DE3827514C2 - - Google Patents
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Description
Die Erfindung geht aus von einem Ultraschall-Bildgerät nach dem
Oberbegriff des Anspruchs 1.
Ein solches Gerät ist J. D aus der DE 36 37 056 A1 bekannt.
Ein Ultraschallgerät verwendet einen US-Dopplerprozeß und
einen Impulsreflexionsprozeß in Kombination, um Blutstromdaten
und Tomographiebild - d. h. Schichtbild-Daten (B-Mode-
Daten) - mit Hilfe einer einzigen US-Sonde zu erhalten und
diese Daten einander zu überlagern. Auf einem Monitor werden
überlagerte Bilddaten als Blutstromprofil und Schichtbild
dargestellt. Das US-Bilderzeugungsverfahren basiert
auf folgendem Prinzip:
Wenn man einen lebenden Körper, in welchem Blut fließt, mit
einem US-Strahl bestrahlt, wird die Mittenfrequenz fc des
Strahls durch sich bewegende Blutkörperchen beeinflußt, und
der Strahl wird einem Dopplereffekt ausgesetzt, so daß die
Frequenz um fd verschoben wird. Nach erfolgtem Dopplereffekt
hat das US-Echo eine Frequenz f = fc + fd. Die Frequenzen
fc und fd stehen folgendermaßen in Beziehung zueinander:
fd = 2v cos · R/c · fc
wobei v die Blutgeschwindigkeit, R der Winkel zwischen dem
Ultraschallstrahl und dem Blutgefäß und c die Schallgeschwindigkeit
ist.
Auf diese Weise kann man den Wert der Blutgeschwindigkeit v
ermitteln, indem man die Dopplerverschiebe-Frequenz fd erfaßt.
Wenn man die Blutstromgeschwindigkeit unter Verwendung
des Dopplereffekts mißt, wird der lebende Körper mit
einem Ultraschallimpuls beaufschlagt, der von einem US-
Wandler mehrere Male in eine vorbestimmte Richtung gelenkt
wird. Die aus dem lebenden Körper kommenden Echoimpulse der
US-Impulse werden, von dem Dopplereffekt beeinflußt, in
einem US-Wandler empfangen, um sukzessive in ein Echosignal
umgesetzt zu werden. Das Echosignal wird einem Phasendetektor
zugeleitet, um ein Dopplerverschiebungs-Signal zu entnehmen.
In diesem Fall wird ein Dopplerverschiebungs-Signal
für 256 Abtastpunkte in einer Rasterrichtung der US-Impulse
erfaßt (d. h. in einer Tiefenrichtung des untersuchten Körpers).
Das an jedem Abtastpunkt erfaßte Dopplerverschiebungs-
Signal wird einem Frequenz-Analysator zugeführt, der
eine Frequenz-Analyse durchführt, und dann wird das Signal
von einem digitalen Abtastumsetzer (DSC) in ein Abtastsignal
umgesetzt, um als zweidimensionales Blutströmungsprofil-
Bild angezeigt zu werden.
Wenn das Dopplerverschiebungs-Signal als Blutströmungsprofil-
Bild auf dem Monitor angezeigt wird, wird die mittlere
Blutgeschwindigkeit als Winkel (+π bis -π) oder als eine
Frequenz (+fr/2 bis -fr/2) dargestellt. Die Winkelanzeige
(+π bis -π) oder die Frequenzanzeige (+fr/2 bis -fr/2) erfolgt
in einer entsprechenden Farbe (blau-schwarz-rot). Die
Frequenz fr ist die Wiederholungsfrequenz der US-Impulse.
Bei der Blutströmungsanzeige nach dem oben erläuterten
Farb-Dopplerverfahren wird das Dopplerverschiebungs-Signal
einer Frequenz-Analyseberechnung auf der Grundlage der
schnellen Fouriertransformation (FFT) oder der Farbstromkartierung
(CFM = color flow mapping) durchgeführt. Dies
ist die Berechnung nach dem System diskreter Werte bezüglich
der Wiederholungsfrequenz. Wenn daher das Dopplersignal,
welches +fr/2 (oder +π) oder -fr/2 (oder -π) überschreitet,
an einen Prozessor geliefert wird, kommt es zu
einem sogenannten Aleasing-Phänomen, d. i. ein Phänomen, bei
dem das Signal mit einem einen Schwellenwert der Anzeige
übersteigenden Pegel invertiert wird und der übersteigende
Pegelabschnitt des Signals in einer Farbe dargestellt wird,
die eine Blutstromrichtung anzeigt, die der normalen
Blutstromrichtung entgegengesetzt ist.
