DE19960078A1 - Ultraschall-Bildgebung mit optimaler Bildqualität im interessierenden Bereich - Google Patents

Ultraschall-Bildgebung mit optimaler Bildqualität im interessierenden Bereich

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Abstract

Es werden Verfahren und Einrichtungen angegeben zum bildlichen Darstellen eines Ultraschallbündels, das einen interessierenden Bereich mit einer optimalen Bildqualität und einen Hintergrundbereich mit einer normalen Bildqualität aufweist. In dem dargestellten Bild liegt der Hintergrundbereich außerhalb des interessierenden Bereiches. Die optimale Bildqualität innerhalb des interessierenden Bereiches wird dadurch erzielt, daß ein Satz von bildgebenden Parametern verwendet wird, die unterschiedlich sind von dem Satz von bildgebenden Parametern, die zum Gewinnen des Hintergrundbildes verwendet werden, wobei zu den bildgebenden Parametern der eine oder mehrere der folgenden gehören: unterschiedliche (z. B. kürzere) Sendekurven, eine erhöhte Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefeneinheit, unterschiedliche Sende- und/oder Empfangsaperturen, unterschiedliche Mittenfrequenzen für das Empfangs-Bandpaßfilter (primäre und/oder (Sub)Harmonische), und eine höhere Vektordichte (d.h. verkleinerter Vektorabstand). Da die optimale Bildgebung auf einen interessierenden Bereich begrenzt ist, ist innerhalb des interessierenden Bereiches in Abhängigkeit von seiner Größer immer noch eine hohe Bildrate bzw. -folge möglich.

Description

Die Erfindung bezieht sich allgemein auf die B-Mode- Bildgebung von biologischen Geweben. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf Verfahren zum Optimieren der Auflösung eines B-Mode-Ultraschallbildes, während eine hohe Bildrate bzw. Bild­ wechselfrequenz beibehalten wird.
Übliche Ultraschall-Bildgebungssysteme enthalten ein Feld bzw. Array von Ultraschall-Wandlerelementen, die in einer oder mehreren Reihen angeordnet und mit getrennten Spannungen getrieben sind. Durch Wählen der Zeitverzögerung (oder Phase) und Amplitude der angelegten Spannungen können die einzelnen Wandlerelemente in einer gegebene Reihe gesteuert werden, um Ultraschallwellen zu erzeugen, die sich vereinigen, um eine re­ sultierende Ultraschallwelle zu bilden, die sich entlang einer bevorzugten Vektorrichtung bewegt und an einem gewählten Punkt entlang dem Bündel fokussiert wird. Die bündelformenden Parame­ ter von jeder der Zündungen bzw. Aktivierungen (Firings) können verändert werden, um für eine Änderung in dem maximalen Fokus zu sorgen oder auf andere Weise den Inhalt der empfangenen Da­ ten für jede Aktivierung zu ändern, z. B. durch Senden von auf­ einanderfolgenden Bündeln entlang der gleichen Abtastlinie, wo­ bei der Brennpunkt von jedem Bündel relativ zum Brennpunkt des vorhergehenden Bündels verschoben wird. Im Falle eines gesteu­ erten Feldes bzw. Arrays kann durch Verändern der Zeitverzöge­ rungen und Amplituden der angelegten Spannungen das Bündel mit seinem Brennpunkt in einer Ebene bewegt werden, um das Objekt abzutasten. Im Falle eines linearen Feldes bzw. Arrays wird ein fokussiertes Bündel, das senkrecht zum Array gerichtet ist, über dem Objekt abgetastet, indem die Apertur über dem Array von einer Aktivierung zur nächsten verschoben wird.
Die gleichen Prinzipien gelten, wenn die Wandlersonde verwendet wird, um den reflektierten Schall in einem Empfangs­ modus zu empfangen. Die Spannungen, die an den empfangenden Wandlerelementen erzeugt werden, werden summiert, so daß das resultierende Signal den Ultraschall angibt, der von einem ein­ zelnen Brennpunkt in dem Objekt reflektiert wurde. Wie beim Sendemodus wird dieser fokussierte Empfang von Ultraschallener­ gie erreicht, indem dem Signal von jedem empfangenden Wandler­ element eine getrennte Zeitverzögerung (und/oder Phasenver­ schiebungen) und Verstärkungen erteilt wird.
Eine einzelne Abtastlinie (oder eine kleine lokali­ sierte Gruppe von Abtastlinien) wird gewonnen, indem an einem Punkt in dem interessierenden Bereich fokussierte Ultraschall­ energie gesendet wird und dann die reflektierte Energie über der Zeit empfangen wird. Die fokussierte Sendeenergie wird als ein Sendebündel bezeichnet. Während der Zeit nach dem Senden summieren ein oder mehrere Empfangs-Bündelformer kohärent die von jedem Kanal empfangene Energie, wobei Phasenrotation oder Verzögerungen dynamisch verändert werden, um eine Spitzenemp­ findlichkeit entlang den gewünschten Abtastlinien an Entfernun­ gen proportional zur verstrichenen Zeit zu erzeugen. Das resul­ tierende fokussierte Empfindlichkeitsmuster wird als ein Emp­ fangsbündel bezeichnet. Die Auflösung einer Abtastlinie ist ein Ergebnis der Richtwirkung von dem zugeordneten Sende- und Emp­ fangsbündelpaar.
Ein B-Mode Ultraschallbild wird aus vielen Bildabtast­ linien zusammengesetzt. Die Helligkeit von einem Pixel basiert auf der Intensität des von dem biologischen Gewebe, das abgeta­ stet wird, zurückkommenden Echos. Die Ausgangssignale der Emp­ fangs-Bündelformerkanäle werden kohärent summiert, um einen entsprechenden Pixelintensitätswert für jedes Abtastvolumen in dem Objektbereich oder interessierenden Volumen zu bilden. Diese Pixelintensitätswerte werden logarithmisch komprimiert, scan-gewandelt und dann als ein B-Mode-Bild von der abgetaste­ ten Anatomie bildlich dargestellt.
Bei der üblichen B-Mode-Bildgebung wird die Bildquali­ tät weitgehend durch die Punktauflösung bestimmt, die durch die Punktverteilungsfunktion (PSF von point spread function) des Bildgebers charakterisiert werden kann. Das axiale Profil der PSF kann geschärft werden, indem kurze Sendestöße (höhere Fre­ quenz oder weniger Perioden) und/oder eine Vor-Schrägstellung der Sendekurve verwendet wird, um Schwächungseffekten im Gewebe entgegenzuwirken. Die laterale Dimension der PSF kann verkürzt werden, indem eine kleinere F-Zahl (Verhältnis von Brennlänge zur Apertur) und/oder eine höhere Sendefrequenz verwendet wird. Zusätzlich können alle drei Dimensionen der PSF verschärft wer­ den, indem das zweite (oder höhere) Oberwellen-Frequenzband beim Empfang verwendet wird, um das Bild zu formen.
Eine erhöhte laterale Auflösung wird jedoch häufig aus zwei Gründen auf Kosten der akustischen Bildrate erzielt. Er­ stens muß die größere laterale räumliche Bandbreite (schmalere PSF) von einer entsprechenden Erhöhung in der Vektordichte (Verkleinerung im Vektorabstand) begleitet sein, um räumliche Abtastandforderungen zu erfüllen. Anderenfalls werden die erwar­ teten Verbesserungen in der lateralen Auflösung tatsächlich nicht realisiert; statt dessen können sich störende laterale räumliche Aliasing-Artefakte in dem B-Mode-Bild zeigen. Im Nicht-Zoom-Mode wird eine Erhöhung der Vektordichte im allge­ meinen die Bildfolge beeinträchtigen. Wenn, zweitens, die late­ rale Auflösung in dem Fokalbereich durch Verwendung kleinerer F-Zahlen (größere Aperturen) erreicht wird, wird die Tiefe des Feldes (axiale Länge des Fokalbereiches) verkleinert. Dies be­ deutet, daß mehr Fokalzonen verwendet werden müssen, um eine akzeptable Gleichförmigkeit des Bildes vom Nahfeld bis zum Fernfeld beizubehalten. Eine Vergrößerung der Anzahl von Fokal­ zonen wird ebenfalls die Bildfolge verkleinern.
