DE69735927T2

DE69735927T2 - Diagnostik-Bilderzeugung mittels Ultraschall unterschiedlicher Sende- und Empfangsfrequenz

Info

Publication number: DE69735927T2
Application number: DE69735927T
Authority: DE
Inventors: Michalakis Kirkland Averkiou; Bainbridge Is Powers Jeffry E.; Peter N. Toronto Burns; David N. Roundhill; Juin-Jet Mercer Island Hwang
Original assignee: ATL Ultrasound Inc
Current assignee: ATL Ultrasound Inc
Priority date: 1996-11-26
Filing date: 1997-11-07
Publication date: 2007-05-24
Anticipated expiration: 2017-11-08
Also published as: EP0851241B1; EP0851241A2; DE69735927D1; EP0851241A3

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Ultraschalldiagnose und Ultraschallbildgebung des Körpers und insbesondere auf neue Verfahren und Geräte zur Ultraschallbildgebung mit einer Empfangsfrequenz, die von der Sendefrequenz abweicht.
Diagnostische Ultraschallbildgebungssysteme wurden eingesetzt, um den Körper mit der Verstärkung von Ultraschallkontrastmitteln abzubilden. Kontrastmittel sind Substanzen, die biokompatibel sind und eindeutig gewählte akustische Eigenschaften aufweisen, so dass in Reaktion auf die Beschallung leicht identifizierbare Echosignale zurückgesendet werden. Kontrastmittel können verschiedene Eigenschaften besitzen, wodurch es ihnen möglich wird, ein Ultraschallbild zu verstärken. Eine dieser Eigenschaften ist die Nichtlinearität vieler Kontrastmittel. Es sind Kontrastmittel hergestellt worden, die bei der Beschallung durch eine Ultraschallwelle mit einer einzelnen Frequenz Resonanzmoden aufweisen, die Energie mit anderen Frequenzen zurücksenden, insbesondere mit harmonischen Frequenzen. Ein Kontrastmittel mit harmonischem Spektrum wird bei der Beschallung mit einer Fundamentalfrequenz Echos mit der zweiten, dritten, vierten und höheren Harmonischen dieser Frequenz zurücksenden.
Aus der Patentschrift EP 0 357 164 ist die Abbildung eines biologischen Gewebes durch die Einführung eines Materials in die Untersuchungsregion bekannt. Dieses Material erzeugt aus eingeführten Ultraschallwellen nicht-lineare Schwingungen in dieser Region, so dass es möglich wird, zusätzlich zu der Anregungsfrequenz harmonische und subharmonische Signale zu erhalten. Mit diesem Verfahren lässt sich eine größere Penetrationstiefe erreichen.
Aus der Patentschrift US 4.561.019 ist außerdem ein Verfahren zur Verbesserung der Verfügbarkeit von Informationen bekannt, die aus Signalen abgeleitet wurden, welche von einem mit kohärenten Impulsen einer beliebigen wellenartigen Strahlungsform bestrahlten Objekt empfangen wurden. Ein Verfahren zur Reduzierung von Speckle leitet nicht-kohärente Signale mit separaten Komponenten ab und kombiniert diese separaten nicht-kohärenten Signale, um verbesserte zusammengesetzte nicht-kohärente Signale zu bilden.
Es ist seit einiger Zeit bekannt, dass Gewebe und Flüssigkeiten ebenfalls über inhärente nicht-lineare Eigenschaften verfügen. Gewebe und Flüssigkeiten werden selbst bei Abwesenheit eines Kontrastmittels ihre eigenen, von der Fundamentalfrequenz abweichenden Echoempfangssignale entwickeln und zurücksenden, darunter Signale mit Harmonischen der Fundamentalfrequenz (siehe z.B. EP 0734742 ). Muir und Carstensen haben diese Eigenschaften von Wasser seit 1980 untersucht, und Starritt et al. haben sich diese Eigenschaften im menschlichen Wadenmuskel und operativ entfernter Rinderleber angesehen.
Obwohl diese Nicht-Fundamentalfrequenz-Echokomponenten von Gewebe und Flüssigkeiten im Allgemeinen keine so große Amplitude aufweisen wie die von harmonischen Kontrastmitteln zurückgesandten harmonischen Komponenten, besitzen sie dennoch eine Reihe von Eigenschaften, die in der Ultraschallbildgebung vorteilhaft genutzt werden können. Einer von uns (M. Averkiou) hat diese Eigenschaften ausführlich untersucht und in seiner Doktoratsdissertation beschrieben. In dieser Darlegung und anderen Forschungsergebnissen haben die Erfinder der vorliegenden Erfindung erkannt, dass die Hauptkeule eines harmonischen Strahlenbündels schmaler ist als die seiner Fundamentalfrequenz, was ihren Erkenntnissen nach Auswirkungen auf die Clutter-Reduzierung bei der Bildgebung durch schmale Öffnungen wie zum Beispiel die Rippen hat. Man hat erkannt, dass die Nebenkeulenpegel eines harmonischen Strahlenbündels niedriger sind als die entsprechenden Nebenkeulenpegel des Fundamentalfrequenz-Strahlenbündels, was ihren Erkenntnissen nach Auswirkungen auf die achsenferne Clutter-Reduzierung hat. Außerdem hat man erkannt, dass die harmonischen Rücksendungen aus dem Nahfeld ebenfalls relativ geringer ausfallen als die zurückgesendete Energie mit Fundamentalfrequenz, was ihren Erkenntnissen nach Auswirkungen auf die Nahfeld-Clutter-Unterdrückung hat. Wie man sehen wird, können diese Eigenschaften in Verfahren und konstruierten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung genutzt werden.
Gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung werden ein Ultraschallbildgebungssystem und -verfahren für die Bildgebung von Gewebe und Flüssigkeiten anhand von Empfangsfrequenzen geschaffen, die von der Sendefrequenz abweichen, insbesondere anhand von Echos, die mit einer Harmonischen einer gesendeten Fundamentalfrequenz von dem Gewebe oder den Flüssigkeiten zurückkehren. Das Bildgebungssystem umfasst ein Mittel zum Senden einer Ultraschallwelle mit einer Fundamentalfrequenz, Mittel zum Empfangen von Echos mit einer harmonischen Frequenz, und einen Bildprozessor zum Erzeugen eines Ultraschallbildes anhand der Echos mit harmonischer Frequenz.
In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfassen die Sende- und Empfangsmittel eine einzelne Ultraschallsonde. Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung nutzt die Sonde einen Breitband-Ultraschallwandler für sowohl das Senden als auch das Empfangen.
Gemäß noch einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung, werden teilweise dekorrelierte Komponenten von empfangenen harmonischen Echos erzeugt und genutzt, um Artefakte aus dem harmonischen Bild zu entfernen und dadurch für klar definierte Bilder der Gewebegrenzen wie der des Endokards zu sorgen. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die teilweise dekorrelierten Komponenten erzeugt, indem die harmonischen Echos durch unterschiedliche Durchlassbereiche verarbeitet werden.
Die Verfahren der vorliegenden Erfindung umfassen die Nutzung von harmonischen Echos zur Reduzierung von Nahfeld- oder Mehrwege-Clutter in einem Ultraschallbild wie dem, das erzeugt wird, wenn die Bildgebung durch ein schmales akustisches Fenster wie die Rippen erfolgt. Gemäß noch einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung werden die harmonischen Echos und die Fundamentalfrequenz-Echos in einem gemeinsamen Bild gemischt, um Clutter zu reduzieren, Abbildung bei beachtlicher Tiefe zu erzeugen und die Effekte der tiefenabhängigen Dämpfung zu überwinden.
In den Zeichnungen zeigen:
1 in Form eines Blockschaltbildes ein diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem, das gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde;
die 2, 3, 4 und 5 bestimmte Eigenschaften von harmonischen Echos, die vorteilhaft auf Anwendungen der Ultraschallbildgebung angewendet werden können;
die 6 und 7 Durchlasskurven, die verwendet werden, um das Leistungsvermögen der Ausführungsform aus 1 zu erläutern;