Die Anzahl der zur Verfügung stehenden Bilddaten bestimmt
auch die Auflösung des Bildes auf der Anzeigeeinrichtung.
Bei einer relativ geringen Anzahl von Bilddaten ist die
Auflösung entsprechend niedrig.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Gerät der
eingangs genannten Art anzugeben, bei dem eine verbesserte
Bildqualität erreicht wird, ohne daß dazu mehr Daten von
der Dopplerdaten-Ausgabeeinrichtung erhalten werden müssen.
Gelöst wird diese Aufgabe durch die im Anspruch 1 angege
bene Erfindung.
Die Erfindung schafft eine Interpolationseinrichtung, die
die Farb-Dopplerdaten nach einem vorbestimmte Algorithmus
interpoliert. Dadurch läßt sich die Qualität des angezeig
ten Bildes erheblich verbessern.
Wenn bei der Interpolation, die üblicherweise durch Mittel
wertbildung erfolgt, bestimmte Datenwerte verarbeitet wer
den, kann es zu fehlerhaften Anzeigen kommen, die als stö
rend empfunden werden. Wenn der Absolutwert der Frequenz
der Farb-Dopplerdaten oberhalb +fr/2 oder -fr/2 liegt,
würde die Interpolation zu einem Wert in der Nähe von "0"
führen, mit der Folge, daß auf der Anzeigeeinrichtung bei
spielsweise ein Schwarzpegel dargestellt wird. Deshalb wird
erfindungsgemäß in diesen Fällen dafür gesorgt, daß solche
Interpolationsdaten ausgeschlossen werden. Aus dem Stand
der Technik sind keine Geräte mit den speziellen Merkmalen
der Erfindung bekannt. Aus der US-PS 46 07 642 ist ein
Blutstrommeßgerät mit einem Audio-Ausgang bekannt, wobei
das Audiosignal der Blutstromgeschwindigkeit entsprechen
soll.
Aus der DE 30 43 047 A1 ist ein Gerät für die Ultra
schallbildung bekannt, bei welchem zur Vergrößerung eines
sektorförmigen Abtastbereichs eine lineare Anordnung von
Transduktoren verwendet wird. Damit soll erreicht werden,
daß die Abtaststrahlen von einer hinter der linearen Anord
nung liegenden Punktquelle zu kommen scheinen. Die Echoda
ten werden spaltenweise in einem Speicher abgespeichert,
der von einer Zähleranordnung adressiert wird, so daß der
Speicherinhalt synchron mit der Vertikalsynchronisation des
Bildschirms ausgelesen wird. Es erfolgt eine Interpolation
durch Mittelwertbildung.
Würde man diesen Interpolator bei einem Ultraschall-Bildge
rät der eingangs genannten Art verwenden, so ergäbe sich
das oben angegebene Problem bei der Interpolation von Farb-
Dopplerdaten, die oberhalb der genannten Grenzbereiche lie
gen. Es würden also schwarze Bereiche auf der Anzeige er
scheinen.
Ferner sind aus der US-Z: IEEE Transactions on Medical Ima
ging, VOL. MI-5, Nr. 2, 1986, Seiten 96-105, verschiedene
Interpolationsverfahren für Geräte mit sektorförmiger Abta
stung beschrieben. Das spezielle, oben angegebene Problem
der Entstehung von unerwünschten Anzeigedaten läßt sich
dieser Druckschrift jedoch nicht entnehmen.
Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung
anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockdiagramm einer Ausführungsform
eines erfindungsgemäßen Ultraschall-
Bildgeräts,
Fig. 2 bis 5 Ansichten, die die Interpolationsrichtungen
veranschaulichen,
Fig. 6 eine Ansicht zum Veranschaulichen der
der Interpolation zugrundeliegenden
Logik,
Fig. 7 eine Ansicht, die das Interpolieren bei
der Sektorabtastung veranschaulicht,
Fig. 8 eine Ansicht zum Veranschaulichen eines
Interpolations-Algorithmus,
Fig. 9 eine Ansicht eines Vollbildspeichers,
in welchem Abtastdaten und Interpolationsdaten
gespeichert werden, und
Fig. 10 bis 12 Impulsdiagramme, die den zeitlichen Ablauf
bei der Interpolation veranschaulichen.
Fig. 1 zeigt einen Ultraschall-(US-)Wandler 10. Er enthält
mehrere US-Wandlerelemente, die in Form eines Feldes angeordnet
sind. Der US-Wandler 10 ist an eine Sende-/
Empfangsschaltung 11 angeschlossen, die Treiberimpulse für
den US-Wandler 10 erzeugt und aus den ankommenden Echowellen
ein Echosignal erzeugt. Der Ausgangsanschluß der Sende-/
Empfangsschaltung 11 ist an einen Hüllkurvendetektor 12
angeschlossen, außerdem an einen Orthogonal-Detektor 22.
