DE69923764T2

DE69923764T2 - Diagnostisches Ultraschall-Bilderzeugungssystem mit adaptiver, räumlicher Bildzusammensetzung

Info

Publication number: DE69923764T2
Application number: DE69923764T
Authority: DE
Inventors: S. Brent ROBINSON; R. Robert ENTREKIN; R. James JAGO; C. Daniel SCHMIESING
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1998-10-01
Filing date: 1999-09-30
Publication date: 2006-04-13
Anticipated expiration: 2019-10-01
Also published as: US6126598A; WO2000020887A1; EP1046057A1; EP1046057B1; DE69923764D1; JP2002526227A

Description

Mit der vorliegenden Anmeldung wird der Vorteil der vorläufigen US-amerikanischen Patentanmeldung mit der Seriennummer 60/102.923, eingereicht am 1. Oktober 1998, beansprucht.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf diagnostische Ultraschall-Bilderzeugungssysteme und insbesondere auf diagnostische Ultraschall-Bilderzeugungssysteme, die adaptiv räumlich zusammengesetzte Bilder erzeugen, wodurch Unschärfen im Bild reduziert werden.
Die räumliche Zusammensetzung ist ein Bildgebungsverfahren, bei dem eine Anzahl von Ultraschallbildern eines gegebenen Ziels, die man von mehreren günstigen Ausgangspunkten oder Winkeln aus erhalten hat, zu einem einzigen zusammengesetzten Bild kombiniert werden, indem die von jedem Punkt erhaltenen Daten in dem zusammengesetzten Bildziel kombiniert werden, das aus jedem Winkel erlangt wurde. Beispiele der räumlichen Zusammensetzung sind in den US-amerikanischen Patentschriften 4.649.927, 4.319.489 und 4.159.462 zu finden. Die räumliche Zusammensetzungsbildgebung in Echtzeit erfolgt, indem eine Reihe von sich teilweise überlappenden Teilbildern aus im Wesentlichen unabhängigen räumlichen Richtungen erfasst wird, wobei ein Wandler benutzt wird, um die elektronische Strahllenkung und/oder die elektronische Translation der Teilbilder zu implementieren. Die Teilbilder werden durch Summierung, Mittelwertbildung, Peak-Erkennung oder andere kombinatorische Mittel zu einem zusammengesetzten Bild kombiniert. Die Erfassungssequenz und Bildung von zusammengesetzten Bildern wird kontinuierlich mit einer Geschwindigkeit wiederholt, die durch die Erfassungsteilbildrate begrenzt wird, das heißt durch die Zeit, die für die Erfassung der vollen Anzahl an Abtastlinien über die ausgewählte Breite und Tiefe der Bildgebung benötigt wird.
Das zusammengesetzte Bild weist typischerweise weniger Speckles (körnige Struktur) und eine bessere Spiegelungsdarstellung auf als herkömmliche, von einem einzigen Betrachtungspunkt aus erstellte Ultraschallbilder. Die körnige Struktur wird durch das Ziehen der Quadratwurzel von N in einem zusammengesetzten Bild mit N Teilbildern reduziert (d.h. der Speckle-Störabstand wird verbessert), wenn die zur Bildung des zusam mengesetzten Bildes verwendeten Teilbilder im Wesentlichen unabhängig sind und gemittelt werden. Es können mehrere Kriterien benutzt werden, um den Grad der Unabhängigkeit der Teilbilder zu bestimmen (siehe z.B. O'Donnel et al. in IEEE Trans. UFFC Band 35, Nr. 4, S. 470–476 (1988)). In der Praxis impliziert dies bei einer räumlichen Zusammensetzungsbildgebung mit einem gelenkten Linearwandler einen minimalen Lenkungswinkel zwischen den Teilbildern. Dieser minimale Winkel liegt typischerweise in der Größenordnung von einigen Grad.