8 typische Durchlassbereiche einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung für Fundamentalfrequenzen und harmonische Frequenzen;
9 den Aufbau eines FIR-Filters, der für den Einsatz in der Ausführungsform aus 1 geeignet ist;
10 in Form eines Blockschaltbildes einen Teil einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
11 die Funktion der Normalisierungsstufen der Ausführungsform aus 10;
12 ein Blockschaltbild von einem der in den Filtern der Ausführungsform aus 10 verwendeten Multiplizierer-Akkumulatoren;
13 typische Durchlassbereiche der Ausführungsform aus 10 für Fundamentalfrequenzen und harmonische Frequenzen;
14 das Mischen der Signalkomponenten mit Fundamentalfrequenz und mit harmonischen Frequenzen zu einem Ultraschallbild; und
15 die Durchlassbereiche eines bei der Erzeugung der gemischten Bilder verwendeten zeitvariablen Filters.
Zunächst Bezug nehmend auf 1 ist ein gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiertes diagnostisches Ultraschallsystem in Form eines Blockschaltbildes dargestellt. Eine zentrale Steuereinheit 120 befiehlt einer Sendefrequenzsteuerung 117, ein gewünschtes Sendefrequenzband zu übertragen. Die Parameter des Sendefrequenzbandes f_tr werden an die Sendefrequenzsteuerung 117 weitergeleitet, die den Wandler 112 der Ultraschallsonde 110 veranlasst, Ultraschallwellen im Fundamentalfrequenzband zu senden. In einer konstruierten Ausführungsform wird ein Frequenzband übertragen, das um eine Mittenfrequenz von 1,67 MHz herum liegt. Diese Frequenz ist geringer als herkömmliche gesendete Bildgebungsfrequenzen, die im Allgemeinen bei 2,5 MHz und mehr liegen. Die Verwendung einer typischen Sendefrequenz von 3 oder 5 MHz ergibt jedoch Harmonische bei 6 und 10 MHz. Da höhere Frequenzen bei der Durchquerung des Körpers stärker gedämpft werden als niedrigere Frequenzen, erfahren diese höherfrequenten Harmonischen bei ihrer Rückkehr zur Sonde eine erhebliche Dämpfung. Hierdurch werden die Penetrationstiefe und die Bildqualität bei größeren Abbildungstiefen reduziert, obwohl die harmonischen Signale, wie sie während der Ausbreitung der gesendeten Welle durch das Gewebe entstehen, nicht die Dämpfung eines vollen Umlaufs vom Wandler aus erfahren wie dies die Fundamentalsignale tun. Um dieses Problem zu überwinden, liegt die zentrale Sendefrequenz bei dieser dargestellten Ausführungsform unter 5 MHz und vorzugsweise unter 2,5 MHz, so dass Harmonische mit einer niedrigeren Frequenz erzeugt werden, die weniger anfällig für tiefenabhängige Dämpfung sind und eine harmonische Bildgebung bei größeren Tiefen erlauben. Eine gesendete Fundamentalfrequenz von 1,67 MHz wird bei der dargestellten Ausführungsform Rücksignale mit der zweiten Harmonischen bei 3,34 MHz ergeben. Es versteht sich natürlich, dass bei entsprechender Berücksichtigung der gewünschten Penetrationstiefe und der Empfindlichkeit des Wandlers und des Ultraschallsys tems jede beliebige Ultraschallfrequenz verwendet werden kann.
Der Matrixwandler 112 der Sonde 110 sendet Ultraschallenergie und empfängt in Reaktion auf diese Aussendung zurückgesandte Echos. Die Frequenzkennlinie des Wandlers kann zwei Durchlassbereiche aufweisen, einen um die gesendete Fundamentalfrequenz herum und den anderen um eine harmonische Frequenz in dem empfangenen Durchlassband herum. Für die harmonische Bildgebung wird ein Breitbandwandler mit einem Durchlassbereich bevorzugt, der sowohl den Durchlassbereich der gesendeten Fundamentalfrequenz als auch den Durchlassbereich der empfangenen harmonischen Frequenz umfasst. Der Wandler kann so hergestellt und abgestimmt werden, dass er eine Frequenzkennlinie wie in 6 dargestellt aufweist, in der der niedrigere Höcker 60 der Frequenzkennlinie um die gesendete Fundamentalfrequenz f_t herum zentriert ist und der höhere Höcker 62 um die empfangene harmonische Frequenz f_r des Empfangsdurchlassbereichs zentriert ist. Die Frequenzkennlinie des Wandlers aus 7 wird jedoch bevorzugt, da der Wandler aufgrund der einzelnen dominanten Kennlinie 64 sowohl für die harmonische Bildgebung als auch für die herkömmliche Breitband-Bildgebung geeignet ist. Die Kennlinie 64 umfasst die gesendete Fundamentalfrequenz f_t und auch den harmonischen Empfangsdurchlassbereich, der von den Frequenzen f_L und f_c begrenzt wird und um die Frequenz f_r zentriert ist. Wie oben erörtert wird eine niedrige gesendete Fundamentalfrequenz von 1,67 MHz zu zurückgesendeten harmonischen Echosignalen mit einer Frequenz von 3,34 MHz führen. Eine Frequenzkennlinie 64 von ca. 2 MHz würde für diese fundamentalen und harmonischen Frequenzen geeignet sein.
Gewebe und Zellen im Körper verändern die mit Fundamentalfrequenz gesendeten Signale während der Ausbreitung, und die zurückkehrenden Echos enthalten harmonische Komponenten der ursprünglich gesendeten Fundamentalfrequenz. In 1 werden diese Echos durch die Wandlermatrix 112 empfangen, über den T/R-Schalter 114 weitergeleitet und durch die Analog-Digital-Umsetzer 115 digitalisiert. Die Abtastfrequenz f_s der A/D-Umsetzer 115 wird durch die zentrale Steuereinheit gesteuert. Die gewünschte, von der Abtasttheorie vorgegebene Abtastrate ist mindestens doppelt so hoch wie die höchste Frequenz f_c des empfangenen Durchlassbandes und könnte für die vorhergehenden beispielhaften Frequenzen in der Größenordnung von mindestens 8 MHz liegen. Abtastraten, die höher sind als die Mindestanforderung, sind ebenfalls wünschenswert.
Die Echosignal-Abtastwerte von den einzelnen Wandlerelementen werden durch einen Strahlformer 116 verzögert und summiert, um kohärente Echosignale zu bil den. Die digitalen kohärenten Echosignale werden dann durch einen digitalen Filter 118 gefiltert. Bei dieser Ausführungsform ist die Sendefrequenz f_t nicht an den Empfänger gebunden und somit ist der Empfänger frei, ein Frequenzband zu empfangen, das sich von dem gesendeten Band unterscheidet. Der Bandpass-Digitalfilter 118 filtert die Signale in dem durch die Frequenzen f_L und F_c begrenzten Durchlassbereich aus 7 und kann das Frequenzband auch zu einem niedrigeren oder Basisband-Frequenzbereich verschieben. Der digitale Filter könnte in dem obigen Beispiel ein Filter mit einem Durchlassbereich von 1 MHz und einer Mittenfrequenz von 3,34 MHz sein. Ein bevorzugter digitaler Filter ist eine Reihe von Multiplizierern 70–73 und Akkumulatoren 80–83, wie in 9 dargestellt. Diese Anordnung wird durch die zentrale Steuereinheit 120 gesteuert, die Multiplizierergewichte und eine Dezimationssteuerung liefert, um die Eigenschaften des digitalen Filters zu steuern. Vorzugsweise wird die Anordnung so gesteuert, dass sie wie ein Filter mit endlicher Impulsantwort (engl. finite impulse response, FIR-Filter) arbeitet und sowohl die Filterung als auch die Dezimation durchführt. Zum Beispiel könnte nur der Ausgang der ersten Stufe 1 so gesteuert werden, dass er als FIR-Filter mit 4 Abgriffen mit einer Dezimationsrate von 4:1 arbeitet. Dem Multiplizierer 70 der ersten Stufe werden temporär diskrete Echo-Abtastwerte S zugeführt. Während die Abtastwerte S zugeführt werden, werden sie mit Gewichten multipliziert, die von der zentralen Steuereinheit 120 geliefert werden. Jedes dieser Produkte wird in dem Akkumulator 80 gespeichert, bis vier derartige Produkte akkumuliert (addiert) wurden. Anschließend wird an dem Ausgang der ersten Stufe 1 ein Ausgangssignal erzeugt. Das Ausgangssignal wurde durch einen FIR-Filter mit vier Abgriffen gefiltert, da die akkumulierte Summe vier gewichtete Abtastwerte umfasst. Da die Dauer von vier Abtastwerten erforderlich ist, um das Ausgangssignal zu akkumulieren, wird eine Dezimationsrate von 4:1 erreicht. Alle vier Eingangsabtastwerte wird ein Ausgangssignal erzeugt. Der Akkumulator wird gelöscht und der Vorgang wiederholt. Man hat erkannt, dass die Anzahl der wirksamen Abgriffe des Filters umso größer sein kann, je höher die Dezimationsrate (je länger das Intervall zwischen den Ausgangssignalen) ist.