Der Hüllkurvendetektor 12 macht aus einem von der Sende-/
Empfangsschaltung 11 kommenden Echosignal eine Hüllkurvendemodulation
bzw. -erfassung, der Orthogonal-Detektor 22
bewirkt eine Orthogonal-Demodulation bzw. -Erfassung des
Echosignals.
Der Ausgangsanschluß des Hüllkurvendetektors 12 ist über
einen Analog-Digital-Wandler (A/D) 13 an den Eingang eines
r-Richtungs-Interpolators 14 angeschlossen, der Daten in
US-Strahlrasterrichtung interpoliert. Der Ausgang des r-
Richtungs-Interpolators 14 ist an den Eingang eines R-Richtungs-
Interpolators 15 angeschlossen, der Daten in einer
US-Strahl-Abtastrichtung interpoliert. Der Ausgang des Interpolators
15 ist an den Schreibeingang eines Vollbildspeichers
16 angeschlossen. Der Leseanschluß des Vollbildspeichers
16 ist an den Eingang eines H-Richtungs-Interpolators
17 angeschlossen, und dessen Ausgang ist über ein
Dämpfungsglied 18 an eine Monochrom/Farb-Synthetisierschaltung
19 angeschlossen. Das Dämpfungsglied 18 dämpft das
Ausgangssignal des H-Richtungs-Interpolators in geeigneter
Weise und liefert das gedämpfte Ausgangssignal an die Synthetisierschaltung
19.
Der Ausgangsanschluß des Orthogonal-Detektors 22 ist an den
Eingang einer CMF-Rechenschaltung 23 angeschlossen, der das
Orthogonal-Demodulationssignal in digitale Werte umsetzt
und dann das resultierende digitale Signal einer Frequenz-
Analyse unterzieht, um Signale abzugeben, welche die mittlere
Blutgeschwindigkeit V, die Gesamtleistung P und die
Turbulenz σ repräsentieren. Die Ausgangsanschlüsse (V, P und
σ) der CFM-Rechenschaltung 23 sind an die entsprechenden
Eingänge eines r-Richtungs-Interpolators 24a eines Dateninterpolationsabschnitts
24 angeschlossen, um die Ausgangsdaten
der CFM-Rechenschaltung 23 in r-Richtung zu interpolieren.
Die Ausgangsanschlüsse (V, P und σ) des r-
Richtungs-Interpolators 24a sind an die entsprechenden Eingangsanschlüsse
eines R-Richtungs-Interpolators 24b angeschlossen.
Die Ausgangsanschlüsse (V, P und σ) des R-
Richtungs-Interpolators 24b sind an die entsprechenden
Schreibanschlüsse eines Farb-Vollbildspeichers 25
angeschlossen. Die Leseanschlüsse (V, P, σ und α) des Farb-
Vollbildspeichers 25 sind an einen H-Richtungs-Interpolator
24c angeschlossen, welcher Daten in der Horizontal-
Abtastrichtung des Monitors anhand der Daten im
Vollbildspeicher 25 interpoliert.
Die r-, R- und H-Richtungs-Interpolatoren 24a, 24b und 24c
vollführen jeweils eine Interpolationsberechnung bei einem
Signalpegel, bei welchem das genannte Aleasing-Phänomen
auftritt, und zwar nach im folgenden noch näher zu beschreibenden
Regeln.
Der Ausgang des H-Richtungs-Interpolators 24c ist über
einen Multiplexer (MPX) 26 an einen RGB-Umsetz-Tabellenspeicher
27 angeschlossen. Die Schaltung 27 setzt das über
den Multiplexer zugeführte Dopplerbildsignal um in ein RGB-
Videosignal, welches der Monochrom/Farb-Synthetisierschaltung
19 zugeführt wird. Diese Schaltung synthetisiert das
von dem Dämpfungsglied 17 erhaltene B-Mode-Signal und das
von der Tabelle 27 erhaltene Farb-Dopplersignal und liefert
das resultierende Signal über einen Digital-Analog-Umsetzer
(D/A) 20 an einen Monitor 21.
Im folgenden soll der Dateninterpolationsabschnitt 24 erläutert
werden.
Der Interpolationsabschnitt 24 vollzieht eine Dateninterpolation
unter Zugrundelegung einer Interpolationslogik, die
in der folgenden Tabelle zusammengefaßt ist.
Entsprechend der obigen Tabelle erfolgt die Berechnung bezüglich
eines Mittelpunkts zwischen zwei Punkten (An und
Am) oder eines Punkts in der Nähe des Mittelpunkts. Wenn
eine große Anzahl Interpolationspunkte vorhanden ist, wird
die Berechnung wiederholt zwischen dem Punkt An und dem
Mittelpunkt sowie zwischen dem Mittelpunkt und dem Punkt Am
durchgeführt.
