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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem,
das nichtlineare Verzerrungen verwendet, um Gewebe innerhalb eines
Körpers
abzubilden.
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Diagnostische
Ultraschall-Bildgebungssysteme zum Abbilden von Gewebe innerhalb
eines Körpers durch
Verwenden von Verzerrungen mit nichtlinearer Ausbreitung, die durch
während
einer Ausbreitung von Ultraschallwellen auftretende Oberschwingungen
bewirkt werden, sind im Stand der Technik gut bekannt. In solch
einem System wird ein Wandler abwechselnd durch einen ersten und
einen zweiten Ansteuerimpuls mit einer Amplitude von A bzw. 2A angesteuert.
Der Wandler überträgt in Ansprechen
eine erste und eine zweite Ultraschallwelle, die von Gewebe in dem
Körper
reflektiert und von dem Wandler als ein erstes und ein zweites Ultraschallecho
mit einer Amplitude von B bzw. 2B empfangen werden. Die ersten und
zweiten Echos werden durch einen variablen Verstärker mit Verstärkungen
C und C/2 verstärkt,
um ein erstes und ein zweites Signal von B·C bzw. 2B·(C/2) zu erhalten. Da die
Nebenzipfel der ersten und zweiten Echos viel kleiner als die Hauptkeulen
und demgemäß klein
in der Verzerrung sind, sind die Amplituden der Nebenzipfel des
zweiten Echos im Wesentlichen doppelt so groß wie jene der Nebenzipfel
des ersten Echos. Somit ermöglicht
die Berechnung der Differenzen zwischen den ersten und zweiten Signalen,
d. h., B·C – 2B·(C/2)
die Detektion der Tiefe des Reflexionspunktes. Da für jede Analyse
ein Paar von Impulsen verwendet wird, werden solche Systeme wie oben
stehend beschrieben als „Zweiimpuls"-Systeme bezeichnet.
Ein erster und ein zweiter Impuls in solch einem Zweiimpuls-System
werden in der Folge als ein „ersterer
Im puls" und als
ein „letzterer
Impuls" bezeichnet.
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Damit
jedoch das oben stehende Bildgebungsverfahren zufrieden stellend
arbeiten kann, müssen
die Reflexionspunkte oder Ultraschallwellenübertragungsrichtungen von denen
die ersteren und letzteren Echos erhalten werden im Wesentlichen
die selben sein. Diese Einschränkung
verhindert eine Hochgeschwindigkeitsabtastung in einem herkömmlichen
diagnostischen Ultraschall-Bildgebungssystem auf Basis nichtlinearer Verzerrungen.
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Im
Licht des Obigen ist es ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein
diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem auf Basis nichtlinearer
Verzerrungen bereitzustellen, das eine Videoaufnahme von Gewebe
innerhalb eines Körpers
mit erhöhter
Auflösung
und einer erhöhten
Bildwechselfrequenz anzeigt.
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Die
Erfindung ist in den Ansprüchen
1, 2 und 12 definiert.
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Gemäß einem
Aspekt der Erfindung überträgt ein Wandler
einen Ultraschallwellenimpuls in Ansprechen auf einen Ansteuerimpuls
während
die Übertragungsrichtung
in Ansprechen auf ein Abtaststeuersignal abgetastet wird und empfängt ein
Echo des Ultraschallwellenimpulses, um ein Echosignal bereitzustellen.
Ein Wandlertreiber führt
die Ansteuerimpulse und das Abtaststeuersignal dem Wandler zu, so
dass der Wandler abwechselnd schwächere und stärkere Ultraschallwellenimpulse überträgt, während die
gleichen Intervalle zwischen benachbarten Ultraschallwellenimpulsen
gesetzt werden, um ein schwächeres
Echo des schwächeren
Ultraschallwellenimpulses und ein stärkeres Echo des stärkeren Ultraschallwellenimpulses
von dem Wandler zu erhalten. Eine Angleichungseinrichtung gleicht
jedes schwächer
Echo an das stärkere
Echo in ein angegli chenes schwächeres
Echo an. Ein Interpolator berechnet einen Interpolationswert zwischen
dem angeglichenen schwächeren
Echo und einem angeglichenen vorhergehenden schwächeren Echo, das von einem
vorhergehenden schwächeren
Echo erhalten wird. Für
jeden schwächeren
Ultraschallwellenimpuls findet ein Detektor einen Wert, der eine
Differenz zwischen dem Interpolationswert und einem stärkeren Echo,
das zwischen dem schwächeren
Echo und dem vorhergehenden schwächeren
Echo erhalten wird, angibt. Ein Bildprozessor erzeugt ein Videosignal
des Gewebes mit erhöhter
Auflösung
und erhöhter
Bildwechselfrequenz auf Basis der Werte und des Abtaststeuersignals.