Alternativ werden zeitlich separate Abtastwerte durch Verzögerungselemente τ verzögert und den vier Multiplizierern 70–73 zugeführt, multipliziert und in den Akkumulatoren 80–83 akkumuliert. Nachdem jeder Akkumulator zwei Produkte akkumuliert hat, werden die vier Ausgangssignale zu einem einzelnen Ausgangssignal kombiniert. Das bedeutet, dass der Filter als ein Filter mit 8 Abgriffen und einer Dezimationsrate von 2:1 arbeitet. Ohne Dezimation kann die Anordnung als ein FIR-Filter mit vier Abgriffen arbei ten. Der Filter kann auch betrieben werden, indem allen Multiplizierern gleichzeitig Echosignale zugeführt und die Gewichtungskoeffizienten selektiv in zeitliche Reihenfolge gebracht werden. Durch die Programmierung der Gewichtung und Dezimationsraten des Filters unter der Steuerung der zentralen Steuereinheit sind eine ganze Reihe von Filterkennlinien möglich. Die Verwendung eines digitalen Filters bietet den Vorteil, dass eine schnelle und einfach Änderung möglich ist, um eine andere Filterkennlinie zu erhalten. Ein digitaler Filter kann so programmiert werden, dass er zu einem Zeitpunkt empfangene Fundamentalfrequenzen durchlässt und zum nächsten Zeitpunkt harmonische Frequenzen. Der digitale Filter kann daher so betrieben werden, dass abwechselnd Bilder oder Linien der Fundamentalfrequenz- und der harmonischen Digitalsignale oder in einer zeitverschachtelten Sequenz Linien von verschiedenen abwechselnden Harmonischen erzeugt werden, indem einfach die Filterkoeffizienten während der Signalverarbeitung geändert werden.
Zurückkehrend zu 1 wird der digitale Filter 118 zur Abbildung von nur einer Nicht-Fundamentalfrequenz durch die zentrale Steuereinheit 120 so gesteuert, dass er Echosignale mit einer harmonischen Frequenz zur Verarbeitung weiterleitet und die Fundamentalfrequenz ausschließt. Die harmonischen Echosignale vom Gewebe werden detektiert und entweder durch einen B-Mode-Prozessor 37 oder einen Kontrastsignaldetektor 128 verarbeitet, um als ein zweidimensionales Ultraschallbild auf dem Display 50 angezeigt zu werden.
Die gefilterten Echosignale von dem digitalen Filter 118 werden außerdem zur herkömmlichen Doppler-Verarbeitung an einen Doppler-Prozessor 130 weitergeleitet, um Geschwindigkeits- und Leistungs-Doppler-Signale zu erzeugen. Die Ausgangssignale dieser Prozessoren werden einem 3D-Bildwiedergabeprozessor 162 zur Wiedergabe von dreidimensionalen Bildern zugeführt, die in einem 3D-Bildspeicher 164 gespeichert werden. Die dreidimensionale Wiedergabe kann durchgeführt werden, wie in der US-amerikanischen Patentschrift 5.720.291 und den US-amerikanischen Patentschriften 5.474.073 und 5.485.842 beschrieben, wobei die beiden letztgenannten Patentschriften dreidimensionale Leistungs-Doppler-Ultraschallbildgebungsverfahren beschreiben. Die Signale vom Kontrastsignaldetektor 128 und den Prozessoren 37 und 130 sowie die dreidimensionalen Bildsignale werden einem Videoprozessor 140 zugeführt, wo sie für die zwei- oder dreidimensionale Anzeige auf der Bildanzeige 50 ausgewählt werden können, wie durch die Benutzerauswahl vorgegeben.
Es hat sich gezeigt, dass die harmonische Bildgebung von Gewebe und Blut Nahfeld-Clutter im Ultraschallbild verringern kann. Man glaubt, dass der harmonische Echoeffekt in Gewebe von dem Energieniveau der gesendeten Wellen abhängt. In der Nähe eines Matrixwandlers, der auf eine größere Tiefe fokussiert ist, sind die gesendeten Wellenkomponenten unfokussiert und nicht energiereich genug, um ein detektierbares harmonisches Echo im Nahfeld-Gewebe zu stimulieren. Wenn die ausgesendete Welle jedoch weiter in den Körper eindringt, wird die höhere Intensität der Energie zu dem harmonischen Effekt führen, wenn sich die Wellenkomponenten zu fokussieren beginnen. Obwohl sowohl Nahfeld- als auch Fernfeldregionen ein Fundamentalfrequenzecho zurücksenden, wird durch den Durchlassbereich des digitalen Filters 118, der auf das harmonische Frequenzband eingestellt ist, Clutter aus diesen Signalen eliminiert. Das harmonische Echo von dem Gewebe wird detektiert und angezeigt, während Clutter durch das Nahfeld-Fundamentalfrequenzecho aus dem angezeigten Bild eliminiert wird.
Die 2, 3, 4 und 5 zeigen einige der Eigenschaften von harmonischen Rücksignalen, die vorteilhaft für die Ultraschallbildgebung genutzt werden können. Es sollte beachtet werden, dass mehrere dieser Eigenschaften und ihre Wechselwirkungen noch nicht vollständig und allgemein in der wissenschaftlichen Gemeinschaft bekannt sind und immer noch Gegenstand von Forschungsarbeiten und Diskussionen sind. 2 zeigt das räumliche Echo und insbesondere die Hauptkeule und Nebenkeulen der von einer Wandlermatrix 112 empfangenen Fundamental- und harmonischen Signale. In dieser Darstellung wird die Matrix so gelenkt, dass ein Bereich des Körpers hinter den Rippen, zum Beispiel das Herz, abgebildet wird, und wie zu sehen ist, erstreckt sich die Hauptkeule zwischen den Rippen 10 und 10'. Über den Rippen liegt eine Gewebegrenzfläche 12, wie von einer Fettschicht zwischen der Haupt und den Rippen. Die Figur zeigt eine Hauptkeule der Fundamentalsignale FL1 und auf beiden Seiten der Hauptkeule befinden sich Nebenkeulen FL2 und FL3. Die Figur zeigt auch die Hauptkeule HL1 einer Harmonischen der Fundamentalfrequenz sowie die Nebenkeulen HL2 und HL3 der harmonischen Hauptkeule.
In diesem Beispiel ist zu sehen, dass die Hauptkeule der Fundamentalechos breit genug ist, um Teile der Rippen 10, 10' zu umfassen. Dementsprechend kann die Schallenergie bei der Fundamentalfrequenz zum Wandler zurück reflektiert werden, wie durch den Pfeil 9 angegeben. Obwohl ein Teil der Energie dieser Reflexion zurückwandern und direkt vom Wandler empfangen werden kann, wird in diesem Beispiel ein Teil der reflektierten Energie ein zweites Mal durch die Gewebegrenzfläche 12 reflektiert, wie durch den Pfeil 9' angegeben. Diese zum zweiten Mal reflektierte Energie erreicht die andere Rippe 10', wo sie ein drittes Mal reflektiert wird, wie durch den Pfeil 9'' angegeben, und wandert zurück zum Wandler 112, um von diesem empfangen zu werden.
Da mit dieser Bildgebungsprozedur beabsichtigt wird, das Herz hinter den Rippen abzubilden, sind diese von den Rippen reflektierten Echos unerwünschte Artefakte, die das Ultraschallbild verunreinigen. Unerwünschte Echos, die mehrere Male reflektiert werden, bevor sie den Wandler erreichen, wie diejenigen, die den Pfaden der Pfeile 9, 9' und 9'' folgen, werden als Mehrwege-Artefakte bezeichnet. Zusammen werden diese Artefakte als Clutter bezeichnet, das das Nahfeld und in manchen Fällen das gesamte Bild verschleiert. Dieser Nahfeld-Schleier oder Clutter kann die Struktur, die nahe dem Wandler von Interesse sein kann, verdecken. Außerdem können Mehrwege-Artefakte aufgrund der langen mehrfachen Wege, die diese Artefakte zurücklegen, in größeren Tiefen im Bild wiedergegeben werden und interessierende Regionen in größeren Tiefen des Feldes stören und verdecken.