Bedingung 1 ist eine Prüfung bezüglich der Amplitudenbeziehung
zwischen dem Schwellenwert TH, der nach Belieben des
Anwenders variiert werden kann, und dem Absolutwert der
Differenz zwischen Am und An. Bedingung 2 ist eine Prüfung,
ob Am und An das gleiche Vorzeichen besitzen. Bedingung 3
ist eine Prüfung bezüglich des Vorzeichens der Summe aus Am
und An.
Fig. 2 und 3 zeigen die Interpolationsrichtungen in den
Fällen A und B in der Tabelle, Fig. 4 und 5 zeigen die Interpolationsrichtung
für den Fall C.
Im folgenden soll anhand der Fig. 6 die Interpolationslogik
erläutert werden.
In der Bedingung 1 ist die Beziehung zwischen An und Am
|Am - An| = TH (wobei TH fr/2)
In ähnlicher Weise sind bei Bedingung 2 die Werte Am und An
von unterschiedlichen Vorzeichen, und in der Bedingung 3
gilt die Beziehung
Am + An < 0
Damit ist der Mittelpunkt Am 1
Am 1 = fr/2 + (Am + An)/2
Nun wird der Mittelpunkt Am 3 zwischen den Punkten Am 1 und
An in der oben beschriebenen Weise wie folgt ermittelt:
In der Bedingung 1 gilt die Beziehung
|Am 1 - An| < TH
Bei Bedingung 2 haben Am 1 und An verschiedene Vorzeichen.
Bei der Bedingung 3 gilt die Beziehung
An + Am 1 < 0
Damit drückt sich der Mittelpunkt Am 3 zwischen den Punkten
An und Am 1 wie folgt aus:
Am 3 = -fr/2 + (An + Am 1)/2
Den Mittelpunkt Am 2 zwischen den Punkten Am 1 und Am erhält
man wie folgt:
Bei der Bedingung 1 gilt die Beziehung
|Am 1 - An| <TH
Damit drückt sich Am 2 wie folgt aus:
Am 2 = (An + Am 1)/2
Im folgenden soll die Ausführungsform nach Fig. 1 beschrieben
werden.
Der Ultraschallwandler 10 empfängt Treibersignale von der
Sende-/Empfangsschaltung 11 und tastet den zu untersuchenden
lebenden Körper mit einem US-Strahl ab. Die Echowelle
der Ultraschallwelle aus dem Körper wird von dem US-Wandler
10 in ein Echosignal umgesetzt, welches zur Hüllkurvendemodulation
an den Hüllkurvendetektor 12 gegeben wird. Der A/D
13 tastet das demodulierte Signal ab und setzt es in ein
entsprechendes digitales Signal um, das dem r-Richtungs-Interpolator
14 zugeführt wird.
Der r-Richtungs-Interpolator 14 interpoliert das von dem
A/D 13 kommende digitale Bilddatenmaterial in r-Richtung,
d. h. in Strahlrasterrichtung. Genauer gesagt: Die Lücke
zwischen benachbarten Abtastdaten, die nah beieinanderliegen,
wird durch Interpolation geschlossen. Die Ausgangsdaten
des r-Richtungs-Interpolators 14 werden an den R-Richtungs-
Interpolator 15 gegeben. Dieser interpoliert die Daten
in der Abtastrichtung. D. h.: Das Intervall zwischen benachbarten
US-Strahlen wird mit Interpolationsdaten interpoliert.
Die digitalen Bilddaten, d. h. die B-Mode-Bilddaten,
von dem R-Richtungs-Interpolator 15 werden in dem
Vollbildspeicher 16 gespeichert. Wenn die Bilddaten aus dem
Vollbildspeicher 16 ausgelesen werden, gelangen sie an den
H-Richtungs-Interpolator 17, in welchem eine Interpolation
in Horizontal-Abtastrichtung des Monitors erfolgt, der
nicht in R-Richtung interpoliert wurde. Die von dem H-Richtungs-
Interpolator 17 ausgegebenen Bilddaten werden von dem
Dämpfungsglied 18 gedämpft und dann über die Synthetisierschaltungen
19 und den D/A 20 in den Monitor 21 eingegeben,
auf dessen Bildschirm ein B-Mode-Bild angezeigt wird.
Zum Erhalten des Dopplersignals liefert die Sende-/
Empfangsschaltung 22 acht Treibersignale an den US-Wandler
10, und der US-Wandler 10 liefert acht US-Impulse. Die
Echowelle der US-Impulse wird von dem Wandler 10 in ein
Echosignal umgesetzt und auf den Orthogonal-Detektor 22 gegeben.