Die zweite Weise, in der die räumliche Zusammensetzungsabtastung die Bildqualität verbessert, besteht in der Verbesserung der Erfassung von Spiegelgrenzflächen. Eine gekrümmte Grenzfläche zwischen Knochen und Weichteilgewebe erzeugt zum Beispiel ein starkes Echo, wenn das Ultraschallstrahlenbündel genau senkrecht zu der Grenzfläche steht, und ein sehr schwaches Echo, wenn das Strahlenbündel nur wenige Grad von der Senkrechten abweicht. Diese Grenzflächen sind oft gekrümmt, und mit einer herkömmlichen Abtastung kann nur ein kleiner Teil der Grenzfläche sichtbar gemacht werden. Bei der räumlichen Zusammensetzungsabtastung werden von vielen verschiedenen Winkel aus Ansichten der Grenzfläche erfasst, so dass die gekrümmte Grenzfläche sichtbar gemacht und kontinuierlich über ein größeres Sichtfeld dargestellt wird. Die größere Winkelvielfalt verbessert allgemein die Kontinuität der Spiegelziele. Die zur Verfügung stehende Winkelvielfalt wird jedoch durch den Akzeptanzwinkel der Wandlerelemente begrenzt. Der Akzeptanzwinkel hängt von dem Zwischenraum zwischen den Wandlerelementen, der Frequenz und den Konstruktionsmethoden ab.
Eines der Probleme in Zusammenhang mit der räumlichen Zusammensetzungsbildgebung in Echtzeit besteht darin, dass zur Erzeugung jedes neuen zusammengesetzten Bildes mehrere Bilderfassungen erforderlich sind. Der Zeitaufwand zur Erfassung eines räumlichen zusammengesetzten Bildes bestehend aus N Teilbildern ist etwa N mal länger als der für jedes einzelne Teilbild benötigte Zeitaufwand. Allgemein ist es wünschenswert, eine große Anzahl von Teilbildern zu erfassen, um die Bildqualität des zusammengesetzten Bildes zu maximieren. Da jedoch die zusammenzusetzenden Teilbilder zeitlich erfasst werden, kann durch das Zusammensetzen der Teilbilder ein unscharfes Bild entstehen. Ein besonderes Beispiel für Unschärfe ergibt sich, wenn der klinische Bediener den Schallkopf absichtlich zum Abtasten bewegt, so dass es zu einer Fehlregistrierung zwischen den Teilbildern kommt. Wenn der klinische Bediener in einem Übersichtmodus nach Abnormalitäten sucht, bewegt er den Schallkopf typischerweise relativ schnell, um in mög lichst kurzer Zeit so viel Gewebe wie möglich zu sehen. Die Bewegung des Schallkopfs hat eine zunehmende Fehlregistrierung und Dekorrelation der zeitlich aufeinander folgenden Teilbilder zur Folge. Wenn der klinische Bediener potenzielle Abnormalitäten identifiziert, wird die Abtastbewegung verlangsamt oder vollständig eingestellt, um die interessierenden Merkmale („gezielter" oder „Untersuchungs"-Modus) abzubilden. An dieser Stelle sind die Bildmerkmale innerhalb der Teilbilder des zusammengesetzten Bildes stärker korreliert und die Bewegungsunschärfe in dem zusammengesetzten Bild wird erheblich reduziert oder vollständig eliminiert, solange der Schallkopf im Wesentlichen stationär bleibt. Es ist wünschenswert, dass die Bildungschärfe während der räumlichen Zusammensetzungsbildgebung in Echtzeit ein irrelevanter Faktor ist, wenn in einer der beiden Betriebsarten gearbeitet wird oder wenn zwischen den beiden Betriebsarten umgeschaltet wird.
Gemäß den Grundsätzen der vorliegenden Erfindung wird die Unschärfe eines zusammengesetzten Bildes reduziert und die Bildqualität verbessert, indem die Anzahl der zur Bildung eines räumlich zusammengesetzten Bildes herangezogenen Teilbilder an die Betriebsart angepasst wird. Während des Übersichtmodus, wenn der Schallkopf relativ schnell bewegt wird, werden nur wenige Teilbilder zur Bildung eines zusammengesetzten Bildes herangezogen. Während des Untersuchungsmodus, wenn der Schallkopf relativ langsam bewegt wird, können mehr Teilbilder benutzt werden, um ein zusammengesetztes Bild ohne Unschärfe zu bilden. Die Anzahl der benutzten Teilbilder kann mit der Einstellung der Betriebsart durch den Benutzer umgeschaltet werden, oder das Ultraschallsystem erfasst in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel automatisch die Bewegung des Schallkopfs und passt die Anzahl der zusammengesetzten Teilbilder adaptiv entsprechend an.