Wenn jedoch nur die harmonischen Rücksignale verwendet werden, um das Ultraschallbild zu erzeugen, wird dieser Clutter von den Fundamentalfrequenzen herausgefiltert und eliminiert. Die Hauptkeule HL1 der empfangenen harmonischen Echos ist schmaler als die der Fundamentalfrequenzen und läuft in diesem Beispiel zwischen den Rippen 10, 10' hindurch, ohne sie zu schneiden. Es treten weder harmonischen Echos von den Rippen auf noch kommt es zu Mehrwege-Artefakten von den Rippen. Das harmonische Bild wird also deutlich weniger gestört und verschwommen sein als das Fundamentalfrequenzbild, in diesem Beispiel vor allem im Nahfeld.
3 zeigt ein zweites Beispiel, bei dem die Hauptkeulen von sowohl den Fundamentalfrequenzechos als auch den harmonischen Echos die Rippen nicht schneiden, und es stellt sich nicht das in Bezug auf 2 beschriebene Problem. In diesem Beispiel liegen jedoch die Rippen 10, 10' näher an der Hauptoberfläche und dem Wandler 112. Obwohl die Hauptkeulen die Rippen nicht schneiden, erreichen die Nebenkeulen FL2 der Fundamentalfrequenzen sehr wohl die Rippen, so dass Energie von der Nebenkeule zum Wandler zurück reflektiert wird, wie durch den Reflexionspfad 9 angegeben. Dies wird erneut zu Clutter in dem Fundamentalfrequenzbild führen. Die kleineren und schmaleren Nebenkeulen HL2 der empfangenen harmonischen Energie erreichen die Rippen jedoch nicht. Wieder wird das Bild weniger Clutter im Vergleich zum Fundamentalfrequenzbild aufweisen.
4 verdeutlicht die Strahlenbündelmuster der Fundamentalfrequenz und harmonischen Frequenzen in einer Perspektive, die quer zu den Keulen aus den 2 und 3 verläuft, d.h. quer zur Achse des Wandlers. Diese Zeichnung zeigt den relativen Amplitudenverlauf der Strahlenbündelmuster der Fundamentalfrequenz und der zweiten Harmonischen. Dargestellt sind der dynamische Verlauf DRF zwischen der Hauptkeule (FL1) und der ersten Nebenkeule (FL2) der Fundamentalfrequenzkomponente des Schallbündels sowie der dynamische Verlauf DRH zwischen der Hauptkeule (HL1) und der ersten Nebenkeule (HL2) der zweiten harmonischen Komponente. Wenn die auf die Hauptkeulen zurückzuführenden Verläufe als gewünschte Signalverläufe betrachtet werden und die auf die Nebenkeulen zurückzuführenden Verläufe als Clutter oder Rauschen betrachtet werden, ist der Störabstand der Harmonischen größer als der der Fundamentalfrequenz. Das bedeutet, dass es bei der gleichen Aussendung vergleichsweise weniger Nebenkeulen-Clutter in einem harmonischen Bild gibt als in dem entsprechenden Fundamentalfrequenzbild, oder DRH > DRF.
5 zeigt einen weitere Vergleich der Eigenschaften von Signalen mit Fundamentalfrequenz und harmonischen Signalen, und zwar die relative Energiemenge (in Schalldruckeinheiten P), die bei der Fundamentalfrequenz und bei der zweiten Harmonischen von zunehmenden Tiefen Z im Körper ausgeht. Die mit Fund. bezeichnete Kurve zeigt den Aufbau der sich bei der Fundamentalfrequenz ausbreitenden Schallenergie. Obwohl die Kurve einen Peak beim Fokus des Matrixwandlers aufweist, ist zu erkennen, dass dennoch eine beachtliche Fundamentalfrequenz-Energiemenge in den geringeren Tiefen vor der Fokalregion vorhanden ist. Im Vergleich hierzu ist die Energiemenge bei der sich in diesen geringeren Feldtiefen ausbreitenden harmonischen Frequenz wesentlich geringer und es ist ein geringerer Energieaufbau festzustellen. Da weniger Energie für den Mehrwege-Nachhall und andere Aberrationen zur Verfügung steht, tritt bei der gleichen Aussendung bei harmonischer Bildgebung weniger Nahfeld-Clutter auf als bei der Bildgebung, die auf dem Fundamentalfrequenzecho beruht.
8 zeigt die Bänder der empfangenen Signale und des digitalen Filters einer typischen, in 1 dargestellten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung für ein ausgesendetes Signal von vier Perioden einer Schallwelle von 1,67 MHz. Das Aussenden von mehreren Perioden verschmälert die Bandbreite des gesendeten Signals; je größer die Anzahl der Perioden, desto schmaler die Bandbreite. In Reaktion auf diese Aussendung empfängt der Wandler 112 ein Fundamentalsignal in einer Bandbreite 90, das einen Peak bei der Sendefrequenz von 1,67 MHz hat. In dem Maße, wie das Fundamentalfrequenzband gedämpft wird, nimmt das harmonische Band 92 zu und weist ein Peakecho bei der harmonischen Frequenz von 3,34 MHz auf. Die empfangenen Signale werden einem digitalen Filter mit einer Durchlasskurve 94 zugeführt, die um die harmonische Frequenz von 3,34 MHz zentriert ist. Wie 8 zeigt, wird dieser Durchlassbereich Signale mit Fundamentalfrequenz weitgehend unterdrücken, während die harmonischen Signale zur weiteren Verarbeitung und Bilderzeugung weitergeleitet werden. Es hat sich gezeigt, dass bei der Darstellung des Herzens auf diese Weise das harmonische Echo des Endokardgewebes des Herzens recht beträchtlich ist, und harmonische Gewebebilder des Herzens weisen eine klar definierte Endokardgrenze auf.
Neben der Filterung können weitere Signalverarbeitungsverfahren eingesetzt werden, um harmonische Signale von empfangenen Echoinformationen zu trennen, zum Beispiel die Aufhebung der Fundamentalfrequenzen in einem Breitbandsignal, so dass nur die harmonischen Frequenzen übrig bleiben. In der US-amerikanischen Patentschrift 5.706.819 wird zum Beispiel ein Zwei-Impuls-Verfahren beschrieben, bei dem jede Abtastlinie durch aufeinander folgende Fundamentalfrequenzimpulse von entgegengesetzter Phase in schneller Folge beschallt wird. Wenn die resultierenden Echos von diesen beiden Impulsen empfangen und auf räumlicher Basis kombiniert werden, werden die Fundamentalfrequenzen aufgehoben und es verbleiben die nicht-linearen oder harmonischen Frequenzen. Auf diese Weise werden die harmonischen Frequenzen aus den Breitband-Echosignalen abgetrennt, ohne dass eine Filterschaltung benötigt wird.
10 zeigt einen Teil einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung in Form eines Blockschaltbildes vom Strahlformerausgang bis zur Bildanzeige. Diese Ausführungsform erzeugt nicht nur harmonische Bilder von Gewebe und Blutströmung, sondern überwindet auch Signalausfall-Mängel der herkömmlichen Bildgebungssysteme, die sich ergeben, wenn Patienten mit schwer darzustellender Pathologie einer Bildgebung unterzogen werden. Darüber hinaus reduziert diese Ausführungsform einen Artefakt von kohärenten Ultraschallbildern, der als Speckle bekannt ist. In 10 stellen alle Signal- und Datenlinien, die die Blöcke des Blockschaltbildes verbinden, Mehrleiter-Digitaldatenpfade dar, da der Prozessor der abgebildeten Ausführungsform vollkommen digital ist. Abtastlinien-Echodaten von dem Strahlformer 116 werden den beiden Kanälen 30a, 30b des in 10 dargestellten Prozessors in paralleler Form zugeführt, wobei einer der Kanäle ein Hochfrequenzkanal und der andere ein Niederfrequenzkanal ist. Jeder der Kanäle des Prozessors verfügt über eine Normalisierungsstufe 32, 132, die die Abtastli niendaten Abtastwert für Abtastwert mit einem Skalierungsfaktor multipliziert, um Verstärkung oder Dämpfung zu erzeugen, die mit der Körpertiefe variieren kann, aus der der jeweilige Abtastwert zurückkehrt. Der Skalierungsfaktor für jeden Kanal wird durch Normalisierungskoeffizienten geliefert, die in Koeffizientenschaltungen 32, 132, bei denen es sich in einer bevorzugten Ausführungsform um Digitalspeicher handelt, gespeichert sind oder von diesen erzeugt werden. Da die Multiplikationskoeffizienten entlang der Sequenz der Abtastlinienechos geändert werden, wird eine tiefenabhängige Verstärkung oder Dämpfung erzeugt.