Dieser bewirkt eine Orthogonal-Demodulation des
Echosignals, um ein Dopplerverschiebungs-Frequenzsignal zu
erzeugen. Dieses Dopplerverschiebungs-Frequenzsignal wird
zur Frequenz-Analyse an die CFM-Rechenschaltung 23 gegeben.
Die CFM-Rechenschaltung 23 unterzieht das Dopplerverschiebungs-
Frequenzsignal einer Frequenz-Analyse, um einen Wert
für die mittlere Strömungsgeschwindigkeit V, die Gesamtleistung
P und die Turbulenz σ zu erhalten. Diese Daten V, P
und σ werden in dem r-Richtungs-Interpolator 24a für die r-
Richtung interpoliert und sie werden außerdem in dem R-
Richtungs-Interpolator 24b für die R-Richtung interpoliert.
Die von dem R-Richtungs-Interpolator 24b kommenden Daten V,
P und σ werden in dem Vollbildspeicher 25 gespeichert. Die
aus dem Vollbildspeicher 25 ausgelesenen Daten V, P, σ und α
werden über den Multiplexer 26 der RGB-Umsetztabelle 27 zugeführt.
Die Daten P, σ und α, d. h. die Dopplerdaten, werden
von dieser RGB-Tabelle in ein RGB-Signal umgesetzt,
welches der Monochrom/Farb-Synthetisierschaltung 19 zugeleitet
wird. Die Schaltung 19 setzt die B-Mode-Daten und
die Dopplerdaten zusammen und liefert die resultierenden
Daten über den D/A 20 an den Farbmonitor 21. Somit werden
auf dem Farbmonitor 21 einander überlagerte B-Mode-Daten
und Farbbilddaten, die den Blutstrom darstellen, angezeigt.
Im folgenden soll unter Bezugnahme auf die Fig. 7 und 8 die
Interpolation für die r-, die R- und die H-Richtung beschrieben
werden. Wenn nach Fig. 7 ein Raster 1 aus Abtastdaten
A 1 und B 1 erhalten wird, werden Interpolationsdaten
von r 11 und r 12 durch Interpolation in r-Richtung erhalten.
Wenn Daten A 2 und B 2 des Rasters 2 abgetastet werden, erhält
man Interpolationsdaten r 21 und r 22 durch Interpolation
in r-Richtung aus diesen Daten A 2 und B 2. Wenn die Abtastdaten
A 1, A 2, B 1 und B 2 vorliegen und die Interpolation
zum Erhalt der Interpolationsdaten r 11, r 12, r 21 und r 22
erfolgt ist, schließt sich eine Interpolation in R-Richtung
entlang den konzentrischen Kreisen des Abtastsektors oder
-fächers an. Dadurch erhält man Interpolationsdaten R 1 bis
R 4 und R 5 bis R 8.
Bei der oben beschriebenen Interpolation wird angenommen,
daß die Interpolationsdaten regulär aus Abtastdaten A 1 und
B 1 erhalten werden, wenn die Daten A 1 und B 1 rote Farbe (+)
und blaue Farbe (-) repräsentieren. Wenn in diesem Fall A 1
+ B 1 = 0, sind die Interpolationsdaten Null, da B 1 = -A 1
ist. Folglich werden die Interpolationsdaten als schwarzer
Rahmen angezeigt. Bei dieser Ausführungsform jedoch wird
die Interpolation auf der Grundlage des in der Tabelle angegebenen
Falls A durchgeführt. D. h.: Die Interpolationsdaten
erhält man zu -fr/2 + (A 1 + B 1)/2. Bei A 1 = -B 1 erhält
man als Interpolationsdaten also -fr/2, so daß die Anzeige
in blauer Farbe erfolgt. Wenn die Abtastdaten A 1 und B 1
blaue Farbe (-) bzw. rote Farbe (+) darstellen, so ist bei
A 1 = B 1 der Interpolationsdatenwert nicht Null, und es wird
kein schwarzer Rahmen angezeigt. Fig. 8 zeigt diesen Fall.
Man sieht, daß die Interpolationsdaten niemals Null werden.
Wenn die auf obige Weise erhaltenen Interpolationsdaten für
die r- und die R-Richtung zusammen mit den Abtastdaten in
dem Vollbildspeicher gespeichert werden, werden sie in entsprechenden
Speicherelementen gespeichert, die in Fig. 9
schraffiert dargestellt sind. In diesem Fall sind keine Daten
in anderen Speicherelementen vorhanden als in denen, in
denen die Abtastdaten und die r- und R-Richtungs-Interpolationsdaten
gespeichert sind. Wenn also die Bilddaten aus
dem Vollbildspeicher ausgelesen werden, erfolgt eine Interpolation
(d. h. eine H-Richtungs-Interpolation) in der horizontalen
Abtastrichtung des Monitors, und in freien Speicherplätzen
werden Interpolationsdaten h 1 bis h 40 gespeichert.