Für eine Live- bzw. aktuell erfolgende Abtastung von sich bewegenden Körperteilen muß die akustische Bildfolge auf einem gewissen minimalen akzeptablen Wert gehalten werden. Des­ halb haben in der Praxis Bildfolgeanforderungen die Tendenz, die maximal zulässige Vektordichte und Anzahl von Fokalzonen zu begrenzen, was seinerseits die maximale Aperturgröße und Auflö­ sung begrenzen kann, die das System unterstützen kann. In be­ kannten Bildgebern können maximale Auflösung und hohe Bildfol­ gen im allgemeinen nicht gleichzeitig erzielt werden, außer im Zoom-Mode oder durch Verkleinerung der Bildkeilgröße auf eine sehr kleine Fläche.
Gemäß der Erfindung werden ein Verfahren und eine Ein­ richtung zum bildlichen Darstellen von einem Ultraschallbild geschaffen, das einen interessierenden Bereich (ROI von region of interest), der eine optimale Qualität hat, und einen Hinter­ grundbereich mit einer kleineren als optimalen (nachfolgend "normal" genannt) Bildqualität aufweist. Wie er hier verwendet wird, beinhaltet der Begriff "optimale Bildqualität" hohe/maximale Auflösung und/oder hohe Bildrate bzw. Bildfolge, die sich, wie es oben erläutert wurde, in üblichen Bildgebern häufig gegeneinander ausschließen.
Gemäß den bevorzugten Ausführungsbeispielen der Erfin­ dung hat das dargestellte Bild einen interessierenden Bereich ROI und einen Hintergrundbereich, der außerhalb liegt und an den ROI angrenzt. Die optimale Bildqualität innerhalb des ROI wird durch Verwendung eines Satzes von bildgebenden Parametern erzielt, die sich von dem Satz von bildgebenden Parametern un­ terscheiden, die zur Gewinnung der Bilddaten in den Hinter­ grundbereich verwendet werden. Die unterschiedlichen bildgeben­ den Parameter des ROI im Vergleich zu dem Hintergrundbereich können z. B. unterschiedliche (z. B. kürzere) Sendekurven, eine erhöhte Anzahl von Sendefokalzonen pro Tiefeneinheit, unter­ schiedliche Sende- und/oder Empfangsaperturen, unterschiedliche Mittenfrequenzen für das Empfangs-Bandpaßfilter (primäre und/oder (Sub)Harmonische) und höhere Vektordichte (d. h. ver­ kleinerter Vektorabstand) enthalten. Da die optimale Bildgebung auf einen interessierenden Bereich ROI eingeschränkt ist, ist eine hohe Bildfolge immer noch möglich innerhalb des ROI in Ab­ hängigkeit von seiner Größe. Somit kann eine optimale Bildge­ bung innerhalb eines interessierenden Bereiches ROI den grund­ sätzlichen gegenseitigen Ausschluß zwischen Auflösung und Bildfolge überwinden. Das Hintergrundbild (außerhalb des ROI) wird an oder oberhalb eines gewissen minimalen akzeptablen Wer­ tes in bezug auf Auflösung und/oder Bildfolge gehalten, und ist trotzdem wichtig zur Lieferung des "großen Bildes", das den speziellen ROI oder das "kleine Bild" umgibt. Es wird deutlich, daß dieser neue "Bild-in-Bild"-Bildgebungsmodus auf lineare, kurvenlineare und Sektorabtastungen angewendet werden kann.
Das Merkmal eines "Bildes in einem Bild" im B-Mode ge­ mäß der Erfindung ist in vielen klinischen Abtastsituationen nützlich, wo der Sonograph einen vermuteten erkrankten Bereich mit der höchst möglichen Auflösung und/oder Bildrate untersu­ chen muß. In üblichen Systemen steht ein Zoom-Modus für eine detaillierte Untersuchung von einem ROI zur Verfügung, aber dieser übliche Zoom-Modus vergrößert den ROI, um die gesamte Bilddarstellung zu füllen und liefert nicht das umgebende große Bild, das für eine richtige Interpretation von dem kleinen Bild wichtig sein kann. Weiterhin ermöglicht der "Bild-in-Bild"-Mo­ dus dem Benutzer, den die optimale Bildqualität aufweisenden ROI frei innerhalb des großen Bildes zu bewegen, was sich beim Suchen erkrankter Bereiche als nützlich erweisen kann.
Der "Bild-in-Bild"-Modus kann auch in Verbindung mit fortgeschrittenen B-Mode-Bildgebungstechniken verwendet werden, wie beispielsweise Breitband-Bildgebung ("Deltafunktions"-Sen­ dekurven), Harmonischen-Bildgebung des Gewebes und kodierte An­ regung, wobei der Hauptvorteil der Bildqualität nur im Nahfeld (für Ultra-Breitband-Sendung), Mittelfeld (für Gewebeharmoni­ sche) oder Fernfeld (für kodierte Anregung) zu sehen ist. Die Verfügbarkeit eines ROI Bildes innerhalb des vollen Bildes er­ möglicht, daß diese fortgeschrittenen Bildgebungstechniken nur über den (die) Vorteilsbereich(e) angewendet werden, während für den Rest des Bildes eine reguläre Bildgebung gestattet wird. Die Verwendung eines bestimmten, eine optimale Bildquali­ tät aufweisenden ROI wird auch das Erfordernis zum Anpassen der Verstärkungen und der Textur von unterschiedlichen Fokalzonen vermeiden, die mit unterschiedlichen Sendekurven verbunden sind.
Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vor­ teilen anhand der folgenden Beschreibung und der Zeichnung von Ausführungsbeispielen näher erläutert.
Fig. 1 ist ein Blockdiagramm und zeigt ein Ultra­ schall-Bildgebungssystem gemäß einem bevorzugten Ausführungs­ beispiel der Erfindung.
Fig. 2 ist ein Blockdiagramm und zeigt den Sender, der in dem in Fig. 1 gezeigten System enthalten ist.
Fig. 3 ist ein Blockdiagramm und zeigt einen Teil von einem Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß einem anderen bevor­ zugten Ausführungsbeispiel, das kodierte Anregung beim Senden und Pulskompression beim Empfangen für eine optimale Bildgebung von einem ROI im Fernfeld verwendet.
Fig. 4 ist eine schematische Darstellung von einem Sektorscan, bei dem ein ROI Bild von optimaler Qualität einem Hintergrundbild von normaler Qualität gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung überlagert ist.
Ein System bzw. eine Einrichtung zur Ultraschall-Bild­ gebung gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfin­ dung ist allgemein in Fig. 1 gezeigt. Das System weist ein Wandlerarray 2 auf, das aus mehreren getrennt getriebenen Wand­ lerelementen 4 besteht, die jeweils einen Stoß bzw. Burst von Ultraschallenergie erzeugen, wenn sie durch eine entsprechende gepulste Kurve erregt werden, die von einem Sender 8 erzeugt wird. Die Ultraschallenergie, die von dem in Prüfung befindli­ chen Objekt zum Wandlerarray 2 zurück reflektiert wird, wird durch jedes empfangende Wandlerelement 4 in ein elektrisches Signal umgewandelt und durch einen Satz von Sende/Empfangs(T/R)-Schalter 6 getrennt an einen Empfänger 10 angelegt. Die T/R Schalter 6 sind üblicherweise Dioden, die die Empfangselektronik vor den hohen Spannungen schützen, die von der Sendeelektronik erzeugt werden. Das Sendesignal bewirkt, daß die Dioden sperren oder das Signal zum Empfänger 10 begren­ zen. Der Sender und der Empfänger weisen jeweils Bündelformer auf, die unter der Steuerung eines Host-Computers (d. h. Hauptsteuereinrichtung) 30 betätigt werden. Eine vollständige Abtastung (scan) wird dadurch ausgeführt, daß eine Reihe von Echos gewonnen werden, bei denen der Sender 8 momentan einge­ schaltet wird, um jedes Wandlerelement 4 in der Sendeapertur anzuregen, und die nachfolgenden Echosignale, die von jedem Wandlerelement erzeugt werden, werden an den Empfänger 10 ange­ legt. Der Empfänger 10 kombiniert bzw. verknüpft die getrennten Echosignale von jedem Wandlerelement, um ein einziges Echosig­ nal zu erzeugen, das zur Erzeugung einer Linie in einem Bild auf einem Display-Monitor 26 verwendet wird.
Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfin­ dung sind die Sende- und Empfangs-Bündelformer durch den Host- Computer so programmiert, daß sie einen ersten Satz von akusti­ schen Daten, die einem optimalen ROI Bild entsprechen, und einen zweiten Satz von akustischen Daten gewinnen, die einem normalen Hintergrundbild entsprechen. Insbesondere senden für eine optimale Bildgebung die Sende-Bündelformer Ultraschallbün­ del mit einer ersten Vektordichte und einer ersten Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefeneinheit im ROI, während für eine normale Bildgebung die Sende-Bündelformer Ultraschallbündel mit einer zweiten Vektordichte in dem Sektor, überlappt von dem ROI, und einer zweiten Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefen­ einheit in den Tiefenbereich entsprechend dem ROI Tiefenbereich aufweisen. Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die erste Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefeneinheit größer als oder gleich der zweiten Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefen­ einheit, d. h. die axiale Länge für die Sende-Fokalzonen für eine optimale Bildgebung ist kleiner als die axiale Länge der Sende-Fokalzone für die normale Bildgebung. Dies wird dadurch erreicht, daß eine breitere Sende-Apertur für die optimale Bildgebung verwendet wird. Optional ist zusätzlich dazu, daß die erste Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefeneinheit größer als die zweite Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefeneinheit ist, die erste Vektordichte gleich oder größer als die zweite Vektordichte. (Für eine normale Bildgebung sendet der Sende- Bündelformer Ultraschallbündel in Sektoren, die nicht von dem ROI überlappt sind, und sendet Ultraschallbündel an Tiefen außerhalb des ROI Tiefenbereiches. Die Vektordichte in Sekto­ ren, die nicht von dem ROI überlappt sind, können kleiner als die zweite Vektordichte sein, während die Anzahl von Sende-Fo­ kalzonen pro Tiefeneinheit an Tiefen außerhalb des ROI Tiefen­ bereiches kleiner als die zweite Anzahl von Sende-Fokalzonen pro Tiefeneinheit sein kann.) Das Ergebnis wird ein ROI Bild sein, das eine höhere Auflösung hat.
Alternativ können die Anzahl von Sende-Fokalzonen, der Vektorabstand und die Sende-Aperturbreite für die optimale und normale Bildgebung die gleichen sein, aber die Bildrate bzw. -folge wird für die optimale Bildgebung auf einer höheren Rate gehalten. Dies wird dadurch erreicht, daß der ROI mit einer er­ sten Rate abgetastet wird und der Hintergrundbereich mit einer zweiten Rate abgetastet wird, die kleiner als die erste Rate ist, wobei jede ROI Abtastung aus einem Satz von Sende-Bündeln besteht, die in den ROI fokussiert sind, und jede Hinter­ grundabtastung aus einem Satz von Sendebündeln besteht, die in dem Hintergrundbereich fokussiert sind. Vorzugsweise sind die Sendebündel für die optimale und normale Bildgebung verschach­ telt bzw. interleaved.
Die Eingangssignale des Empfängers sind die einen nied­ rigen Pegel aufweisenden analogen HF Signale von den Wandler­ elementen. Der Empfänger ist für eine Analog/Digital-Umsetzung und für eine Empfangs-Bündelformung verantwortlich. In Basis­ band-Bildgebungssystemen wird das bündelsummierte Signal an einen Demodulator 12 abgegeben, der das bündelsummierte Signal in Basisband-Inphase-I- und Quadratur-Q-Empfangsbündel umwan­ delt. Die akustischen I und Q Datenvektoren von dem Demodulator 12 werden an ein FIR Filter 14 abgegeben, das mit Filterkoeffi­ zienten von einem Filterkoeffizientenspeicher (nicht gezeigt) programmiert ist. Der Filterkoeffizientenspeicher wird von dem Host-Computer programmiert.
Die akustischen Daten vom Filter 14 werden an einen Schalter 16 gesendet. In einem ersten Schalterzustand werden akustische Datenvektoren, die während einer normalen Abtastung gewonnen sind, an einen B-Mode-Prozessor 18A abgegeben. In ei­ nem zweiten Schalterzustand werden akustische Datenvektoren, die während einer optimalen Abtastung gewonnen sind, an einen zweiten B-Mode-Prozessor 18B abgegeben. Wie zuvor bereits er­ wähnt wurde, können die akustischen Datenvektoren für eine op­ timale und normale Bildgebung in einer Art und Weise verschach­ telt sein, um eine höhere Bildrate bzw. Bildfolge für die opti­ male Bildgebung beizubehalten. Wenn die Bildraten für eine op­ timale und normale Bildgebung die gleichen sind, können die akustischen Datenvektoren für ein optimales Bild gewonnen wer­ den und dann können die akustischen Datenvektoren für ein nor­ males Bild gewonnen werden oder die entsprechenden akustischen Datenvektoren können verschachtelt werden. Der Zustand des Schalters 16 wird durch eine Multiplexersteuerung 15 gesteuert, die ihrerseits durch den Host-Computer 30 gesteuert wird.
Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel sind für sowohl eine normale als auch optimale Bildgebung der Demodula­ tor 12 und das FIR Filter 14 so programmiert, daß ein Fre­ quenzband, das an der Grundfrequenz f0 der Sendekurve zentriert ist, in Basisband-I/Q Daten umgewandelt wird. Gemäß einem ande­ ren bevorzugten Ausführungsbeispiel sind für eine normale Bild­ gebung der Demodulator 12 und das Filter 14 auf entsprechende Weise mit einer ersten Demodulationsfrequenz und einem ersten Satz von Filterkoeffizienten programmiert, um ein Frequenzband, das an der Grundfrequenz f0 der Sendekurve zentriert ist, in I/Q Daten umzuwandeln, während sie für eine optimale Bildgebung mit einer zweiten Demodulationsfrequenz und einem zweiten Satz von Filterkoeffizienten programmiert sind, um ein Frequenzband, das an einer Harmonischen-Frequenz kf0 oder an einer Subharmo­ nischen-Frequenz f0/k (wobei k eine positive ganze Zahl größer als 1 ist) in I/Q Daten umzuwandeln.
In Abhängigkeit davon, ob die akustischen Daten für das Hintergrundbild oder den optimalen interessierenden Bereich ROI sind, wird das Ausgangssignal des Filters 14 zu einem geeigne­ ten B-Mode-Prozessor geleitet. Die B-Mode-Prozessoren 18A und 18B wandeln die entsprechenden Ströme von I und Q akustischen Daten in logarithmisch programmierte Versionen der entsprechen­ den Signalhüllen um. Jeder B-Mode-Prozessor gibt die zeitverän­ derliche Amplitude der Hülle des eingegebenen Signals ab. Die Hüllkurve von einem Basisbandsignal ist die Größe des Vektors, den I und Q darstellen. Der I, Q Phasenwinkel wird bei der B- Mode-Darstellung nicht verwendet. Die Größe (d. h. die Intensi­ tät) des Signals ist die Quadratwurzel der Summe der Quadrate der orthogonalen Komponenten, d. h. (I2 + Q2)½.
