildungsbereich des Arrays bemerkenswert gleichförmig ist, und dass sie eine Abbildungsleistung besitzen, die wesentlich besser ist als die von vergleichbaren 1D-Sonden.
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In Übereinstimmung mit Varianten der in den 6 und 7 gezeigten bevorzugten Ausführungsformen besitzt jedes Wandlerelement in der zentralen Zeile 102a eine vorbestimmte Fläche, jedes Paar von Wandlerelementen in den äußeren Zeilen 102d und 102e besitzt eine erste zusammengefasste Fläche, die größer ist als die vorbestimmte Fläche, und jedes Paar von Wandlerelementen in den Zwischenzeilen 102b und 102c weist eine zweite zusammengefasste Fläche auf, die nicht kleiner als die vorbestimmte Fläche und nicht größer ist als die erste zusammengefasste Fläche.
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Das 1,25D-Design gemäß der bevorzugten Ausführung (vgl. 7) bietet eine Nahfeld- sowie Fernfeldleistung (Schnittdicke Kontrastauflösung), die wesentlich besser ist als die der konventionellen 1D-Sonden und die keine zusätzlichen Systemkanäle für Bündelformer erfordert. Die vergrößerte vertikale bzw. Höhenapertur sowie Linsenfokaldistanz kann einige dB zur akustischen Empfindlichkeit der Sonde im Fernfeld beitragen; diese Gewinne können jedoch aufgezehrt werden durch vergrößerte Verluste in dem Multiplexer sowie in der Verkabelung.
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Um eine dynamische Höhenfokussierung zu unterstützen, erfordern 1,5D-Arrays viel mehr bündelformende Kanäle und Verbindungen als 1,25D-Arrays. Eine vertikale bzw. Erhebungsbündelsteuerung für 1,25D-Arrays lässt sich lediglich mit einer Linse und einem Multiplexer erzielen. Alle Elemente innerhalb jeder vertikalen Spalte eines 1,25D-Arrays werden mit demselben bündelformenden Kanal verbunden und teilen sich dieselbe elektronische Zeitverzögerung und Schattierung. Im Gegensatz dazu benutzen 1,25D-Arrays eine dynamische Fokussierung und Schattierung zur Steuerung des Höhenbündels. Bei Vorliegen von Höhensymmetrie (keine Steuerung) erfordert dies einen unabhängigen Strahlformungskanal für jeden Satz von paarweisen vertikalen (elevational) Elementen.
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Somit ist die Unterscheidung zwischen einfachen und zusammengesetzten Linsen weniger bedeutsam für 1,5D als für 1,25D. Bei 1,25D-Arrays ist die Linse der einzige Fokussierungsmechanismus, und eine zusammengesetzte Linse vorzusehen, ist ausschlaggebend für die Aufrechterhaltung einer guten Detail- und Kontrastauflösung über einen ausgedehnten Bereich. In einem 1,5D-Array sind die elektronische Fokussierung und Apodisierung ausreichend wirksam, so dass eine zusammengesetzte Linse nur einen geringen Vorteil gegenüber einer einfachen Linse bietet. Der Linsenfokus sollte nahe der Mitte des interessierenden Bereichs liegen.
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Im Fall von 1,5D-Arrays kann eine elliptische aktive Apertur benutzt werden, um die Anzahl der von den äußersten Zeilen benutzen Kanäle zu verringern und ein Bündelprofil zu erzeugen, das dem Bündelprofil einer rechteckigen Apertur überlegen ist. Zusätzlich können synthetische Aperturtechniken und mehrfache Sende-Empfangszyklen verwendet werden, um von einem 128-Kanal-Bildgeber eine 256- oder 512-Kanalleistung zu erhalten.