Wenn die Daten bei der Interpolation B-Mode-Bilddaten sind,
und Daten, die den Varianzwert σ repräsentieren, so haben
diese Daten kein Vorzeichen, so daß die Interpolation auf
der Grundlage nach Fall D erfolgt.
Im folgenden soll anhand der Fig. 10 bis 12 der zeitliche
Ablauf des Interpolierens erläutert werden.
Fig. 10 zeigt den zeitlichen Ablauf der Interpolation in r-
Richtung. Innerhalb der Zeitspanne (Impulsperiode) des
Starttakts des ersten Rasters 1 werden Transferdaten [1]
bis [8] aus der CFM-Rechenschaltung 23 ansprechend auf den
Transfertakt DFPIXO in die Interpolationsschaltung 24 übertragen.
Jetzt werden die Transferdaten [1] bis [8] ansprechend
auf den Abtasttakt abgetastet, und die Abtastdaten
werden für die Interpolation in r-Richtung hergenommen. Bei
dieser Interpolation werden Interpolationsdaten i 1 bis i 4
bezüglich der Abtastdaten [1] bis [4] erzeugt.
Fig. 11 zeigt den zeitlichen Ablauf bei der Interpolation
in R-Richtung. Das Signal OFO ist ein Abtastsignal für die
US-Strahl-Abtastung. Fünf Wiederholungsimpulse RPO werden
in jedem Impulsintervall des Zeitsteuerimpulssignals ISENAO
erzeugt. Mit letzterem Signal wird ein und dasselbe Raster
fünfmal in R-Richtung abgetastet, bevor das nächste Raster
abgetastet wird. Auf diese Weise werden Rasterbildsignale
[1]1 bis [1]5 für jeden Impuls des Signals ISAENAO erzeugt.
Bei dieser Abtastung produziert die CFM-Rechenschaltung 23
Rasterdaten [1], [2] für alle fünf Impulse des Signals RPO
unter Steuerung des Zeitsteuersignals DFCMDO. Das Bild dieser
Rasterdaten ist das gleiche wie die Ausgangsdaten für
eine Linie gemäß Fig. 10, und die Interpolationsdaten i 1
bis i 4 werden für die entsprechenden Bildelemente erzeugt.
Fig. 12 zeigt den zeitlichen Ablauf der Interpolation in H-
Richtung. Das Signal HSYNCO ist ein Signal zum Auslesen von
Daten in horizontaler Richtung des Vollbildspeichers. Wenn
aus dem Vollbildspeicher während der Impulsdauer des Signals
HSYNCO ausgelesen werden, zum Multiplexer 24 übertragen
werden, bewirkt der H-Richtungs-Interpolator 24c eine
Interpolationsberechnung, wodurch Interpolationsdaten i 1
bis i 12 zum Einfügen in leere Bildelemente unter den Lesedaten
[1], [2], . . . synchron mit dem Auslese-Transfertakt
XUPO erzeugt werden.
Wie aus der obigen Beschreibung hervorgeht, werden erfindungsgemäß
Interpolationsdaten nach einem vorbestimmten Interpolationsalgorithmus
erzeugt, so daß keine Schwarzpegeldaten
in den Interpolationsdaten auch dann nicht enthalten
sind, wenn ein Signal mit einem Pegel eingegeben wird, bei
dem das "Aleasing-Phänomen" auftritt. Es besteht also nicht
die Möglichkeit der Erzeugung eines schwarzen Rahmens in
einem auf dem Monitor angezeigten Blutstromprofil.
Bei der oben beschriebenen Ausführungsform berechnet die
Interpolationsschaltung die Interpolationsdaten nach dem in
der Tabelle gezeigten Algorithmus. Allerdings kann die
Interpolationsschaltung auch so aufgebaut sein, daß die Interpolationsdaten
entsprechend dem Algorithmus vorab berechnet
werden, um in einem ROM (Festspeicher) gespeichert
zu werden. Wenn dann die Abtastdaten in die Interpolationsschaltung
eingegeben werden, werden die Interpolationsdaten
entsprechend den Abtastdaten aus dem Festspeicher (ROM)
ausgelesen. In diesem Fall werden die Abtastdaten und die
Daten, die den zu interpolierenden Punkten zwischen den Abtastdaten
entsprechen, als Adreßdaten verwendet. Die Interpolationsdaten
werden nach Maßgabe der Adreßdaten aus dem
ROM ausgelesen.