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In
einer Ausführungsform
berechnet die Angleichungseinrichtung eine Faltung unter Verwendung
jedes schwächeren
Echos als eine von zwei Komponenten.
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In
der Ausführungsform
kann der Wandlertreiber einen schmaleren Ansteuerimpuls und einen
breiteren Ansteuerimpuls für
die schwächeren
bzw. stärkeren
Ultraschallwellenimpulse zuführen.
Alternativ kann der Wandlertreiber weniger Ansteuerimpulse) für den schwächeren Ultraschallwellenimpuls
zuführen
und mehr Ansteuerimpulse für
den stärkeren
Ultraschallwellenimpuls zuführen.
Diese Ansteuerimpulse weisen eine identische Breite auf.
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In
der Ausführungsform
berechnet der Interpolator ein arithmetisches Mittel des angeglichenen
schwächeren
Echos und des angeglichenen vorhergehenden schwächeren Echos. Alternativ kann
ein arithmetisches Mittel der Absolutwerte des angeglichenen schwächeren Echos
und des angeglichenen vorherigen schwächeren Echos berechnet werden.
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Die
Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden
Beschreibung einer beispielhaften Ausführungsform der Erfindung und
den beiligenden Zeichnungen ersichtlich, in denen:
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1 ein
schematisches Blockdiagramm ist, das eine Anordnung eines diagnostischen
Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß einer illustrativen Ausführungsform
der Erfindung zeigt;
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2 ein
Diagramm ist, das Wellenformen von Ansteuerimpulsen mit jeweiligen
verschiedenen Impulsbreiten T1 und T2 zeigt;
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3 ein
Graph ist, der die Beziehung zwischen der Grundwelle und der zweiten
Oberschwingung eines Ultraschallechos zeigt;
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4 ein
Diagramm ist, das die Beziehung zwischen dem Azimut (d. h. dem Winkel
mit einer Normalen auf die Übertragungsfläche des
Wandlers 22) und der Amplitude der übertragenen Ultraschallwelle
zeigt;
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5 ein Diagramm ist, das verschiedene Signale
zur Veranschaulichung des Betriebs des diagnostischen Ultraschall-Bildgebungssystems
von 1 zeigt.
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In
den Zeichnungen sind gleiche Elemente, wenn sie in mehr als einer
Fig. gezeigt sind, durchgehend mit den gleichen Bezugsziffern bezeichnet.
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1 ist
ein schematisches Blockdiagramm, das eine Anordnung eines diagnostischen
Ultraschall-Bildgebungssystems gemäß einer illustrativen Ausführungsform
der Erfindung zeigt. In 1 umfasst das diagnostische
Ultraschall-Bildgebungssystem 1 einen Wandlertreiber 10 zum
abwechselnden Bereitstellen eines ersteren und eines letzteren Ansteuerimpulses, die
sich voneinander in der spektralen Intensität unterscheiden, und eine Sonde 20,
die einen Wandler 22 zum Übertragen eines Ultraschallwellenimpulses
in Ansprechen auf einen Ansteuerimpuls und zum Empfangen eines Echos
des übertragenen
Ultraschallwellenimpulses. Der Dateneingang 20a der Sonde 20 ist
mit dem Abtaststeuersignalausgang 100c der Steuereinheit verbunden
und ihr Wandleranschluss 20b ist mit dem Ausgang des Wandlertreibers 10 verbunden.