Die Normalisierungsstufen haben eine zweifache Funktion. Eine Funktion besteht darin, eine Wandlerapertur zu kompensieren, die sich mit der Tiefe der Abtastung erweitert. Da bei zunehmender Tiefe Signale von einer zunehmenden Anzahl von Wandlern benutzt werden, wird die Größe der summierten strahlgeformten Signale zunehmen. Diese Zunahme wird durch die reduzierte Verstärkung (erhöhte Dämpfung) in der Normalisierungsstufe im Verhältnis zu der Rate ausgeglichen, mit der Kanäle zum Strahlformungsvorgang addiert werden, so dass die resultierende Echosequenz von der sich verändernden Apertur unbeeinflusst bleibt.
Die zweite Funktion der Normalisierungsstufe besteht darin, die nominalen Signalamplituden der beiden Kanäle 30a, 30b anzugleichen. Die nominalen Signalamplituden der Durchlassbereiche der beiden Kanäle sind wünschenswerterweise die gleichen, so dass die ursprünglichen relativen Signalpegel erhalten bleiben, nachdem die Durchlassbereiche summiert wurden, um den vollen harmonischen Durchlassbereich zu schaffen. Die Ultraschallsignale unterliegen jedoch einer tiefenabhängigen Dämpfung, die mit der Frequenz variiert, wobei höhere Frequenzen mit der Tiefe stärker gedämpft werden als niedrigere Frequenzen. Um dieser tiefenabhängigen Dämpfung Rechnung zu tragen, sorgen die Koeffizienten für die Normalisierungsstufen für eine Signalverstärkung, die mit der Tiefe zunimmt. Da die beiden Kanäle unterschiedliche Frequenzdurchlassbereiche nutzen, ist die tiefenabhängige Verstärkung der beiden Kanäle von einem Kanal zum anderen unterschiedlich. Insbesondere ist die Rate der Verstärkungszunahme bei dem Kanal mit höherfrequentem Durchlassbereich größer als die des Kanals mit dem Durchlassbereich für niedrigere Frequenzen. Dies ist in 11 dargestellt, die zum Zweck der Veranschaulichung die Normalisierungsverstärkungskennlinie des Kanals mit höherfrequentem Durchlassbereich in zwei Abschnitte aufgeteilt zeigt. Die tiefenabhängige Kennlinie 200 gleicht den Effekt einer zunehmenden Apertur im Kanal aus, und die tiefenabhängige Kennlinie 202 kompen siert die tiefenabhängige Signaldämpfung. Auch der Kanal mit einem Durchlassbereich für niedrigere Frequenzen kann eine tiefenabhängige Verstärkungskennlinie aufweisen, jedoch mit einer anderen Kennlinie 202 für die unterschiedliche Dämpfungsrate der niedrigeren Frequenzen. Der Kanal mit höherfrequentem Durchlassbereich hat eine ähnliche, aber schneller ansteigende tiefenabhängige Verstärkungskennlinie, um die schnellere Dämpfungsrate der höheren Frequenzen zu berücksichtigen. Jede tiefenabhängige Verstärkungskennlinie 202 wird so gewählt, dass sie die Wirkung der tiefenabhängigen Verstärkung für den speziellen, durch diesen Kanal genutzten Frequenzdurchlassbereich ausgleicht.
In einer bevorzugten Ausführungsform wenden die Koeffizienten der Koeffizientenschaltungen eine Verstärkungs- oder Dämpfungskennlinie an, die eine Kombination der beiden Kennlinien 200, 202 ist. Vorzugsweise speichern die Koeffizientenspeicher 32, 132 mehrere kombinierte Verstärkungskurven, die mit Speicheradressierung geändert werden, um den Tastkopfeigenschaften oder der Art des verarbeiteten Signals (2D oder Doppler) zu entsprechen. Die Rate der Verstärkungsänderung kann durch die Rate gesteuert werden, mit der die Koeffizienten für den Multiplizierer jeder Normalisierungsstufe 30, 130 geändert werden.
Die normalisierten Echosignale in jedem Kanal werden Quadratur-Bandpassfiltern (QBPs) in jedem Kanal zugeführt. Die Quadratur-Bandpassfilter liefern drei Funktionen: Bandbegrenzung der HF-Abtastliniendaten, Erzeugung von In-Phase- und Quadraturpaaren von Abtastliniendaten, und Dezimieren der digitalen Abtastrate. Jeder QBP umfasst zwei separate Filter, wobei ein Filter In-Phase-Abtastwerte (I) erzeugt und der andere Filter Quadratur-Abtastwerte (Q) erzeugt und jeder Filter durch eine Vielzahl von Multiplizierer-Akkumulatoren (MACs) gebildet wird, die einen FIR-Filter implementieren. Ein derartiger MAC ist in 12 dargestellt. Wenn einem Eingang eines digitalen Multiplizierers 210 ein Echoabtastwert der Abtastliniendaten zugeführt wird, wird dem anderen Multiplizierereingang ein Koeffizient zugeführt. Das Produkt des Echoabtastwerts und des Gewichtungskoeffizienten wird in einem Akkumulator 212 gespeichert, wo es mit vorhergehenden Produkten akkumuliert wird. Weitere MACs empfangen die Echoabtastwerte bei anderen Phasen und akkumulieren auf ähnliche Weise gewichtete Echoabtastwerte. Die akkumulierten Ausgaben von mehreren MACs können kombiniert werden, und das endgültige akkumulierte Produkt umfasst gefilterte Echodaten. Die Rate, mit der akkumulierte Ausgaben aufgenommen werden, bestimmt die Dezimationsrate des Filters. Die Länge des Filters ist ein Produkt der Dezimationsrate und der Anzahl der zur Bildung des Filters ver wendeten MACs, die die Anzahl der eintreffenden Echoabtastwerte bestimmen, die zur Erzeugung des akkumulierten Ausgangssignals herangezogen werden. Die Filterkennlinie wird durch die Werte der Multiplikationskoeffizienten bestimmt. Es sind verschiedene Koeffizientensätze für verschiedene Filterfunktionen in Koeffizientenspeichern 38, 138 gespeichert, die so verbunden sind, dass den Multiplizierern der MACs ausgewählte Koeffizienten zugeführt werden. Die MACs falten die empfangenen Echosignale wirksam mit Sinus und Kosinus darstellenden Koeffizienten und erzeugen Ausgangsabtastwerte, die in Quadraturbeziehung stehen.
Die Koeffizienten der MACs, die den I-Filter bilden, implementieren eine Sinusfunktion, während die Koeffizienten für den Q-Filter eine Kosinusfunktion implementieren. Für die Bandpassfilterung implementieren die Koeffizienten der aktiven QBPs zusätzlich eine Tiefpassfilterfunktion, die frequenzverschoben ist, um in Kombination mit der Sinus-(für I) und der Kosinusfunktion (für Q) einen Bandpassfilter für die Quadraturabtastwerte zu bilden. In dem momentanen Beispiel erzeugt QBP₁ in Kanal 30a I- und Q-Abtastwerte der Abtastliniendaten in einem ersten, niederfrequenten Durchlassbereich, und QBP₂ in Kanal 30b erzeugt I- und Q-Abtastwerte der Abtastliniendaten in einem zweiten, höherfrequenten Durchlassbereich. Das Spektrum der ursprünglichen Breitband-Echosignale wird somit in ein Hochfrequenzband und ein Niederfrequenzband unterteilt. Um den Prozess zur Reduzierung von Signalausfällen (Dropout) und Speckle zu vervollständigen, werden die Echodaten in dem durch QBP₁ von Kanal 30a erzeugten Durchlassbereich durch einen Detektor 40₁ detektiert und die detektierten Signale werden einem Eingang eines Summierers 48 zugeführt. In einer bevorzugten Ausführungsform erfolgt die Detektion auf digitale Weise durch die Implementierung des Algorithmus (I² + Q²)^1/2. Die Echodaten in dem komplementären, durch QBP₂ von Kanal 30b erzeugten Durchlassbereich werden durch einen Detektor 40₂ detektiert und diese detektierten Signale werden einem zweiten Eingang des Summierers 48 zugeführt. Wenn die Signale der beiden Durchlassbereiche durch den Summierer 48 kombiniert werden, werden die dekorrelierten Signalausfall- und Speckle-Effekte der beiden Durchlassbereiche zumindest teilweise aufgehoben, so dass die Signalausfall- und Speckle-Artefakte in dem anhand der Signale erzeugten 2D-Bild reduziert werden.