Claims (10)
1. Ultraschall-Bildgerät, umfassend:
eine Ultraschall-(US-)Wandlereinrichtung (10), die bei einer Wiederholungsfrequenz fr US-Impulse aussendet und die Echowellen der US-Impulse in Echosignale umsetzt;
eine Dopplerdaten-Ausgabeeinrichtung (22, 23), die die von der US-Wandlereinrichtung gelieferten Echosignale empfängt und aus diesen Dopplerdaten ermittelt, um Farb- Dopplerdaten zu liefern; und
eine Anzeigeeinrichtung (21) zum Anzeigen der Farb- Dopplerdaten als Farbbild,
dadurch gekennzeichnet, daß eine Interpolationseinrichtung (24), vorge sehen ist, die von der Dopplerdaten-Ausgabeeinrichtung die Farb-Dopplerdaten empfängt und die Farb-Dopplerdaten nach einem vorbestimmten Algorithmus so interpoliert, daß, wenn der Absolutwert der Frequenz der empfangenen Farb-Doppler daten oberhalb von +fr/2 oder -fr/2 liegt, solche Interpo lationsdaten ausgeschlossen werden, die einer Nullzone zwi schen +fr/2 und -fr/2 entsprechen; und daß die Anzeigeein richtung (21) die Farb-Dopplerdaten einschließlich Inter polationsdaten aus der Interpolationseinrichtung anzeigt.
eine Ultraschall-(US-)Wandlereinrichtung (10), die bei einer Wiederholungsfrequenz fr US-Impulse aussendet und die Echowellen der US-Impulse in Echosignale umsetzt;
eine Dopplerdaten-Ausgabeeinrichtung (22, 23), die die von der US-Wandlereinrichtung gelieferten Echosignale empfängt und aus diesen Dopplerdaten ermittelt, um Farb- Dopplerdaten zu liefern; und
eine Anzeigeeinrichtung (21) zum Anzeigen der Farb- Dopplerdaten als Farbbild,
dadurch gekennzeichnet, daß eine Interpolationseinrichtung (24), vorge sehen ist, die von der Dopplerdaten-Ausgabeeinrichtung die Farb-Dopplerdaten empfängt und die Farb-Dopplerdaten nach einem vorbestimmten Algorithmus so interpoliert, daß, wenn der Absolutwert der Frequenz der empfangenen Farb-Doppler daten oberhalb von +fr/2 oder -fr/2 liegt, solche Interpo lationsdaten ausgeschlossen werden, die einer Nullzone zwi schen +fr/2 und -fr/2 entsprechen; und daß die Anzeigeein richtung (21) die Farb-Dopplerdaten einschließlich Inter polationsdaten aus der Interpolationseinrichtung anzeigt.
2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Dopplerdaten-Ausgabeeinrichtung
(22, 23) Dopplerdaten liefert, die Dopplerdaten-Komponenten
entsprechend Abtastdaten in einer vorbestimmten Richtung
enthalten, und daß die Interpolationseinrichtung (24) Daten
nach Maßgabe des folgenden Algorithmus interpoliert:
wobei Am und An zwei benachbarte Dopplerdaten-Komponenten
sind, TH ein Schwellenwert für die Anzeige und fr die Wie
derholungsfrequenz ist.
3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Interpolationseinrichtung einen
Interpolator (24a) zum Interpolieren von Daten in einer Ab
strahlrichtung (r) der US-Impulse und einen Interpolator
(24b) zum Interpolieren von Daten in einer Abtastrichtung
(R) der US-Impulse enthält.
4. Gerät nach Anspruch 1, gekennzeichnet
durch einen Vollbildspeicher (25) zum Speichern
von Dopplerdaten, wobei die Interpolationseinrichtung einen
Interpolator (24c) zum Interpolieren von Daten in einer
Richtung, die einer horizontalen Ausleserichtung aus dem
Vollbildspeicher entspricht, aufweist.
5. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, mit einer
B-Mode-Signal-Ausgabeeinrichtung (12, 16) zur Verarbeitung
der Echosignale in ein B-Mode-Videosignal, dadurch ge
kennzeichnet, daß eine Synthetisiereinrichtung
(19) vorgesehen ist, die das B-Mode-Videosignal und die
Farb-Dopplerdaten verarbeitet, um ein zusammengesetztes
Bildsignal zu liefern, und daß die Anzeigeeinrichtung (21)
das zusammengesetzte Bildsignal als zusammengesetztes Bild
aus einem B-Bild und Farb-Dopplerbild anzeigt.
6. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekenn
zeichnet, daß eine B-Mode-Signal-Interpolations
einrichtung (14, 15, 17) das von der B-Mode-Signal-Ausgabe
einrichtung gelieferte B-Mode-Bildsignal interpoliert.
7. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß die B-Mode-Signal-Interpolationsein
richtung einen Interpolator (14) zum Interpolieren des B-
Mode-Bildsignals in einer Abstrahlrichtung (r) der US-Im
pulse und einen Interpolator (15) zum Interpolieren des B-
Mode-Bildsignals in einer Abtastrichtung (R) der US-Impulse
enthält.
18. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß ein Vollbildspeicher (16) das B-
Mode-Bildsignal speichert, und daß die B-Mode-Signal-Inter
polationseinrichtung einen Interpolator (17) zum Interpo
lieren von Daten in einer Richtung, die der horizontalen
Ausleserichtung aus dem Vollbildspeicher entspricht, ent
hält.
9. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekenn
zeichnet, daß die B-Mode-Signal-Ausgabeeinrichtung
eine Einrichtung (12) zur Hüllkurvenerfassung des von der
US-Wandlereinrichtung kommenden Echosignals aufweist.
10. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekenn
zeichnet, daß die US-Wandlereinrichtung (10) einen
US-Strahl für die Sektor- oder Fächerabtastung eines leben
den Körpers liefert.
Applications Claiming Priority (1)
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JP2763126B2 (ja) * | 1989-02-10 | 1998-06-11 | 株式会社東芝 | カラー超音波診断装置 |
JP3086693B2 (ja) * | 1989-07-06 | 2000-09-11 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
JPH062134B2 (ja) * | 1989-09-08 | 1994-01-12 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
US5016641A (en) * | 1989-11-13 | 1991-05-21 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Spectral interpolation of ultrasound Doppler signal |
US5188113A (en) * | 1990-04-04 | 1993-02-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnosis apparatus |
CA2048960C (en) * | 1990-08-20 | 1995-08-01 | Hisashi Hagiwara | Ultrasonic doppler blood flowmeter |
US5048528A (en) * | 1990-11-15 | 1991-09-17 | North American Philips Corp. | Alias suppression in pulsed doppler systems |
JP3144819B2 (ja) * | 1991-04-17 | 2001-03-12 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
JP3223202B2 (ja) * | 1992-10-14 | 2001-10-29 | フクダ電子株式会社 | データ補間処理装置 |
US5390674A (en) * | 1993-12-30 | 1995-02-21 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic imaging system with interpolated scan lines |
JPH07250636A (ja) * | 1994-03-14 | 1995-10-03 | Fumiko Kondo | 包装餅 |
JP3782107B2 (ja) * | 1994-11-30 | 2006-06-07 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 音響像形成、ドプラーカテーテルおよびガイドワイヤ |
US5940123A (en) * | 1997-02-13 | 1999-08-17 | Atl Ultrasound | High resolution ultrasonic imaging through interpolation of received scanline data |
US6364838B1 (en) * | 2000-01-11 | 2002-04-02 | Siemens Medical Soulutions, Usa, Inc. | Pulsed wave doppler processing using aliased spectral data |
US8506483B2 (en) * | 2006-07-18 | 2013-08-13 | Hitachi, Ltd. | Ultrasonographic device |
US8088069B2 (en) * | 2006-12-22 | 2012-01-03 | Olympus Medical Systems Corp. | Ultrasonic doppler diagnosis device |
KR101014557B1 (ko) | 2007-12-27 | 2011-02-16 | 주식회사 메디슨 | 초음파 영상을 제공하는 초음파 시스템 및 방법 |
JP6419945B2 (ja) * | 2015-03-23 | 2018-11-07 | 富士フイルム株式会社 | 音響波画像生成装置およびその制御方法 |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5672857A (en) * | 1979-11-16 | 1981-06-17 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Method of scanning ultrasonic diagnosing device |
US4607642A (en) * | 1984-04-19 | 1986-08-26 | Advanced Technology Laboratories | Unaliased quadrature audio synthesizer |
JPS6125534A (ja) * | 1984-07-16 | 1986-02-04 | 横河メディカルシステム株式会社 | 画像診断装置 |
US4817618A (en) * | 1985-05-30 | 1989-04-04 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Range-continuity anti-aliasing |
DE3637056C2 (de) * | 1985-11-02 | 1998-04-09 | Toshiba Kawasaki Kk | Ultraschallabbildungsgerät |
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- 1988-08-12 DE DE3827514A patent/DE3827514A1/de active Granted
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US4930514A (en) | 1990-06-05 |
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---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
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8364 | No opposition during term of opposition | ||
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8320 | Willingness to grant licences declared (paragraph 23) |