Das System 1 umfasst ferner einen Analog-Digital(A/D)-Wandler 30,
dessen Analogeingang mit dem Wandleranschluss 20b verbunden
ist und dessen Steuereingang mit dem Steuereinheitausgang 100b verbunden
ist; eine Angleichungseinrichtung 40, deren Eingang mit
dem Ausgang des A/D-Wandlers 30 verbunden ist; einen Interpolator 50,
dessen Eingang mit dem Ausgang der Angleichungseinrichtung 40 verbunden
ist; einen Speicher 60 zum temporären Speichern des Werts eines
Impulses von digitalen Echoabtastungen von dem A/D-Wandler 30;
einen Detektor 70, der die Ausgabe des Interpolators 50 und
die in dem Speicher 60 temporär gespeicherte Ausgabe des
A/D-Wandlers 30 verwendet, um ein Signal zu detektieren,
das die Tiefe des Reflexionspunktes angibt; einen Bildprozessor 80,
dessen Dateneingang mit dem Ausgang des Detektors 70 verbunden
ist und dessen Steuereingang mit dem Steuereinheitausgang 100c verbunden
ist; eine Anzeigevorrichtung 90, deren Eingang 90 mit
dem Bildprozessor 80 verbunden ist; und eine Steuereinheit 100,
die den Betrieb des gesamten Systems 1 insbesondere durch
Bereitstellen von Steuersignalen 100a durch 100c steuert.
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Da
die Ansteuerimpulse von dem Wandlertreiber 10 typischerweise
eine hohe Spannung aufweisen, ist der A/D-Wandler 30 vorzugsweise
mit einem Begrenzer (nicht gezeigt) versehen. Der Interpolator 50 ist
vorzugsweise mit einem nicht gezeigten Speicher (oder Interpolator-Speicher)
versehen, dessen Kapazität
ausreicht, um den Wert eines Impulses angegli chener digitaler Echoabtastungen
von der Angleichungseinrichtung 40 zu speichern. Der Speicher 60,
der in 1 als ein unabhängiger Speicher gezeigt ist,
kann ein Teil eines in der Steuereinheit 100 umfassten
Arbeitsspeichers (nicht gezeigt) sein. Die Steuereinheit 100 kann
eine beliebige mikroprozessorbasierte Steuereinheit sein.
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Im
Betrieb gibt der Wandlertreiber 10 in Ansprechen auf ein Übertragungssteuersignal
von dem Ausgangsanschluss 100a der Steuereinheit 100 abwechselnd
einen ersteren und einen letzteren Ansteuerimpuls aus, die sich
voneinander im Schwingungszyklus unterscheiden, wie in 5A gezeigt. 2 zeigt
den ersteren Ansteuerimpuls pa(t) und den letzteren Ansteuerimpuls
pb(t), was bedeutet, dass die ersteren und die letzteren Ansteuerimpulse
durch jeweilige Funktionen der Zeit t, d. h., pa(t) und pb(t) ausgedrückt sind.
Die Impulse weisen vorzugsweise drei Werte, d. h., 0 und positive
und negative Niveaus einer vorbestimmten Amplitude, auf. Die Impulse
weisen jeweilige Impulsbreiten T1 und T2 auf. 5 zeigt
verschiedene Signale zum Veranschaulichen des Betriebs des diagnostischen
Ultraschall-Bildgebungssystems 1 von 1.
In 5 wird ein Buchstabe „j" verwendet, um eine
Sequenz von Impulsen anzuzeigen (d. h., „j" ist eine jedem Paar aus einem ersteren
und einem letzteren Impuls in der Reihenfolge der Erzeugung zugeordnete
laufende Nummer). Zum Beispiel ist in 5A der
aktuelle erstere Ansteuerimpuls mit pa(t, j) bezeichnet und der
vorhergehende erstere Ansteuerimpuls ist mit pa(t, j – 1) bezeichnet.
In derselben Art und Weise sind die Ultraschallechos der in Ansprechen
auf die Ansteuerimpulse pa(t, j) und pa(t, j – 1) übertragenen Ultraschallwellenimpulse
mit ra(t, j) bzw. ra(t, j – 1)
bezeichnet. Wenn es jedoch nicht notwendig ist, die Sequenz der
Impulse zu differenzieren, werden vereinfachte Ausdrücke wie
z. B. pa(t), ra(t), etc. verwendet und die Sequenzidentifizierungsausdrücke in der
Folge weggelassen.