In den Zeichnungen zeigen:
1 in Form eines Blockschaltbildes ein gemäß den Grundsätzen der vorliegenden Erfindung gebautes diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem;
2 in Form eines Blockschaltbildes eine bevorzugte Ausführung des räumlichen Zusammensetzungsprozessors aus 1;
3 die Berechnung des Grads der Fehlregistrierung von Teilbildern, die zur Bildung eines zusammengesetzten Bildes herangezogen werden;
4 die Berechnung des Grads der Fehlregistrierung von Teilbildern durch Vergleichen der Teilbilder mit dem gleichen Lenkungswinkel von verschiedenen zusammengesetzten Bildern;
5 die Verwendung von Bezugslinien zur Berechnung der Bildfehlregistrierung; und
6 die Verwendung eines SAD-berechneten Bildfehlregistrierungsfaktors zur adaptiven Anpassung der Anzahl von Teilbildern, die zur Bildung eines räumlich zusammengesetzten Bildes herangezogen werden.
Zunächst Bezug nehmend auf 1 ist ein gemäß den Grundsätzen der vorliegenden Erfindung gebautes diagnostisches Ultraschall-Bildgebungssystem dargestellt. Ein Schallkopf 10 mit einem Wandler 12 sendet Strahlenbündel unter verschiedenen Winkeln über ein Bildfeld aus, das durch das gestrichelte Rechteck und die gestrichelten Parallelogramme angedeutet ist. In der Zeichnung sind drei Gruppen von Abtastlinien angegeben, die mit A, B und C bezeichnet sind, wobei jede Gruppe in einem unterschiedlichen Winkel zum Schallkopf gelenkt wird. Die Aussendung der Strahlenbündel wird durch einen Sender 14 gesteuert, der die Phase und die Dauer der Betätigung von jedem der Wandlerelemente steuert, so dass jedes Strahlenbündel von einem vorgegebenen Ursprung aus entlang des Wandlers und in einem vorgegebenen Winkel ausgesendet wird. Die entlang jeder Abtastlinie zurückgesendeten Echos werden von den Wandlerelementen empfangen, durch Analog-Digital-Umsetzung digitalisiert und an einen digitalen Strahlbündler 16 weitergeleitet. Der digitalen Strahlbündler verzögert und summiert die Echos von den Wandlerelementen, um eine Folge von fokussierten, kohärenten digitalen Echo-Abtastwerten entlang jeder Abtastlinie zu bilden. Der Sender 14 und der Strahlbündler 16 werden unter der Steuerung einer Systemsteuereinheit 18 betrieben, die ihrerseits auf die Einstellungen der Bedienelemente auf einer Benutzeroberfläche 20 reagiert, welche durch den Benutzer des Ultraschallsystems betätigt wird. Die Systemsteuereinheit steuert den Sender so, dass er die gewünschte Anzahl von Abtastliniengruppen in den gewünschten Winkeln und mit den gewünschten Sendeenergien und Frequenzen sendet. Die Systemsteuereinheit steuert auch den digitalen Strahlbündler so, dass er die empfangenen Echosignale entsprechend der verwendeten Aperturen und Bildtiefen ordnungsgemäß verzögert und kombiniert.