Auf den Detektor in jedem Teilkanal folgt eine Verstärkungsstufe, die durch die Multiplizierer 44₁ , 44₂ gebildet wird, welche Gewichtungskoeffizienten von den Koeffizientenspeichern 42₁ , 42₂ , empfangen. Der Zweck dieser Verstärkungsstufe besteht darin, das Gleichgewicht von analoger und digitaler Verstärkung in dem Ultraschallsystem so aufzuteilen, dass sich eine optimale Systemleistung ergibt. Ein Teil der Verstärkungen in dem Echosignalpfad kann automatisch durch das Ultraschallsystem implementiert werden, während andere Teile, zum Beispiel die manuelle Verstärkungssteuerung und TGC-Verstärkung, durch den Benutzer gesteuert werden können. Das System teilt diese Verstärkungen so auf, dass die analogen Verstärkungen vor den Analog-Digital-Umsetzern (ADC) des Strahlformers optimal auf den dynamischen Eingangsbereich der Analog-Digital-Umsetzer abgestimmt werden. Die digitale Verstärkung wird so justiert, dass die Helligkeit des Bildes optimiert wird. Zusammen implementieren die beiden Verstärkungen Änderungen der Verstärkungssteuerung, die durch den Benutzer vorgenommen wurden.
In der bevorzugten Ausführungsform wird die den Abtastliniensignalen von den Multiplizierern 44₁ , 44₂ mitgegebene Verstärkung in Abstimmung mit der Verstärkung der vorhergehenden Normalisierungsstufe 34, 134 im Kanal gewählt. Die Verstärkung jeder Normalisierungsstufe wird so gewählt, dass in den QBPs kein Sättigungspegel erreicht wird, wie dies der Fall sein kann, wenn starke Signale von Kontrastmitteln oder harmonischer Bildgebung empfangen werden. Um Sättigungspegel zu verhindern, wird die maximale Verstärkung der Normalisierungsstufe gesteuert, und jede durch diese Steuerung auferlegte Reduzierung wird durch die Verstärkung der nachfolgenden Multiplizierer 44₁ , 44₂ wiederhergestellt.
Die durch diese Multiplizierer geschaffene Verstärkungsfunktion könnte an beliebiger Stelle im digitalen Signalverarbeitungspfad ausgeführt werden. Sie könnte implementiert werden, indem die Steigung der nachstehend erörterten Kompressionskurven verändert wird. Sie könnte auch zum Beispiel in Verbindung mit den Verstärkungen ausgeführt werden, die den Normalisierungsstufen zugeführt werden. Diese letztgenannte Implementierung würde jedoch die Fähigkeit zur Durchführung der oben genannten Sättigungssteuerung eliminieren. Die Erfinder der vorliegenden Erfindung haben herausgefunden, dass die Implementierung dieser Verstärkungsfunktion erleichtert wird, wenn sie nach der Detektion vogesehen wird, und in der bevorzugten Ausführungsform durch die Nutzung eines Multiplizierers nach der Detektion.
Die durch die Verstärkungsstufen 44₁ , 44₂ erzeugten Siganle weisen im Allgemeinen einen größeren Dynamikbereich auf als von der Anzeige 50 verarbeitet werden kann. Demzufolge werden die Abtastliniensignale der Multiplizierer durch Verweistabellen auf einen geeigneten Dynamikbereich komprimiert. Im Allgemeinen erfolgt die Kompri mierung logarithmisch, wie durch die logarithmischen Kompressionsprozessoren 46₁ , 46₂ angegeben. Die Ausgabe jeder Verweistabelle ist proportional zum Logarithmus des Signaleingangswertes. Diese Verweistabellen sind so programmierbar, dass sie die Möglichkeit bieten, die Kompressionskurven zu variieren und auch die Helligkeit und den Dynamikbereich der zur Anzeige weitergeleiteten Abtastliniensignale.
Die Erfinder der vorliegenden Erfindung haben festgestellt, dass die Verwendung der logarithmischen Komprimierung zur Skalierung der Echosignale Signale mit niedrigem Pegel nahe dem Basislinienpegel (Schwarzpegel) des Signaldynamikbereichs beeinträchtigen kann, indem der Grad und die Anzahl der Echos mit Schwarzpegelkomponenten verschlimmert werden, eine Manifestation der destruktiven Störung, die sich aus dem Speckle-Effekt der kohärenten Ultraschallenergie ergibt. Wenn die Echosignale angezeigt werden, werden viele von ihnen auf dem Schwarzpegel liegen und in dem Bild als nicht detektiert oder ausgelassen erscheinen. Die Ausführungsform aus 10 verringert dieses Problem, indem separate, teilweise dekorrelierte Versionen der Echosignale in den beiden Kanälen 30a, 30b erzeugt werden. Diese Ausführungsform dekorreliert teilweise die Echosignalversionen, indem die Echosignalkomponenten in zwei verschiedene Durchlassbereiche aufgeteilt werden, wie in 13 dargestellt. Die beiden Durchlassbereiche können vollständig getrennt oder, wie in diesem Beispiel dargestellt, überlappend sein. In diesem Beispiel ist der niedrigere Durchlassbereich 300a um eine Frequenz von 3,1 MHz zentriert und der höhere Durchlassbereich 300b um eine Frequenz von 3,3 MHz, was eine Mittenfrequenztrennung von nur 200 kHz bedeutet. Selbst dieser geringe Grad der Trennung hat sich als ausreichend erwiesen, um die Signalkomponenten der beiden Durchlassbereiche ausreichend zu dekorrelieren, so dass Schwarzpegelsignalausfall in einem Durchlassbereich häufig hinsichtlich der Frequenz nicht mit seiner entsprechenden Komponente im anderen Durchlassbereich in einer Linie liegt. Wenn diese dekorrelierten Kopien des gleichen Echosignals durch den Summierer 48 kombiniert werden, werden demzufolge Signalausfall- und Speckle-Artefakte deutlich reduziert sein. Dies ist besonders von Bedeutung, wenn man versucht, feine Strukturen in größeren Körpertiefen abzubilden, zum Beispiel das Endokard. Ein harmonisches Bild des Endokards wird durch die Artefakteliminierung der Ausführungsform aus 10 erheblich verbessert.
Wie zuvor erörtert, kann die Signalverstärkung der beiden Durchlassbereiche 300a, 300b aus 13 abgeglichen werden, um die ursprünglichen Signalpegel nach der Summierung beizubehalten. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird der Durch lassbereich für niedrigere Frequenzen jedoch mit einem geringeren Dynamikbereich verarbeitet als der Durchlassbereich für höhere Frequenzen, wie in 13 dargestellt. Dies bewirkt, dass die Fundamentalfrequenzbeiträge des Durchlassbereichs für niedrigere Frequenzen (das mehr Fundamentalfrequenzkomponenten enthält als der höherfrequente Bereich) unterdrückt werden. Dies wird als eine Komponente von unterschiedlichen Kompressionskennlinien in den logarithmischen Kompressionsprozessoren 46₁ , 46₂ oder an anderem Ort in den Kanälen 30a, 30b im Anschluss an die Aufteilung des Breitbandsignals in separate Durchlassbereiche erreicht.
Die verarbeiteten Echosignale am Ausgang des Summierers 48 werden an einen Tiefpassfilter 52 weitergeleitet. Dieser Tiefpassfilter ist ebenso wie die QBPs aus Kombinationen von Multiplizierer-Akkumulatoren mit variablen Koeffizienten gebildet, die vorgesehen sind, um einen FIR-Filter zu implementieren, um die Filterkennlinie zu steuern. Der Tiefpassfilter hat zwei Funktionen. Eine besteht darin, Abtastfrequenz- und andere unerwünschte Hochfrequenzkomponenten aus den verarbeiteten Echosignalen zu eliminieren. Eine zweite Funktion besteht darin, die Abtastliniendatenrate an die vertikale Liniendichte der Anzeige 50 anzupassen, um ein Aliasing in dem angezeigten Bild zu verhindern. Der FIR-Filter führt diese Funktion aus, indem die Abtastliniendaten selektiv dezimiert oder interpoliert werden. Die gefilterten Echosignale werden dann in einem Bildspeicher 54 gespeichert. Wenn die Abtastlinien noch nicht einer Rasterumwandlung unterzogen wurden, also r,θ-Koordinaten haben, werden die Abtastlinien durch einen Bildrasterwandler und einen Grauskalen-Abbildungsprozessor 56 einer Rasterumwandlung in geradlinige Koordinaten unterzogen. Wenn die Rasterumwandlung bereits an früherer Stelle in dem Prozess durchgeführt worden ist oder für die Bilddaten nicht erforderlich ist, kann der Prozessor 56 die Echodaten einfach durch einen Verweistabellenprozess in die gewünschte Grauskalenkarte umwandeln. Die Bilddaten können dann in einem endgültigen Bildspeicher gespeichert oder an einen Videoanzeigetreiber (nicht abgebildet) gesendet werden, um in Anzeigesignale umgewandelt zu werden, die zum Ansteuern der Anzeige 50 geeignet sind.