Die B-Mode-Intensitätsdaten werden an einen Scan- bzw. Abtastwandler abgegeben, der entsprechende akustische B-Mode- Zeilenspeicher 20A und 20B aufweist, denen ein X-Y Displayspei­ cher 22 folgt. Es sind getrennte akustische Zeilenspeicher vor­ gesehen, weil die akustischen Bildraten für die optimale und normale Bildgebung sehr unterschiedlich sein können. Der aku­ stische Zeilenspeicher 20A nimmt die bearbeiteten Vektoren der B-Mode-Intensitätsdaten auf, die während der Abtastung der Hin­ tergrundfläche gewonnen worden sind, und interpoliert, wo dies notwendig ist. In ähnlicher Weise nimmt der akustische Zeilen­ speicher 20B die verarbeiteten Vektoren der B-Mode-Intensitäts­ daten auf, die während der Abtastung des interessierenden Be­ reiches ROI gewonnen worden sind, und interpoliert, wo es not­ wendig ist. Jeder akustische Zeilenspeicher führt auch die Ko­ ordinaten-Transformation der B-Mode-Intensitätsdaten von dem Polarkoordinaten (R-θ)-Sektorformat oder dem linearem kartesi­ schem Koordinatenformat in geeignet skalierte Display-Pixelin­ tensiitätsdaten des kartesischen Koordinatensystems durch. Die Pixelintensitätsdaten für eine optimale Bildqualität für den interessierenden Bereich ROI und die Pixelintensitätsdaten für eine normale Bildqualität für den benachbarten Hintergrundbe­ reich außerhalb des ROI werden beide in den X-Y Displayspeicher 22 geschrieben. In dem Fall, wo die akustischen Daten, die in dem akustischen Zeilenspeicher 20A gespeichert sind, Daten ent­ halten, die von dem interessierenden Bereich während der norma­ len Bildgebung abgeleitet sind, werden die Daten für eine opti­ male Bildqualität, die aus den ROI gewonnen sind, anstelle der die normale Bildqualität darstellenden Daten gespeichert, die von dem ROI gewonnen werden.
Das Scan- bzw. Abtast-wandelte "Bild-in-Bild-"Bild wird zu einem Video-Prozessor 24 geleitet, der die Pixelintensitäts­ daten von dem Display-Speicher 22 in die Video-Bildrate umwan­ delt und dann die Pixel-Intensitätsdaten in eine Grauskala-Kar­ tierung für das Video-Display kartiert. Ein übliches Ultra­ schall-Bildgebungssystem verwendet üblicherweise eine Vielfalt von Grau-Kartierungen, die einfache Übertragungsfunktionen der Rohintensitätsdaten in Display-Grauskala-Werte sind. Die Graus­ kala-Bilder werden dann an den Display-Monitor 26 für eine bildliche Darstellung gesendet.
Die von dem Monitor 26 dargestellten B-Mode-Bilder wer­ den aus einem Bild von Daten erzeugt, in denen jedes Datum die Intensität oder Helligkeit von einem entsprechenden Pixel in dem Display angibt. Ein Bild kann z. B. ein 256 × 256 Datenarray aufweisen, in dem jedes Pixelintensitätsdatum des Displays eine 8 Bit-Binärzahl ist, die die Pixelhelligkeit angibt. Jedes Pi­ xel hat einen Intensitätswert, der eine Funktion von dem Rück­ streuquerschnitt von einem entsprechenden Abtastvolumen als Antwort auf abfragende Ultraschallpulse und der verwendeten Graukartierung ist. Das dargestellte Bild stellt das Gewebe und/oder Blutströmung in einer Abtastebene durch den bildlich dargestellten Körper dar.
Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung können die Lage und die Größe des interessierenden Bereichs über ein Operator-Interface gewählt werden.
Vor der Graukartierung werden aufeinanderfolgende Bil­ der der Display-Pixelintensitätsdaten in dem Video-Prozessor 24 in einem Filmspeicher 28 auf einer FIFO-Basis (zuerst herein, zuerst heraus) gespeichert. Die Speicherung kann kontinuierlich sein oder als eine Folge von einem externen Triggerereignis auftreten. Der Filmspeicher 28 ist wie ein kreisförmiger Bild­ speicher, der im Hintergrund läuft und Bilddaten einfängt, die für den Benutzer in Realzeit dargestellt werden. Wenn der Be­ nutzer das System einfriert (durch Betätigung einer entsprechenden Vorrichtung auf dem Operator-Interface 32), hat der Benutzer die Möglichkeit, Bilddaten zu betrachten, bevor sie in dem Filmspeicher eingefangen werden.
Die Systemsteuerung ist in dem Host-Computer 30 zen­ triert, der Operator-Eingaben über das Operator-Interface 32 (z. B. Steuerpaneele) und seinerseits die verschiedenen Subsy­ steme steuert. Der Host-Computer 30 führt die Steuerfunktionen auf Systemniveau aus. Ein Systemsteuerbus (nicht gezeigt) bil­ det das Interface von dem Host-Computer zu den Subsystemen. Der Host-Computer enthält vorzugsweise eine Scan- bzw. Abtaststeue­ rung (nicht gezeigt), die in Realzeit (akustische Vektorraten-) Steuereingänge an die verschiedenen Subsysteme liefert. Die Scan-Steuerung wird durch die CPU des Host-Computers mit den Vektorsequenzen und Synchronisationsoptionen für akustische Bildgewinnungen programmiert. Somit steuert die Scan-Steuerung die Bündelverteilung und die Bündeldichte. Die Scan-Steuerung sendet die Bündelparameter, die von der CPU des Host-Computers definiert sind, über einen Scan-Steuerbus (nicht gezeigt) an die Subsysteme. Alternativ kann die Scan-Steuerung ein getrenn­ ter dezidierter Prozessor sein, der von dem Host-Computer pro­ grammiert wird.
Gemäß Fig. 2 wird die Einstellung der Sendekurvenfre­ quenz und/oder Länge durch Programmieren eines digitalen Sen­ desequenzspeichers 40 implementiert. Jedes Wandlerelement in der Sende-Apertur wird durch eine Pulskurve gepulst, die von einem entsprechenden Pulser 34 als Antwort auf eine entspre­ chende Sendesequenz abgegeben wird, die von dem Sendesequenz­ speicher 40 an diesen Pulser abgegeben wird. Die Frequenz und Länge von jeder Pulskurve wird von der entsprechenden Sendese­ quenz bestimmt. Wenn beispielsweise der Pulser 34 bipolar ist, werden +1 und -1 Elemente der Sendesequenz durch den Pulser in Pulse der entgegengesetzten Phase transformiert, während 0 Ele­ mente kein-Puls entspricht. Das Tastverhältnis oder die Puls­ breite ist proportional zu der Anzahl von aufeinanderfolgenden +1sen oder -1sen in der Sendesequenz.
Unter der Steuerung des Host-Computers 30 treibt der Sender 8 das Wandlerarray 2 so, daß Ultraschallenergie als ein gerichtetes fokussiertes Bündel gerichtet wird. Um eine Fokus­ sierung herbeizuführen, werden den Pulsern 34 durch einen Sende-Fokusverzögerungsblock 38 entsprechende Zeitverzögerungen erteilt, während entsprechende Pulsamplituden durch einen Sen­ depegel-Steuerblock 36 gesetzt werden. Der Host-Computer 30 be­ stimmt die Bedingungen, unter denen die akustischen Pulse ge­ sendet werden. Mit dieser Information werden die Blöcke für die Sende-Fokusverzögerung und die Sende-Pegelsteuerung auf ent­ sprechende Weise die zeitliche Steuerung und die Amplitude von jedem der Sendepulse bestimmen, die durch die Pulser 34 zu ge­ nerieren sind, während die Frequenz und Länge der Sendepulse durch die Sendesequenzen bestimmt werden. Der Host-Computer kann unterschiedliche Sätze von Sende-Sequenzen, Sende-Fokus­ verzögerungen und Sende-Pegel für eine optimale und normale Bildgebung liefern.
Indem noch einmal auf Fig. 1 Bezug genommen wird, sen­ den die Pulser die Sendepulse zu jedem der Elemente 4 des Wand­ lerarrays 2 über die S/E bzw. T/R Schalter 6. Durch geeignetes Einstellen der Sende-Fokuszeitverzögerungen in einer üblichen Weise kann ein Ultraschallbündel auf eine Sende-Fokalzonenposi­ tion gerichtet und fokussiert werden. Die axiale Länge der Sende-Fokalzone ist eine Funktion der Breite der Sende-Apertur.