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Der
Wandler 22 überträgt abwechselnd
erstere Ultraschallwellen ga(t) und letztere Ultraschallwellen gb(t),
die sich in einem Grundfrequenzband befinden und den ersteren pa(t)
und den letzteren pb(t) Ansteuerimpulsen entsprechen. Vorzugsweise
ist die Sonde 20 derart angeordnet, dass sie automatisch
die Richtung der Ultraschallwellenübertragung in Ansprechen auf
die Abtaststeuerdaten von dem Steuereinheitausgang 100c abtastet.
Da der Wandler 22 eine schmalere Frequenzbandbreite im
Vergleich mit den Ansteuerimpulsen aufweist, erlaubt eine Veränderung
der spektralen Intensität
des Ansteuerimpulses (d. h., eine Veränderung der Impulsbreite des
Ansteuerimpulses, wobei seine Amplitude konstant gehalten wird)
die Steuerung der Amplitude der übertragenen
Ultraschallwellen. Aus diesem Grund bewirken die ersteren pa(t)
und letzteren pb(t) Ansteuerimpulse mit entsprechenden Impulsbreiten
von T1 und T2, dass der Wandler 22 die ersteren galt) und letzteren
gb(t) Ultraschallwellen von jeweiligen Amplituden in Ansprechen
auf T1 und T2 überträgt.
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3 zeigt
die Beziehung zwischen der Grundschwingung und der letzteren Oberschwingung
in einem Echo eines übertragenen
Ultraschallwellenimpulses. Wie aus 3 ersichtlich,
erhöhen
sich die von dem Wandler 22 übertragenen Ultraschalwellenimpulse
ga(t) und g(bt) in einer nichtlinearen Verzerrung, während sie
sich über
einen längeren
Weg innerhalb des Körpers
fortpflanzen. Je größer die
Amplitude der Ultraschallwellen ist, umso härter ist die nichtlineare Verzerrung.
Da die nichtlineare Verzerrung durch Oberschwingungen, insbesondere
durch die letztere Oberschwingung bewirkt wird, nimmt die Grundschwingungskomponente in
der Amplitude ab, wenn die letztere Oberschwingung zunimmt. Aus
diesem Grund erfährt
der Spitzenabschnitt der Hauptkeule, in dem die Amplitude des Ultraschallwellenimpuls-Strahls
relativ groß ist,
eine größere nichtlineare
Verzerrung, während
die Seitenzipfel, in welchen die Amplitude relativ klein ist, eine
kleinere nichtlineare Verzerrung erfahren.
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Die
von dem Wandler 22 in Ansprechen auf die Ansteuerimpulse
pa(t, j) und pb(t) übertragenen
ersteren ga(t, j) und letzteren gb(t, j) Ultraschallwellenimpulse
werden durch Gewebe innerhalb des Körpers reflektiert und als ein
ersteres und ein letzteres Ultraschallecho ra(t, j) bzw. rb(t, j)
an den Wandler 22 zurückgeschickt
und von diesem empfangen, wie in 5B gezeigt
ist. Jeder erstere ra(t, j) und letztere rb(t, j) Echoimpuls wird
durch den A/D-Wandler 30 abgetastet und in eine Reihe von
digitalen Echoabtastungen (oder Signalen) ra(k, j) und rb(k, j)
umgewandelt, wie in 5C gezeigt, wobei k = 1, 2,...,
N, wobei N die Anzahl digitaler Echoabtastungen für einen
Ansteuer- oder Echoimpuls ist.
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Um
das Verständnis
der Erfindung zu erleichtern, wird nunmehr vorausgesetzt, dass der
Wandlertreiber 10 gerade einen j-ten ersteren Ansteuerimpuls
pa(t, j) zugeführt
hat, und demgemäß jetzt
gerade der Zeitpunkt ist, die Echoimpulse ra(t, j – 1), rb(t,
j – 1)
und ra(t, j) zu analysieren, um das (j – 1)-te Ergebnis zu erhalten.
Zum Zeitpunkt der Übertragung
eines j-ten ersteren Ultraschallwellenimpulses ga(t, j) von dem
Wandler 22 wurden die digitalen Abtastungen des (j – 1)-ten
ersteren Echoimpulses, d. h., ra(1, j – 1), ra(2, j – 1), ..., ra(N,
j – 1)
(in der Folge als {ra(k, j – 1)|k
= 1~N}), in dem Speicher entweder des Interpolators 50 oder
der Steuereinheit 100 (nicht gezeigt) gespeichert, und
die digitalen Abtastungen des (j – 1)-ten letzteren Echoimpulses,
d. h., rb(1, j – 1),
rb(2, j – 1),
..., rb(N, j – 1)
(in der Folge als {rb(k, j – 1)|k
= 1~N}) wurden in dem Speicher 60 gespeichert, wie in 1 gezeigt.