Es ist zu beachten, dass die oben beschriebene Verarbeitung aufgrund des Vorteils der schnellen Programmierbarkeit eines digitalen Filters in einer Ausführungsform vorgenommen werden kann, die einen einzelnen der Kanäle 30a, 30b nutzt, um die Echodaten von einer Abtastlinie zweimal zu verarbeiten und abwechselnd auf zeitverschachtelte Weise eine Linie von Signalen für jeden der beiden Durchlassbereiche zu erzeugen. Bei Nutzung von zwei parallelen Kanälen kann jedoch mit der doppelten Verarbeitungsgeschwindigkeit gearbeitet werden, so dass harmonische Bilder in Echtzeit und mit der doppelten Bildfrequenz einer Zeitmultiplex-Ausführungsform erzeugt werden.
Anhand von hochfrequenten Signalen erzeugte harmonische Bilder können unter einer tiefenabhängigen Dämpfung leiden, wenn die Echosignale aus zunehmenden Körpertiefen zurückkehren. Signale mit einer niedrigeren Fundamentalfrequenz können weniger Dämpfung erfahren und daher in manchen Fällen bei größeren Tiefen einen besseren Störabstand aufweisen. Die Ausführungsform aus 14 nutzt diese Eigenschaft, indem Fundamentalfrequenz- und harmonische Bilddaten in einem Bild gemischt werden. Es ist zum Beispiel möglich, aus Fundamentalfequenzen ein normales Gewebebild vom Herzen zu erstellen und dem Fundamentalfrequenzgewebebild ein harmonisches Gewebebild des Herzens zu überlagern, um die Endokardgrenze im zusammengesetzten Bild besser zu definieren. Die beiden Bilder, eines aus Fundamentalfrequenzkomponenten und das andere aus harmonischen Frequenzkomponenten, können gebildet werden, indem der digitale Filter 118 abwechselnd zwischen Fundamentalfrequenz und harmonischen Frequenzen umgeschaltet wird, um Fundamentalfrequenz- und harmonische Bilder separat zusammenzusetzen, oder indem die beiden parallelen Filter aus 10 mit zwei Durchlassbereichen verwendet werden, einer so eingestellt, dass Fundamentalfrequenzen weitergeleitet werden und der andere so eingestellt, dass harmonische Frequenzen durchgelassen werden. In 14 ist der Filter von Kanal 30a so eingestellt, dass Fundamentalfrequenzen weitergeleitet werden, und die durch diesen Kanal weitergeleiteten Echosignale werden in einem Fundamentalfrequenz-Bildspeicher 182 gespeichert. Auf entsprechende Weise werden harmonische Signalfrequenzen durch Kanal 30b weitergeleitet und in einem harmonischen Bildspeicher gespeicher. Fundamentalfrequenzbild und harmonisches Frequenzbild werden dann durch einen Proportionalkombinierer 190 unter der Steuerung einer Mischungssteuerung 192 zusammengefügt. Die Mischungssteuerung 192 kann automatisch einen vorprogrammierten Mischalgorithmus oder einen durch den Benutzer vorgegebenen Algorithmus implementieren. Der Proportionalkombinierer 190 kann zum Beispiel ein gemischtes Bild schaffen, das bei geringen Tiefen nur Echodaten aus dem harmonischen Bild nutzt, in Zwischentiefen dann Echodaten aus beiden Bildern kombiniert und schließlich bei großen Tiefen nur Echodaten des Fundamentalbildes nutzen. Dies kombiniert den Vorteil einer Clutter-Reduzierung der harmonischen Echodaten bei geringeren Tiefen mit der größeren Penetration und dem Störabstand der aus größeren Tiefen empfangenen Fundamentalfre quenzechos und sorgt gleichzeitig bei Zwischentiefen für einen sanften Übergang von einem Datentyp zum anderen. Andere Kombinationsalgorithmen sind ebenfalls möglich, zum Beispiel einfaches Umschalten von einem Datentyp zum anderen bei einer vorgegebenen Tiefe, oder Darstellen einer anzuzeigenden Bildregion mit einem Datentyp und Anzeigen des restlichen Bildes unter Verwendung des anderen Datentyps.
Es ist auch möglich, zwei parallele Filter zu verwenden und die Komponenten vor der Bilderzeugung zusammenzufügen, wodurch eine steuerbare Komponente der harmonischen Echosignale zu den Fundamentalfrequenzsignalen hinzugefügt wird, um das resultierende Bild zu verbessern. Eine derartige Ausführungsform könnte die Notwendigkeit separater Fundamentalfrequenz-Bildspeicher und harmonischer Bildspeicher eliminieren und die Signalkomponenten direkt zu einem gemischten Bildspeicher verarbeiten.
Ein drittes Verfahren zum Erzeugen von gemischten Bildern besteht darin, jede Abtastlinie des Bildes über einen tiefenabhängigen, zeitvariablen Filter zu empfangen. Derartige Filter sind für die Verbesserung des Störabstands von empfangenen Echosignalen bei Vorliegen einer tiefenabhängigen Dämpfung bekannt, wie zum Beispiel in der US-amerikanischen Patentschrift 4.016.750 beschrieben. Zur Erzeugung von gemischten Fundamentalfrequenz- und harmonischen Bildern wird der Durchlassbereich 210 eines zeitvariablen Filters anfangs so eingestellt, dass harmonische Frequenzen f_h weitergeleitet werden, wie in 15 dargestellt, wenn der Empfang von Echosignalen aus geringen Tiefen beginnt. Wenn es wünschenswert wird, das Bild bei größeren Tiefen um Fundamentalfrequenz-Signalkomponenten zu ergänzen, wird der Durchlassbereich 210 einem Übergang zu niedrigeren Frequenzen unterzogen und bewegt sich schließlich zu den Fundamentalfrequenzen ff, wie durch den Durchlassbereich 212 in 15 dargestellt. Im Fall eines digitalen Filters wie dem in 9 dargestellten erfolgt die Veränderung der Durchlassbereichfrequenzen, indem die Filterkoeffizienten mit der Zeit geändert werden. Während der Filter diesem Übergang unterzogen wird, leitet der Durchlassbereich weniger harmonische Frequenzen und mehr Fundamentalfrequenzen weiter, bis der Durchlassbereich schließlich, wenn gewünscht, bei maximaler Bildtiefe nur die Fundamentalfrequenzen weiterleitet. Indem jede Abtastlinie über einen derartigen zeitvariablen Filter empfangen wird, kann jede Linie in dem resultierenden Bild harmonische Frequenzen im Nahfeld (geringe Tiefen), Fundamentalfrequenzen im Fernfeld (größte Tiefen) und eine Mischung von beiden dazwischen enthalten.
Harmonische Gewebebilder von sich bewegendem Gewebe können auch erzeugt werden, indem die empfangenen harmonischen Gewebeechosignale mit dem Prozessor verarbeitet werden, der in der US-amerikanischen Patentschrift 5.718.229 mit dem Titel MEDICAL ULTRASONIC POWER MOTION IMAGING beschrieben wurde.
Die vorliegende Erfindung umfasst also ein Ultraschallbildgebungssystem zur Darstellung der nicht-linearen Reaktion von Körpergewebe und Körperflüssigkeiten auf Ultraschall, indem ein Fundamentalfrequenzsignal gesendet wird, ein Echosignal vom Gewebe mit einer Nicht-Fundamentalfrequenz, vorzugsweise einer harmonischen Frequenz, empfangen wird, die Nicht-Fundamentalfrequenz-Echosignale detektiert werden und anhand der Nicht-Fundamentalfrequenz-Echosignale ein Bild des Gewebes und der Flüssigkeiten erzeugt wird. Der Ausdruck „harmonisch", wie er hier verwendet wird, bezieht sich auch auf harmonische Frequenzen höherer Ordnung als der zweiten Harmonischen und auf Subharmonische, da die hier beschriebenen Prinzipien gleichermaßen auf Frequenzen höherer Ordnung und subharmonische Frequenzen anwendbar sind.
Text in der Zeichnung
1