Wie in dem in Fig. 4 gezeigten Vektorscanbild gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel zu sehen ist, wird der interessierende Bereich ROI 48 unter Verwendung einer Anzahl von Fokalzonen pro Einheitstiefe abgetastet, die größer als diejenige ist, die zum Abtasten des Hintergrundbereiches 46 au­ ßerhalb des ROI verwendet wird, d. h. die axiale Länge der Sende-Fokalzone für die optimale Bildgebung des ROI ist kleiner als diejenige für die normale Bildgebung des Hintergrundberei­ ches. Die Umgrenzungen auf der linken Seite bezeichnen Sende- Fokalzonenpositionen für eine Bildgebung mit optimaler Qualität (IQ) des ROI; die Umgrenzungen auf der rechten Seite bezeichnen Sende-Fokalzonenpositionen für eine Bildgebung mit normaler Qualität (IQ) des Hintergrundbereiches. Der dargestellte Punkt ist einfach der, daß die F-Zahlen und die Anzahl von Fokalzonen für den interessierenden Bereich ROI recht unterschiedlich von dem Hintergrundbild sein können.
Gemäß einem anderen bevorzugten Ausführungsbeispiel kann ein interessierender Bereich ROI bildlich dargestellt wer­ den, indem eine kodierte Anregung beim Senden und eine Pulskom­ pression beim Empfangen verwendet wird, während der Hintergrund unter Verwendung einer üblichen B-Mode-Bildgebung dargestellt wird (z. B. Senden einer unkodierten Basiskurve und Verwenden des Demodulators 12 und des Filters 14 beim Empfang, um ein Paßband zu selektieren, das an der Sendefrequenz zentriert ist). Eine kodierte Anregung beim Senden wird erreicht durch Falten einer Basiskurve mit einer Sendecodesequenz, um eine ko­ dierte Kurve zu bilden, die durch eine kodierte Sendesequenz dargestellt ist, die in dem Sendesequenzspeicher 40 (siehe Fig. 2) gespeichert ist. Das bündelsummierte Sendesignal für das ko­ dierte Senden wird dann Puls-komprimiert durch ein Dekodierfil­ ter 42, das in Fig. 3 gezeigt ist. Das Dekodierfilter 42 emp­ fängt wie das Filter 14 Filterkoeffizienten von einem Filterko­ effizientenspeicher 44, die durch den Host-Computer geladen werden. Vorzugsweise bilden die Filterkoeffizienten einen Emp­ fangscode, der an den Sendecode angepaßt ist, um eine Autokor­ relation zu erzielen. Wenn der Sendecode n Bits hat, dann kann idealerweise die Amplitude des Puls-komprimierten Signals n Mal größer sein als die Amplitude der Basiskurve. Geeignete Einzel- Sendecodes sind die Barker-Codes. Barker-Codes sind biphasige (oder binäre) Code-Sequenzen von verschiedenen Längen bis zu n = 13. Der Satz von allen Barker-Codes ist in einem Artikel von welch u. a. mit dem Titel "Sidelobe suppressesd spread spectrum pulse compression for ultrasonic tissue imaging", IEEE Trans Ultrasonics, Ferroelec., and Freq. Control (angenommen zur Ver­ öffentlichung im August 1997) beschrieben.
Alternativ können akzeptable Seitenkeulenwerte erzeugt werden unter Verwendung eines komplementären Satzes von Sende- Codes, z. B. Golay-Codes, um den interessierenden Bereich ROI abzutasten. Dies erfordert zwei Sendeaktivierungen bzw. -zündungen pro akustische Datenprobe, die beide auf die gleiche Sende-Fokalzonenposition fokussiert sind. Ein Satz von komple­ mentär-codierten Kurven erzeugen Signale, die nach einer Auto­ korrelation und Summierung einen kurzen Puls in den Bereich er­ zielen aufgrund der Tatsache, daß die Seitenkeulenpegel, die durch die Autokorrelation der einen Code-Sequenz erzeugt wer­ den, die gleiche Größe haben, aber ein entgegengesetztes Vor­ zeichen gegenüber denjenigen der komplementären Sequenz. In diesem Fall weist das Dekodierfilter 42 ein Korrelations-Fil­ ter, das erste und zweite Sätze von Filterkoeffizienten von dem Filterkoeffizientenspeicher 44 empfängt, und einen Vektorsum­ mierer auf zum Summieren der gefilterten (teilweise dekodier­ ten) Signale, die von dem FIR Filter abgegeben werden. Die er­ sten und zweiten Sätze von Filterkoeffizienten stellen erste und zweite Empfangscodes dar, die auf entsprechende Weise an die ersten und zweiten komplementären Sendecodes angepaßt sind. Nachdem die entsprechenden bündelsummierten Empfangssignale durch das Korrelations-Filter autokorreliert (teilweise deko­ diert) sind, werden die teilweise dekodierten Ausgangssignale in dem Vektorsummierer summiert, um das Puls-komprimierte (vollständig dekodierte) Signal zu bilden. Das Pulskompri­ mierte Empfangssignal wird dann demoduliert, im Filter 14 ge­ filtert und durch den Schalter 16 zu dem B-Mode-Prozessor 18B (siehe (Fig. 1) für eine Hüllkurvendetektion, logarithmische Kompression, Kantenverstärkung, usw. geleitet.
Die Verwendung einer komplementär-kodierten Anregung beim Senden und einer Pulskompression beim Empfangen kann ver­ wendet werden, um ein Bild hoher Qualität von einem interessie­ renden Bereich ROI zu gewinnen, das im Fernfeld des Vollbildes angeordnet ist. Alternativ können orthogonale komplementäre Co­ des verwendet werden, um eine Harmonischen- (oder Subharmoni­ schen-)Bildgebung z. B. im Mittelfeld von dem Vollbild, auszu­ führen. Nach der Autokorrelation werden sich lineare Signalkom­ ponenten von den zwei bündelgeformten Empfangssignalen im we­ sentlichen aufheben, wobei nicht-lineare Signalkomponenten, die bildlich darzustellen sind, übrig bleiben.
Die Systemarchitektur und Verarbeitung, die zum Imple­ mentieren einer "Bild-in-Bild"-Bildgebung mit optimaler Bild­ qualität erforderlich sind, sind ähnlich denjenigen für ein Farbfluß- oder Leistungs-Doppler-Bildgebungssystem, bei denen ein Farbflußbild über einen vom Benutzer spezifizierten inter­ essierenden Bereich ROI auf einem Hintergrund-B-Mode-Bild über­ lagert bzw. superpositioniert wird. Genauer gesagt, ist eine B- Mode-"Bild-in-Bild"-Bildgebung dem Farbfluß dahingehend ähn­ lich, daß die ROI Bildgebungsparameter einschließlich Sendekur­ ven, Anzahl von Sende-Fokalzonen, Vektorabstand, Empfangsfil­ terkoeffizienten und Bildfolgen alle unabhängig von denjenigen für das Hintergrund-B-Mode-Bild sind. Wo möglich sollte eine Verschachtelung von "Großbild"-Vektoren und "Kleinbild"-Vekto­ ren ebenfalls verwendet werden, um die akustische Bildrate zu maximieren. Auf der anderen Seite ist die B-Mode-"Bild-in- Bild"-Bildgebung von dem Farbflußmode dahingehend unterschied­ lich, daß die "Bild-in-Bild"-Detektion und Nachverarbeitungs- Algorithmen nicht vollständig unterschiedlich von denjenigen für die Hintergrund-B-Mode-Bildgebung ist und keine Schwellen­ wertlogik notwendig ist, um zu entscheiden, ob eine B-Mode-Am­ plituden- oder Farbflußabschätzung für die Bildpixel in dem ROI "geschrieben" (gespeichert) werden soll. Die Position und Größe von dem "Bild-in-Bild"-ROI kann über Standard-Interfacevorrich­ tungen des Benutzers (z. B. ein Trackball) eingestellt werden. Gemäß einer weiteren Abwandlung wird deutlich, daß getrennte B- Mode-Prozessoren zum Ausführen von optimaler gegenüber normaler Bildgebung nicht erforderlich sind. Ein programmierbarer Mit­ telcomputer kann besonders geeignet sein zur seriellen oder parallelen Verarbeitung der "Großbild"- und "Kleinbild"-Vekto­ ren. In dem Scan- bzw. Abtastwandler besteht die Hauptanforde­ rung darin, für eine getrennte Scan-Umwandlung der "Großbild"- und "Kleinbild"-Bilder sorgen zu können, da die akustischen Bildfolgen recht unterschiedlich sein können. Die Einfügung der "Bild-in-Bild"-Verarbeitung in der B-Mode-Bildgebung sollte nicht die gleichzeitige Verwendung einer Farbfluß-Bildgebung verhindern, die auf einem getrennten Farb-ROI basiert.