Danach wird jede der digitalen Abtastungen des j-ten ersteren Echoimpulses
ra(t, j), die von dem A/D-Wandler 30 zugeführt werden,
auf einer Abtastung-für-Abtastung-Basis
verarbeitet. In der Folge wird erläutert, wie die k-te Abtastung
ra(k, j) des j-ten ersteren Echoimpulses ra(t, j) entlang des auf
den A/D-Wandler 30 folgenden Schaltungsweges verarbeitet
wird.
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Insbesondere
die k-te erstere digitale Echoabtastung ra(k, j) wird durch die
Angleichungseinrichtung 40 zu einer angeglichenen digitalen
Abtastung rb'(k,
j) angeglichen, wie später
im Detail erläutert
wird. Der Interpolator 50 verwendet das gerade angeglichene
Signal rb'(k, j)
zur Interpolation zusammen mit dem entsprechenden einen rb'(k, j – 1) der
angeglichenen digitalen Abtastungen des vorhergehenden ersteren
Echos rb'(1, j – 1), rb'(2, j – 1), ...,
rb'(N, j – 1). Zu
diesem Zweck bewahrt der Interpolator 50 vorzugsweise die
jüngsten
N angeglichenen Abtastungen: rb'(k, j – 1), rb'(k + 1, j – 1), ...,
rb'(N, j – 1), rb'(1, j), rb'(2, j), ..., rb'(k – 1, j)
auf.
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Dann
muss der Interpolator 50 nur noch das gerade angeglichene
Signal rb'(k, j)
und das älteste
der gespeicherten Signale rb'(k,
j – 1)
verwenden, um einen Interpolationswert si(k, j – 1) zu berechnen und auszugeben.
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Es
wird angemerkt, dass wie in 1 gezeigt
die neuesten N angeglichenen Abtastungen tatsächlich in der folgenden Reihenfolge
gespeichert werden: rb'(1, j), rb'(2, j), ..., rb'(k – 1, j),
rb'(k, j – 1), rb'(k + 1, j – 1), ...,
rb'(N, j – 1) ........(Daten 1)
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Dies
ist deshalb der Fall, da nach Abschluss der Berechnung des Interpolationswertes
si(k, j – 1)
der Interpolator 50 die neueste (oder gerade verwendete)
angeglichene Abtastung rb'(k,
j) über
die älteste
(oder gerade verwendete) der in dem Speicher für die Interpolation 50 angeglichenen
digitalen Abtastungen (Daten1) rb'(k, j – 1) schreibt.
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Der
Detektor 70 berechnet die Differenz zwischen der Ausgabe
ri(k, j – 1)
des Interpolators 50 und der entsprechenden rb(k, j – 1) der
digitalen Ab tastungen der vorhergehenden Letzteren, die in dem Speicher 60 wie
folgt gespeichert werden: Δr(k, j – 1) = ri(k, j – 1) – rb(k,
j – 1).
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Der
Bildprozessor 80 verarbeitet die so erhaltenen Differenzen Δr(k, j – 1) für k = 1~N
für jedes
von j=1, 2,... zusammen mit den Abtastdaten von dem Steuereinheitausgangsanschluss 100c,
um Videobilder von Gewebe innerhalb des Körpers bereitzustellen. Die
Videobilder werden auf der Anzeigevorrichtung 90 angezeigt.
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Die
Prinzipien der Erfindung, insbesondere der Betrieb der Angleichungseinrichtung 40 und
des Interpolators 50, werden nachfolgend in größerem Detail
erläutert.