Die Abtastlinien-Echosignale werden durch einen programmierbaren digitalen Filter 22 gefiltert, der das interessierende Frequenzband definiert. Wenn harmonische Kontrastmittel dargestellt oder eine harmonische Bildgebung von Gewebe durchgeführt wird, wird der Durchlassbereich des Filters 22 so eingestellt, dass die Harmonischen des Sendebandes durchgelassen werden. Die gefilterten Signale werden anschließend durch einen Detektor 24 erkannt. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel umfassen der Filter und der Detektor eine Vielzahl von Filtern und Detektoren, so dass die empfangenen Signale in mehrere Durchlassbereiche aufgeteilt, einzeln erkannt und rekombiniert werden können, um Bild-Speckle durch Frequenzzusammensetzung zu reduzieren. Bei einer B-Mode-Bildgebung wird der Detektor 24 eine Amplitudendetektion der Echosignal-Hüllkurve durchführen. Bei Doppler-Bildgebung werden für jeden Punkt in dem Bild Echogruppen zusammengestellt und einer Doppler-Verarbeitung unterzogen, um die Doppler-Verschiebung oder Doppler-Leistungsintensität zu schätzen.
Gemäß den Grundsätzen der vorliegenden Erfindung werden die digitalen Echosignale durch räumliche Zusammensetzung in einem Prozessor 30 verarbeitet. Die digitalen Echosignale werden zunächst durch einen Preprozessor 32 vorverarbeitet. Der Preprozessor 32 kann die Signalabtastwerte auf Wunsch mit einem Gewichtungsfaktor vorgewichten. Die Abtastwerte können mit einem Gewichtungsfaktor vorgewichtet werden, der eine Funktion der Anzahl von Teilbildern ist, die zur Bildung eines bestimmen zusammengesetzten Bildes herangezogen werden. Der Preprozessor kann auch Randlinien gewichten, die sich an dem Rand von einem überlappenden Bild befinden, um die Übergänge zu glätten, wo sich die Anzahl der zusammengesetzten Teilbilder ändert. Die vorverarbeiteten Signalabtastwerte können dann in einer Wiederabtasteinheit 34 einer erneuten Abtastung unterzogen werden. Die Wiederabtasteinheit 34 kann die Schätzwerte von einem Teilbild räumlich erneut ausrichten oder auf die Pixel des Anzeigeraums.
Nach der erneuten Abtastung werden die Teilbilder durch eine Kombiniereinheit 36 zusammengesetzt. Das Kombinieren kann die Summierung, Mittelwertbildung, Peak-Erkennung oder andere kombinatorische Mittel umfassen. Die zu kombinierenden Abtastwerte können in diesem Prozessschritt vor dem Kombinieren auch gewichtet werden. Schließlich führt ein Postprozessor 38 eine Nachverarbeitung durch. Der Postprozessor normalisiert die kombinierten Werte auf eine Anzeigewertreihe. Die Nachverarbeitung kann am einfachsten mit Verweistabellen implementiert werden und kann gleichzeitig eine Komprimierung und Abbildung der Reihe der zusammengesetzten Werte auf eine Reihe von Werten vornehmen, die für die Anzeige des zusammengesetzten Bildes geeignet sind.
Der Zusammensetzungsprozess kann in einem Schätzdatenraum oder in einem Anzeigepixelraum durchgeführt werden. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel nimmt ein Bildrasterwandler 40 im Anschluss an den Zusammensetzungsprozess eine Scan-Konvertierung vor. Die zusammengesetzten Bilder können in einem Cineloop^® Speicher 42 entweder in Schätzform oder Anzeigepixelform gespeichert werden. Wenn sie in Schätzform gespeichert werden, können die Bilder scan-konvertiert werden, wenn sie aus dem Cineloop-Speicher zur Anzeige wiedergegeben werden. Der Bildrasterwandler und der Cineloop-Speicher können auch benutzt werden, um dreidimensionale Darstellungen der räumlich zusammengesetzten Bilder wiederzugeben, wie in den US-amerikanischen Patentschriften 5.485.842 und 5.860.924 beschrieben. Im Anschluss an die Scan-Konvertierung werden die räumlich zusammengesetzten Bilder durch einen Videoprozessor 44 für die Anzeige verarbeitet und auf einer Bildanzeigevorrichtung 50 angezeigt.