Vorstehend sind bevorzugte Ausführungsbeispiele zu Dar­ stellungszwecken angegeben worden, und es sind auch weitere Ab­ wandlungen möglich. Beispielsweise ist die "Bild-in-Bild"-Funk­ tion nicht darauf beschränkt, in ein Basisband-System implemen­ tiert zu werden, sondern kann statt dessen in Systeme implemen­ tiert werden, in denen das HF Signal verarbeitet wird, ohne auf das Basisband demoduliert werden. Eine dritte Alternative be­ steht darin, ein komplexes Bandpaß-Filter beim Empfangen anzu­ wenden, um die I/Q Komponenten der Grund- oder (Sub) Harmoni­ schen-Frequenzbänder für die B-Mode-Verarbeitung zu erhalten. Für die Pulskompression beim Empfangen kann das Dekodierfilter entweder vor oder hinter dem Demodulator angeordnet sein.

Claims (26)

1. Verfahren zum bildlichen Darstellen von biologi­ schem Gewebe, enthaltend die Schritte:
bildliches Darstellen von einem ersten Bildabschnitt in einem interessierenden Bereich (ROI) von einem Display-Bild, wobei der erste Bildabschnitt eine erste Auflösung hat, und
bildliches Darstellen eines zweiten Bildabschnittes in einem Hintergrundabschnitt außerhalb von und an den interessie­ renden Bereich des Display-Bildes angrenzend, wobei der zweite Bildabschnitt eine zweite Auflösung hat, die kleiner als die erste Auflösung ist.
2. Verfahren zum bildlichen Darstellen von biologi­ schem Gewebe, enthalten die Schritte:
bildliches Darstellen von einem ersten Bildabschnitt in einem interessierenden Bereich (ROI) von einem Display-Bild, wobei der erste Bildabschnitt sich mit einer ersten Bildrate bzw. -folge über der Zeit ändert, und
bildliches Darstellen eines zweiten Bildabschnittes in einem Hintergrundbereich außerhalb von und an den interessie­ renden Bereich des Display-Bildes angrenzend, wobei sich der zweite Bildabschnitt mit einer zweiten Bildrate bzw. -folge über der Zeit ändert, die kleiner als die erste Bildrate bzw. -folge ist.
3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der erste Bildabschnitt eine erste Auflösung hat und der zweite Bildab­ schnitt eine zweite Auflösung hat, die kleiner als die erste Auflösung ist.
4. Einrichtung zum bildlichen Darstellen von biolo­ gischem Gewebe, enthaltend:
ein Wandlerarray (2), das eine Vielzahl von Wandlerele­ menten (4) enthält,
eine erste Gewinnungseinrichtung (18A), die mit dem Wandlerarray in einem optimalen Bildgebungsmodus verbunden ist zum Gewinnen einer ersten Vielzahl von akustischen Datensätzen für einen interessierenden Bereich (ROI) in einer Abtastebene während einer ersten Vielzahl von Abtastungen, wobei ein aku­ stischer Datensatz aus der ersten Vielzahl pro Abtastung bzw. Scan gewonnen wird,
eine zweite Gewinnungseinrichtung (18B), die mit dem Wandlerarray in einem normalen Bildgebungsmodus verbunden ist, zum Gewinnen einer Vielzahl von akustischen Datensätzen für einen Hintergrundbereich außerhalb von und an den interessie­ renden Bereich (ROI) angrenzend in der Abtast- bzw. Scanebene während einer zweiten Vielzahl von Abtastungen bzw. Scans, wo­ bei ein akustischer Datensatz aus der zweiten Vielzahl pro Scan bzw. Abtastung gewonnen wird,
eine erste Umwandlungseinrichtung (20A) zum Umwandeln der ersten Vielzahl von akustischen Datensätzen in eine erste Vielzahl von Pixelintensitäts-Datensätzen,
eine zweite Umwandlungseinrichtung (20B) zum Umwandeln der zweiten Vielzahl von akustischen Datensätzen in eine zweite Vielzahl von Pixelintensitäts-Datensätzen und
ein Display-Subsystem (22) zum bildlichen Darstellen eines ersten Bildabschnittes in einem interessierenden Bereich (ROI) von einem Display-Bild und einem zweiten Bildabschnitt in einem Hintergrundbereich außerhalb von und an den interessie­ renden Bereich des Display-Bildes angrenzend, wobei sich der erste Bildabschnitt bei einer ersten Bildrate bzw. -folge über der Zeit ändert, um aufeinanderfolgende Sätze der ersten Viel­ zahl von Pixelintensitäts-Datensätze darzustellen, und der zweite Abschnitt sich in einer zweiten Bildrate bzw. -folge über der Zeit ändert, die kleiner als die erste Bildrate bzw. -folge ist, um aufeinanderfolgende Sätze der zweiten Vielzahl von Pixelintensitäts-Datensätze darzustellen.
5. Einrichtung nach Anspruch 4, wobei jeder akusti­ sche Datensatz eine Anzahl von Empfangsbündeln von akustischen Daten aufweist und die Empfangsbündel von der ersten Vielzahl von Scans bzw. Abtastungen mit den Empfangsbündeln der zweiten Vielzahl von Scans bzw. Abtastungen verschachtelt sind.
6. Einrichtung zum bildlichen Darstellen von biolo­ gischem Gewebe, enthaltend:
ein Wandlerarray (2), das eine Vielzahl von Wandlerele­ menten (4) aufweist,
eine erste Gewinnungseinrichtung (18A), die mit dem Wandlerarray verbunden ist und in einem optimalen Bildgebungs­ modus programmiert ist zum Gewinnen eines ersten akustischen Datensatzes für einen interessierenden Bereich (ROI) in einer ersten Scan- bzw. Abtastebene während eines ersten Scans bzw. Abtastung,
eine zweite Gewinnungseinrichtung (18B), die mit dem Wandlerarray verbunden ist und in einem normalen Bildgebungsmo­ dus programmiert ist zum Gewinnen eines zweiten akustischen Da­ tensatzes für einen Hintergrundbereich außerhalb von und an den interessierenden Bereich angrenzend in der Scan- bzw. Ab­ tastebene während eines zweiten Scans bzw. Abtastung, eine erste Umwandlungseinrichtung (20A) zum Umwandeln des ersten akustischen Datensatzes in einen ersten Satz von Pi­ xelintensitätsdaten,
eine zweite Umwandlungseinrichtung (20B) zum Umwandeln des zweiten akustischen Datensatzes in einen zweiten Satz von Pixelintensitätsdaten und
ein Display-Subsystem (22) zur bildlichen Darstellung eines ersten Bildabschnittes in einem interessierenden Bereich von einem Display-Bild und eines zweiten Bildabschnittes in ei­ nem Hintergrundbereich außerhalb von und an dem interessieren­ den Bereich des Display-Bildes angrenzend, wobei der erste Bildabschnitt aus dem ersten Satz von Pixelintensitätsdaten ab­ geleitet ist und eine erste Auflösung aufweist und der zweite Bildabschnitt von dem zweiten Satz von Pixelintensitätsdaten abgeleitet ist und eine zweite Auflösung aufweist, die kleiner als die erste Auflösung ist.