Die Fourier-Transformationen für
einen ersteren pa(t) und einen letzteren pb(t) Ansteuerimpuls sind
mit Pa(ω)
und Pb(ω)
bezeichnet, wobei ω die
Winkelfrequenz der ersteren und letzteren Ansteuerimpulse ist. In
gleicher Weise sind die Fourier-Transformationen für einen
ersteren ga(t) und einen letzteren gb(t) Ultraschallwellenimpuls
mit Ga(ω)
und Gb(ω)
bezeichnet. Nimmt man auch die Impulsansprechen des Wandlers 22 mit
h(t) an, dann ist die Fourier-Transformation für das Impulsansprechen h(t)
mit H(ω)
bezeichnet.
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Danach
folgt, da ein übertragener
Ultraschallwellenimpuls ga(t) durch die Faltung des Impulsansprechens
h(t) und des Ansteuerimpulses pa(t) ausgedrückt ist: ga(t) = h(t)·pa(t) ....(1)
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Wobei
X·Y die
Faltung von X und Y anzeigt. Das bedeutet Ga(ω)
= H(ω) × Pa(ω) .....(2)
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Durch
Multiplizieren der beiden Seiten der Gleichung (2) mit Pb(ω)/Pa(ω) erhält man Ga(ω) × (Pb(ω)/Pa(ω)) = H(ω) × Pa(ω) × (Pb(ω)/Pa(ω))
= H(ω) × Pb(ω)
=
Gb(ω) .....(3)
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Drückt man
die Gleichung (3) in der Zeitdomäne
aus, so erhält
man gb(t) = ga(t)·invf(Pb(ω)/Pa(ω)), ....(4)wobei
die Funktion invf(F(ω))
die inverse Fourier-Transformation für die Funktion F(ω) anzeigt.
Die Gleichung bedeutet, dass das Berechnen der Faltung zwischen
der ersteren Ultraschallwellenfunktion ga(t) der Zeit, wenn der
Wandler 22 von einem Ansteuerimpuls pa(t) angesteuert wird,
und der Funktion invf(Pb(ω)/Pa(ω)) die letztere
Ultraschallwellenfunktion gb(t) der Zeit ergibt, wenn der Wandler 22 von
einem Ansteuerimpuls pb(t) angesteuert wird.
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Nimmt
man an, dass ein zurückgeschicktes
Echo einer übertragenen
Ultraschallwelle durch eine Linearkombination der übertragenen
Ultraschallwelle ausgedrückt
ist, dann kann die Gleichung (4) für die j-ten ersteren und letzteren
Echos geschrieben werden als: rb(t, j) = ra(t, j)·invf(Pb(ω, j)/Pa(ω, j)) .....(5)
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Aus
dieser Gleichung ist ersichtlich, dass dann, wenn die Angleichungseinrichtung 40 die
Faltung eines j-ten ersteren Echos ra(t, j) und die Funktion invf(Pb(ω, j)/Pa(ω, j) berechnet,
die Angleichungseinrichtung 40 ein j-tes letzteres Echo
rb(t, j) bereitstellen muss. Da die Ultraschallechos ga(t) und gb(t)
sich in der Amplitude unterscheiden, unterscheiden sich jedoch auch
die nichtlinearen Verzerrungen in den Ultraschallechos ga(t) und
gb(t) graduell. Berücksichtigt
man diese Differenz, wäre
die Gleichung (5) zu schreiben als: rb(t, j) = ra(t, j)·invf(Pb(ω, j)/Pa(ω, j) + Δr(t, j) .....(6)
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Da
der erste Ausdruck der rechten Seite von Gleichung (6) durch die
Angleichungseinrichtung 40 berechnet werden kann als: rb'(t, j) = ra(t, j)·invf(Pb(ω, j)/Pa(ω, j)) .....(7)
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Die
Berechnung von Gleichung (7) durch die Angleichungseinrichtung 40 kann
z. B von einem digitalen Filter etc. realisiert werden.
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Verwendet
man rb'(t, j) in
Gleichung (6), erhält
man rb(t, j) = rb'(t, j) + Δr(t, j) .....(8)
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Da
die Signale in einem dem A/D-Wandler 30 folgenden Schaltungsweg
digitale Abtastungen sind, kann Gleichung (8) ausgedrückt werden
als: rb(k, j) = rb'(k, j) + Δr(k, j) .....(9)
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Da
jedoch die Abtastrichtungen oder -positionen (d. h., Reflexionspunkte
von übertragenen
letzteren gb(t) und ersteren ga(t) Ultraschallwellenimpulsen), die
die Ultraschallechos rb(t) bzw. ra(t) (d. h., rb'(k, j) bewirkt haben, sich tatsächlich voneinander
unterscheiden, wie aus 5C ersicht lich, ist Gleichung
(9) wie sie ist, nicht gültig.