T/R switch – T/R-Schalter (Sende/Empfangs-Schalter)
A/D – A/D-Umsetzer
Beamformer – Strahlformer
Digital filter – Digitaler Filter
Transmit frequency control – Sendefrequenzsteuerung
Central controller – zentrale Steuereinheit
WTS – Gewichte
DEC. – Dezimation
B mode processor – B-Mode-Prozessor
Persist. – Persistenz
Display – Anzeige
Video processor – Videoprozessor
Contrast signal detector – Kontrastsignaldetektor
3D image memory – 3D-Bildspeicher
3D image rendering – 3D-Bildwiedergabe
VEL. – Geschwindigkeit
PWR. – Leistung
Doppler processor – Doppler-Prozessor

9

Wt– Gewicht
Acc – Akkumulator

10

Coeff. – Koeffizient
Norm. – Normalisierung
QBP – Quadratur-Bandpassfilter
Detect. – Detektor
Log. Compres. – Logarithmischer Kompressionsprozessor
LPF – Tiefpassfilter
Image memory – Bildspeicher
Scan conv. – Bildrasterwandler
Grey-scale map – Grauskalen-Abbildungsprozessor
Display – Anzeige

11

Gain – Verstärkung
Depth (time) – Tiefe (Zeit)

12

Coeff. data – Koeffizientendaten
Echo sample – Echoabtastwert
Accum. – Akkumulator
Accum. – Output Akkumulatorausgabe

14

Fundamental signal channel – Fundamentalfrequenz-Signalkanal
Fundamental image memory – Fundamentalfrequenz-Bildspeicher
Blend control – Mischungssteuerung
Harmonic signal channel – harmonischer Signalkanal
Harmonic image memory – harmonischer Bildspeicher
Proportionate combiner – Proportionalkombinierer
Blended image memory – Mischbildspeicher
To video processor – Zum Videoprozessor

15

Ampl. – Amplitude
Deep – tief
Time – Zeit
Shallow – flach

Claims

Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem zum Abbilden des harmonischen Echos von Gewebe innerhalb eines Körpers in Abwesenheit von Ultraschallkontrastmittel, wobei das Ultraschallbildgebungssystem Folgendes umfasst: Mittel zum Senden (110, 112, 114, 117) von Ultraschallenergie in den Körper in einem Sendefrequenzband, das eine Fundamentalfrequenz umfasst, und Mittel (110, 112, 114), die auf die genannte gesendete Ultraschallenergie reagieren, um Ultraschallechosignale mit der Fundamentalfrequenz und mit einer Harmonischen der genannten Fundamentalfrequenz von dem Gewebe zu empfangen; einen Strahlformer (116), der die empfangenen Echosignale verarbeitet, um kohärente Echosignale zu bilden; einen Filter (118) zum Unterdrücken von Fundamentalfrequenzsignalen bei gleichzeitiger Weiterleitung von harmonischen Gewebeechosignalen, indem das kohärente Echosignal in einem Empfangsfrequenzband gefiltert wird; und einen Bildprozessor (37, 128, 130, 140), der auf die durch den genannten digitalen Filter weitergeleiteten harmonischen Gewebeechosignale reagiert, um anhand der genannten harmonischen Gewebeechosignale ein harmonisches Ultraschallgewebebild zu erzeugen; eine Steuereinheit (120) zum Steuern der Sendemittel, dadurch gekennzeichnet, dass der Filter ein digitaler Filter ist, dass die Steuereinheit dafür eingerichtet ist, den digitalen Filter zu steuern, und dass das Empfangsfrequenzband und das Sendefrequenzband getrennt sind.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystemn nach Anspruch 1, wobei die genannten Sendemittel und die genannten Empfangsmittel eine Ultraschallsonde (110) zum Aussenden von Ultraschallenergie mit der Fundamentalfrequenz in den Körper und zum Empfangen von Ultraschallechosignalen mit der Fundamentalfrequenz und mit der Harmonischen der genannten Fundamentalfrequenz von dem Gewebe umfassen.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 1, wobei der digitale Filter eine Reihe von Multiplizierern (70–73) und Akkumulatoren (80–83) ist.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 3, wobei Multiplizierergewichte des digitalen Filters durch die Steuereinheit (120) gesteuert werden.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 1, wobei die Steuereinheit (120) dafür eingerichtet ist, den digitalen Filter (118) so zu steuern, dass Signale mit harmonischen Frequenzen unterdrückt und Gewebeechosignale mit Fundamentalfrequenz weitergeleitet werden, wobei der Bildprozessor auf durch den genannten digitalen Filter weitergeleitete Gewebeechosignale mit Fundamentalfrequenz reagiert, um anhand der genannten Fundamentalfrequenz-Gewebeechosignale ein Fundamentalfrequenz-Ultraschallbild des Gewebes zu erzeugen, wobei das diagnostische Ultraschallbildgebungssystem weiterhin einen Kombinierer (190) zum Kombinieren des Fundamentalfrequenz-Gewebebildes und des harmonischen Gewebebildes umfasst.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 5, wobei der Kombinierer (190) dafür eingerichtet ist, ein gemischtes Bild zu schaffen, das bei geringen Tiefen nur Echodaten von dem harmonischen Gewebebild nutzt, bei Zwischentiefen Echodaten von dem Fundamentalfrequenz-Gewebebild und dem harmonischen Gewebebild kombiniert und bei großen Tiefen nur Echodaten von dem Fundamentalfrequenz-Gewebebild nutzt.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 1, das weiterhin Folgendes umfasst: Mittel zum Verarbeiten der genannten harmonischen Ultraschallechosignale, um mindestens teilweise dekorrelierte Kopien der genannten Echosignale zu erzeugen; und Mittel (48) zum Kombinieren der genannten dekorrelierten Kopien, um artefaktreduzierte harmonische Echosignale zu erzeugen.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 7, wobei das genannte Verarbeitungsmittel einen Bandpassfilter (36, 136) zum Aufteilen der Komponen ten der genannten harmonischen Ultraschallechosignale in zwei überlappende Durchlassbereiche mit unterschiedlichen Mittenfrequenzen umfasst.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 8, wobei das genannte Verarbeitungsmittel weiterhin einen Detektor (40₁ , 40₂ ) zum Detektieren von harmonischen Ultraschallechosignalen in jedem der genannten Durchlassbereiche umfasst.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 9, wobei das genannte Verarbeitungsmittel weiterhin einen logarithmischen Kompressionsprozessor (46₁ , 46₂ ) zum logarithmischen Komprimieren der genannten detektierten harmonischen Ultraschallechosignale umfasst.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 7, wobei das genannte Verarbeitungsmittel zwei parallel Kanäle (30a, 30b) umfasst, die jeweils einen Eingang haben, welcher verbunden ist, um harmonische Ultraschallechosignale zu empfangen, und einen Ausgang, der mit den genannten Kombiniermitteln (48) verbunden ist, wobei jeder der genannten Kanäle einen Bandpassfilter (36, 136) mit einer Filterkennlinie enthält, die sich von der des anderen Kanals unterscheidet.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 11, wobei jeder der genannten Kanäle weiterhin einen Detektor (40₁ , 40₂ ) zum Detektieren von harmonischen Ultraschallechosignalen in jedem der genannten Durchlassbereiche enthält.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 12, wobei jeder der genannten Kanäle weiterhin einen logarithmischen Kompressionsprozessor (46₁ , 46₂ ) zum logarithmischen Komprimieren der genannten detektierten harmonischen Ultraschallechosignale enthält.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 7, wobei das genannte Verarbeitungsmittel Mittel zum Aufteilen der genannten harmonischen Ultraschallechosignale in zwei Durchlassbereiche von ungleichem Dynamikbereich umfasst.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystemn nach Anspruch 14, wobei die genannten beiden Durchlassbereiche einen Durchlassbereich für niedrige Frequenzen und einen Durchlassbereich für hohe Frequenzen umfassen, und wobei der Dynamikbereich des genannten Durchlassbereichs für niedrige Frequenzen geringer ist als der des genannten Durchlassbereichs für hohe Frequenzen.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 15, wobei das genannte Verarbeitungsmittel weiterhin Mittel umfassen, um den Dynamikbereich von jedem der genannten Durchlassbereiche unterschiedlich abzubilden.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 11, weiterhin auf jedem Kanal eine Normalisierungsstufe (34, 134) umfassend, um nominale Signalamplituden der beiden Kanäle (30a, 30b) anzugleichen.
Diagnostisches Ultraschallbildgebungssystem nach Anspruch 11, wobei jeder Bandpassfilter (36, 136) zwei separate Filter umfasst und einer dieser Filter In-Phase-Abtastwerte erzeugt und der andere Quadratur-Abtastwerte erzeugt.