7. Einrichtung zur bildlichen Darstellung von biologischem Gewebe, enthaltend:
ein Wandlerarray (2), das eine Vielzahl von Wandlerele­ menten (4) aufweist,
einen Sender (8), der in einem optimalen Bildgebungsbe­ reich programmiert ist zum Aktivieren des Wandlerarrays zum Senden einer ersten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die wäh­ rend eines ersten Scans bzw. Abtastung in einem interessieren­ den Bereich (ROI) fokussiert sind, und der in einem normalen Bildgebungsmodus programmiert ist zum Aktivieren des Wandlerar­ rays zum Senden einer zweiten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in einem Hintergrundbereich außerhalb von und an den inter­ essierenden Bereich während eines zweiten Scans bzw. Abtastung fokussiert sind,
einen Empfänger (10), der in dem optimalen Bildgebungs­ modus programmiert ist zum Bilden eines entsprechenden Emp­ fangsbündels von akustischen Daten aus dem Wandlerarray für je­ des Ultraschallbündel, das in dem interessierenden Bereich (ROI) fokussiert ist, während des ersten Scans bzw. Abtastung, und der in dem normalen Bildgebungsmodus programmiert ist zum Bilden eines entsprechenden Empfangsbündels von akustischen Da­ ten aus dem Wandlerarray für jedes Ultraschallbündel, das in dem Hintergrundbereich fokussiert ist, während des zweiten Scans bzw. Abtastung,
einen Wandler zum Umwandeln der Empfangsbündel von aku­ stischen Daten des ersten Scans bzw. Abtastung in einen ersten Satz von Pixelintensitätsdaten und zum Umwandeln der Empfangs­ bündel von akustischen Daten des zweiten Scans bzw. Abtastung in einen zweiten Satz von Pixelintensitätsdaten und
ein Display-Subsystem (22) zum bildlichen Darstellen eines ersten Bildabschnittes in einem interessierenden Bereich von einem Display-Bild und eines zweiten Bildabschnittes in ei­ nem Hintergrundbereich außerhalb von und angrenzend an den in­ teressierenden Bereich des Display-Bildes, wobei der erste Bildabschnitt von dem ersten Satz von Pixelintensitätsdaten ab­ geleitet ist und eine erste Auflösung hat und der zweite Bildabschnitt von dem zweiten Satz von Pixelintensitätsdaten abgeleitet ist und eine zweite Auflösung hat, die kleiner als die erste Auflösung ist.
8. Einrichtung nach Anspruch 7, wobei der Sender (8) programmiert ist zum Aktivieren des Wandlerarrays, um Ul­ traschallbündel mit Sende-Fokalzonen mit einer ersten axialen Länge während des ersten Scans bzw. Abtastung zu senden, und um Ultraschallbündel mit Sende-Fokalzonen mit einer zweiten axia­ len Länge während des zweiten Scans bzw. Abtastung zu senden, wobei die zweite axiale Länge größer als die erste axiale Länge während des zweitens Scans bzw. Abtastung ist.
9. Einrichtung nach Anspruch 7, wobei der Sender (8) programmiert ist zum Aktivieren des Wandlerarrays, um Ul­ traschallbündel mit einem ersten Vektorabstand während des er­ sten Scans bzw. Abtastung zu senden und Ultraschallbündel mit einem zweiten Vektorabstand während des zweiten Scans bzw. Ab­ tastung zu senden, wobei der zweite Vektorabstand größer als der erste Vektorabstand während des zweiten Scans bzw. Abta­ stung ist.
10. Einrichtung nach Anspruch 7, wobei der Sender (8) zum Aktivieren des Wandlerarrays programmiert ist, um Ul­ traschallbündel aus einer Sende-Apertur mit einer ersten Breite während des ersten Scans bzw. Abtastung zu senden und Ultra­ schallbündel aus einer Sende-Apertur mit einer zweiten Breite während des zweiten Scans bzw. Abtastung zu senden, wobei die zweite Breite von der ersten Breite unterschiedlich ist.
11. Einrichtung nach Anspruch 7, wobei der Sender (8) zum Aktivieren des Wandlerarrays programmiert ist, um Ul­ traschallbündel mit einer Sende-Mittenfrequenz während der er­ sten und zweiten Scans bzw. Abtastungen zu senden, wobei ferner eine Filtereinrichtung (14) vorgesehen ist, die zum Empfangen der Empfangsbündel der akustischen Datenscans von dem Empfänger und zum Durchlassen einer gewünschten Frequenz verbunden ist, wobei die gewünschte Frequenz eine (Sub)Harmonisch Frequenz der Sende-Mittenfrequenz für den ersten Scan bzw. Abtastung ist und die Sende-Mittenfrequenz für den zweiten Scan bzw. Abtastung ist.
12. Einrichtung nach Anspruch 7, wobei der Sender (8) programmiert ist zum Aktivieren des Wandlerarrays, um ko­ dierte oder Schallbündel während des ersten Scans bzw. Abta­ stung zu senden und, um unkodierte Ultraschallbündel während des zweiten Scans bzw. Abtastung zu senden, wobei ferner ein Deko­ dierfilter (42) vorgesehen ist, das zum Dekodieren der Emp­ fangsbündel von akustischen Daten für den ersten Scan bzw. Ab­ tastung programmiert ist.
13. Einrichtung nach Anspruch 7, wobei der Sender (8) programmiert ist zum Aktivieren des Wandlerarrays (2), um Ultraschallbündel mit einer ersten Sende-Bandbreite während des ersten Scans bzw. Abtastung zu senden und Ultraschallbündel mit einer zweiten Sende-Bandbreite, die kleiner als die erste Sende-Bandbreite ist, während des zweiten Scans bzw. Abtastung zu senden.
14. Einrichtung nach Anspruch 7, wobei der Sender (8) programmiert ist zum Aktivieren des Wandlerarrays (2), um Ultraschallbündel mit einer zweiten Sende-Kurvenlänge während des ersten Scans bzw. Abtastung zu senden und Ultraschallbündel mit einer zweiten Sende-Kurvenlänge, die größer als die erste Sende-Kurvenlänge ist, während des zweiten Scans bzw. Abtastung zu senden.
15. Verfahren zum bildlichen Darstellen von biologi­ schem Geweben, enthalten die Schritte:
Senden einer ersten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in einem interessierenden Bereich fokussiert sind, während eines ersten Scans bzw. Abtastung,
Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von aku­ stischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in den interes­ sierenden Bereich fokussiert ist, während des ersten Scans,
Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten des ersten Scans in einen ersten Satz von Pixelintensitätsdaten,
Senden einer zweiten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in einem Hintergrundbereich außerhalb von und an den interessierenden Bereich angrenzend während eines zweiten Scans,
Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von aku­ stischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in dem Hinter­ grundbereich fokussiert ist, während des zweiten Scans,
Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten des zweiten Scans in einen zweiten Satz von Pixelintensitätsdaten und
bildliches Darstellen von einem ersten Bildabschnitt in einem interessierenden Bereich von einem Display-Bild und von einem zweiten Bildabschnitt in einem Hintergrundbereich außer­ halb von und an den interessierenden Bereich des Display-Bildes angrenzend, wobei der erste Bildabschnitt von den ersten Satz von Pixelintensitätsdaten abgeleitet ist und eine erste Auflö­ sung hat, und der zweite Bildabschnitt von dem zweiten Satz von Pixelintensitätsdaten abgeleitet ist und eine zweite Auflösung hat, die kleiner als die erste Auflösung ist.
16. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Ultra­ schallbündel des ersten Scans Sende-Fokalzonen mit einer ersten axialen Länge haben und die Ultraschallbündel des zweiten Scans eine zweite axiale Länge haben, die größer als die erste axiale Länge ist.
17. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Ultra­ schallbündel von dem ersten Scan einen ersten Vektorabstand ha­ ben und die Ultraschallbündel von dem zweiten Scan einen zwei­ ten Vektorabstand haben, der größer als der erste Vektorabstand ist.
18. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Ultra­ schallbündel von dem ersten Scan aus einer Sende-Apertur mit einer ersten Breite gesendet werden und die Ultraschallbündel von dem zweiten Scan aus einer Sende-Apertur mit einer zweiten Breite gesendet werden, die von der ersten Breite unterschied­ lich ist.
19. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Ultra­ schallbündel von den ersten und zweiten Scans eine Sende-Mit­ tenfrequenz haben, ferner die Schritte enthaltend:
Filtern der Empfangsbündel von akustischen Daten für den ersten Scan, um eine (Sub)Harmonische Frequenz der Sende- Mittenfrequenz durchzulassen, und
Filtern der Empfangsbündel von akustischen Daten für den zweiten Scan, um die Sende-Mittenfrequenz durchzulassen.
20. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Ultra­ schallbündel von dem ersten Scan kodiert sind und die Ultra­ schallbündel von dem zweiten Scan unkodiert sind, wobei ferner der Schritt vorgesehen ist, daß die Empfangsbündel von akusti­ schen Daten für den ersten Scan dekodiert werden.
21. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Ultra­ schallbündel für den ersten Scan eine erste Sende-Bandbreite haben und die Ultraschallbündel von dem zweiten Scan eine zweite Sende-Bandbreite haben, die kleiner als die erste Sende- Bandbreite ist.
22. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Ultra­ schallbündel von dem ersten Scan eine erste Sende-Kurvenlänge haben und die Ultraschallbündel des zweiten Scans eine zweite Sende-Kurvenlänge haben, die größer als die erste Sende-Kurven­ länge ist.
23. Verfahren zum bildlichen Darstellen von biologi­ schem Gewebe, enthaltend die Schritte:
Senden einer ersten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in einem interessierenden Bereich fokussiert sind, während jedes Scans von einer ersten Vielzahl von Scans,
Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von aku­ stischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in dem interes­ sierenden Bereich fokussiert ist, während jedes Scans von der ersten Vielzahl von Scans,
Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten der ersten Vielzahl von Scans in eine erste Vielzahl von Pixelintensitäts-Datensätzen,
Senden einer zweiten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in einem Hintergrundbereich außerhalb von und an den inter­ essierenden Bereich angrenzend fokussiert sind, während jedes Scans von einer zweiten Vielzahl von Scans,
Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von aku­ stischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in dem Hinter­ grundbereich fokussiert ist, während jedes Scans der zweiten Vielzahl von Scans,
Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten der zweiten Vielzahl von Scans in eine zweite Vielzahl von Pixelin­ tensitäts-Datensätzen und
bildliches Darstellen von einem ersten Bildabschnitt in einem interessierenden Bereich von einem Display-Bild und von einem zweiten Bildabschnitt in einem Hintergrundbereich außer­ halb von und an den interessierenden Bereich des Display-Bildes angrenzend, wobei sich der erste Bildabschnitt über der Zeit mit einer ersten Bildrate bzw. -folge ändert, um aufeinander­ folgende Sätze der ersten Vielzahl von Pixelintensitäts-Daten­ sätze darzustellen, und der zweite Bildabschnitt sich über der Zeit mit einer zweiten Bildrate bzw. -folge ändert, die kleiner als die erste Bildrate bzw. -folge ist, um aufeinanderfolgende Sätze der zweiten Vielzahl von Pixelintensitäts-Datensätze dar­ zustellen.
24. Verfahren nach Anspruch 23, wobei jeder Satz von akustischen Daten eine Anzahl von Empfangsbündeln der akusti­ schen Daten aufweist und die Empfangsbündel der ersten Vielzahl von Scans mit den Empfangsbündeln der zweiten Vielzahl von Scans verschachtelt sind.
25. Einrichtung zum bildlichen Darstellen von biolo­ gischem Gewebe, enthaltend:
ein Ultraschall-Wandlerarray (2), das eine Vielzahl von Wandlerelementen (4) aufweist,
einen Display-Monitor (26) zum bildlichen Darstellen von einem Display-Bild, das eine Funktion von Pixelintensitäts­ daten ist, und
einen Computer (30), der zum Ausführen der folgenden Schritte programmiert ist:
  • a) Aktivieren der Wandlerelemente des Arrays zum Senden einer ersten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in ei­ nem interessierenden Bereich fokussiert sind, während eines er­ sten Scans,
  • b) Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von akustischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in dem interessierenden Bereich fokussiert ist, während des ersten Scans,
  • c) Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten des ersten Scans in einen ersten Satz von Pixelintensi­ tätsdaten,
  • d) Aktivieren der Wandlerelemente des Arrays zum Senden einer zweiten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in einem Hintergrundbereich außerhalb von und an den interessie­ renden Bereich angrenzend fokussiert sind, während eines zwei­ ten Scans,
  • e) Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von akustischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in dem Hintergrundbereich fokussiert ist, während des zweiten Scans,
  • f) Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten des zweiten Scans in einen zweiten Satz von Pixelintensi­ tätsdaten, und
  • g) Steuern des Display-Monitors, um einen ersten Bildabschnitt in einem interessierenden Bereich von einem Dis­ play-Bild und einen zweiten Bildabschnitt in einem Hintergrund­ bereich außerhalb von und an den interessierenden Bereich des Display-Bildes angrenzend, auf der Display-Vorrichtung darzu­ stellen, wobei der erste Bildabschnitt von dem ersten Satz von Pixelintensitätsdaten abgeleitet ist und eine erste Auflösung hat und der zweite Bildabschnitt von dem zweiten Satz von den Pixelintensitätsdaten abgeleitet ist und eine zweite Auflösung hat, die kleiner als die erste Auflösung ist.
26. Einrichtung zum bildlichen Darstellen von biolo­ gischem Gewebe, enthaltend:
ein Ultraschall-Wandlerarray (2), das eine Vielzahl von Wandlerelementen (4) aufweist,
einen Display-Monitor (26) zum bildlichen Darstellen eines Display-Bildes, das eine Funktion von Pixelintensitätsda­ ten ist, und
einen Computer (30) der zum Ausführen der folgenden Schritte programmiert ist:
  • a) Aktivieren der Wandlerelemente des Arrays zum Senden einer ersten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in ei­ nem interessierenden Bereich fokussiert sind, während jedes Scans von einer Vielzahl von Scans,
  • b) Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von akustischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in dem interessierenden Bereich fokussiert ist, während jedes Scans der ersten Vielzahl von Scans,
  • c) Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten des ersten Vielzahl von Scans in eine erste Vielzahl von Sätzen von Pixelintensitätsdaten,
  • d) Aktivieren der Wandlerelemente des Arrays zum Senden einer zweiten Vielzahl von Ultraschallbündeln, die in einem Hintergrundbereich außerhalb von und an den interessie­ renden Bereich angrenzend fokussiert sind, während jedes Scans von einer zweiten Vielzahl von Scans,
  • e) Gewinnen eines entsprechenden Empfangsbündels von akustischen Daten für jedes Ultraschallbündel, das in dem Hintergrundbereich fokussiert ist, während jedes Scans der zweiten Vielzahl von Scans,
  • f) Umwandeln der Empfangsbündel von akustischen Daten der zweiten Vielzahl von Scans in eine zweite Vielzahl von Sätzen von Pixelintensitätsdaten, und
  • g) Steuern des Display-Monitors, um einen ersten Bildabschnitt in einem interessierenden Bereich von einem Dis­ play-Bild und einen zweiten Bildabschnitt in einem Hintergrund­ bereich außerhalb von und an den interessierenden Bereich des Display-Bildes angrenzend darzustellen, wobei der erste Bildab­ schnitt sich mit einer ersten Bildrate bzw. -folge über der Zeit ändert, um aufeinanderfolgende Sätze der ersten Vielzahl von Sätzen von Pixelintensitätsdaten darzustellen und der zweite Bildabschnitt sich mit einer zweiten Bildrate bzw. -folge über der Zeit ändert, die kleiner als die erste Bildrate bzw. -folge ist, um aufeinanderfolgende Sätze der zweiten Viel­ zahl von Sätzen von Pixelintensitätsdaten darzustellen.
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