Um die Signale rb'(k,
j) oder ra(k, j) in der Abtastrichtung gleichförmig zu machen, wird der Wert rb'(k, j) in dem Interpolator 50 ersetzt
durch
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Durch
diese Vorgehensweise ist die Differenz Δr(k, j) in Gleichung (9) in
dem Detektor 70 gegeben durch: Δr(k,
j) = rb(k, j) – ri(k,
j) .....(11)
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Berücksichtigt
man, dass die Impulsnummern j und j – 1 den aktuellen bzw. den
vorhergehenden Impuls im tatsächlichen
Betrieb anzeigen, werden die
1 und
5C derart
gezogen, dass der Interpolator
50 berechnet:
der Detektor
70 Δr(k, j – 1) = rb(k, j – 1) – ri(k,
j – 1) ....(11')berechnet.
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Die
Differenz ri(k, j) wird als ein von dem Spitzenabschnitt der Hauptkeule
in dem letzteren oder dem Ultraschallecho rb(t, j) mit der höheren Amplitude
bewirkter Wert betrachtet und zeigt die Tiefe eines Reflexionspunktes
an.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird, wie in 5C gezeigt, die Tiefe eines
Reflexionspunktes (oder Gewebes innerhalb des Körpers) in der Abtastrichtung
eines schwächeren
und stärkeren
Ultraschallwellenpaares durch Verwendung dreier aufeinander folgender
Abtastpunkte, die einen für
das vorhergehende Paar verwendeten umfassen, detektiert. Indem zugelassen
wird, dass solche drei aufeinander folgenden Abtastpunkte speziell
voneinander entfernt sind, ermöglicht
dies ein Hochgeschwindigkeitsabtasten, d. h., das Anzeigen einer
erhöhten
Anzahl von Bildern je Zeiteinheit, was eine gleichmäßige Anzeige
der Bewegung von Gewebe erlaubt.
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Es
wird jedoch angemerkt, dass es vorzuziehen ist, zwischen benachbarten
Ansteuersignalen die gleichen Intervalle zu setzen.
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Da
die Differenz Δr(k,
j – 1)
im Wesentlichen keine Seitenzipfelkomponenten umfasst, werden Bilder mit
hoher Auflösung
erhalten.
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Abwandlung
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Der
Interpolator
50 kann
an Stelle
von Gleichung (10')
berechnen.
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Der
Detektor 70 kann Δr(k,
j – 1)
= |rb(k, j – 1)| – |ri(k,
j – 1)| ....(13)an Stelle
von (11') berechnen.
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Wenn
Gleichung (12) oder (13) verwendet wird, dann eliminiert die Verwendung
des Absolutwertes Phasenkomponenten, was bewirkt, dass nur Amplitudeninformation
verwendet wird. Dies befreit die Differenz Δr(k, j – 1) davon, dass sie auf Grund
von Variation in Phasen empfangener Echos zu groß wird.
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In
der oben stehenden illustrativen Ausführungsform werden Ansteuerimpulse
mit verschiedenen Impulsbreiten für Ansteuerimpulspaare verwendet.
Impulspaare können
durch Verändern
der Anzahl von Impulsen mit schmaler Impulsbreite realisiert werden.
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Ein
Filter zum Kompensieren der spektralen Differenz zwischen den ersteren
und den letzteren Ansteuerimpulsen kann für die Angleichungseinrichtung 40 verwendet
werden.
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In
der oben stehenden illustrativen Ausführungsform wurden die schwächeren Ultraschallechos
an die stärkeren
Ultraschallechos angeglichen. Alternativ können die stärkeren Ultraschallechos an
die schwächeren Ultraschallechos
angeglichen werden.
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Viele
weitgehend unterschiedliche Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung können
gebaut werden, ohne von dem Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Es sollte einzusehen sein, dass die vorliegende Erfindung nicht
auf die in der Beschreibung beschriebenen speziellen Ausführungsformen,
außer wie
in den beigefügten
Ansprüchen
definiert, beschränkt
ist.