In 2 ist eine bevorzugte Implementierung des räumlichen Zusammensetzungsprozessors 30 aus 1 dargestellt. Der Prozessor 30 ist vorzugsweise durch einen oder mehrere digitale Signalprozessoren 60 implementiert, die die Bilddaten auf verschiedene Weise verarbeiten. Die digitalen Signalprozessoren 60 können zum Beispiel die empfangenen Bilddaten gewichten und die Bilddaten erneut abtasten, um die Pixel von Teilbild zu Teilbild räumlich auszurichten. Die digitalen Signalprozessoren 60 leiten die verarbeiteten Teilbilder an eine Vielzahl von Teilbildspeichern 62 weiter, die die einzelnen Teilbilder zwischenspeichern. Die Anzahl der in den Teilbildspeichern 62 speicherbaren Teilbilder entspricht vorzugsweise mindestens der maximalen Anzahl von zusammenzusetzenden Teilbildern, zum Beispiel 16 Teilbildern. Gemäß den Grundsätzen der vorliegenden Erfindung reagieren die digitalen Signalprozessoren auf Steuerparameter, zu denen unter anderem die Bildanzeigetiefe, die Tiefe der Region der größten Zusammensetzung, die klinische Anwendung, die Zusammensetzungsanzeigerate, die Betriebsart und die Erfassungsrate zur Bestimmung der Anzahl zusammenzusetzender Bilder zu einem bestimmten Zeitpunkt gehören. Die digitalen Signalprozessoren wählen in den Teilbildspeichern 62 gespeicherte Teilbilder zur Zusammenstellung zu einem zusammengesetzten Bild in dem Akkumulatorspeicher 64 aus. Das in dem Akkumulatorspeicher 64 gebildete zusammengesetzte Bild wird durch eine Normalisierungsschaltung 66 gewichtet oder abgebildet, dann auf die gewünschte Anzahl von Anzeigebits komprimiert und auf Wunsch anhand einer Verweistabelle (LUT) 68 erneut abgebildet. Anschließend wird das vollständig verarbeitete Bild zwecks Formatierung und Anzeige an den Bildrasterwandler übertragen.
Die Fehlregistrierung zwischen Teilbildern kann durch eine Reihe von Bewegungsverfolgungsverfahren gemessen werden, zum Beispiel Korrelationsblocksuche (US-amerikanische Patentschrift 5.782.766), Doppler-Gewebe-Geschwindigkeit (US-amerikanische Patentschrift 5.127.409), Beschleunigungsmesser oder andere Bewegungssensoren (US-amerikanische Patentschrift 5.529.070) und Merkmalverfolgung. Diese Ver fahren erforderlich jedoch im Allgemeinen einen hohen Rechenaufwand. Die Auswirkung der Fehlregistrierung kann einfacher und ohne eine explizite Messung der Bewegung erkannt werden, indem die Ähnlichkeit oder Abweichung von einem Teilbild zu einem in der zeitlichen Reihenfolge nachfolgenden Teilbild verglichen wird. Die Messung der Ähnlichkeit oder Abweichung, zum Beispiel durch Querkorrelation oder Summe von absoluten Differenzen (Sum of absolute differences, SAD), erfordert im Allgemeinen weniger Rechenaufwand als die Bewegungsschätzung und kann verwendet werden, um die Ähnlichkeit oder Abweichung von Teilbild zu Teilbild in mindestens einer interessierenden Region (region of interest, ROI) innerhalb des Teilbildes zu quantifizieren. Die Summe der absoluten Differenzen (SAD) zum Beispiel kann für die interessierenden Regionen a1, b1, c1, usw. in 3 auf einfache Weise berechnet werden. In der Ausführungsform aus 3 wird die SAD für die interessierenden Regionen von zeitlich aneinander angrenzenden Teilbildern A, B, C, usw. in der folgenden Reihenfolge berechnet: SAD (a1–b1), SAD (b1–c1), SAD (c1–d1), SAD (d1–a2), SAD (a2–b2), usw. Jede Reihe von Teilbildern in 3 stellt die vier Bilder dar, die kombiniert werden, um ein anderes zusammengesetztes Bild zu ergeben. Es ist zu sehen, dass am Ende jeder Reihe eine SAD-Berechnung zwischen dem letzten Teilbild von einem zusammengesetzten Bild und dem ersten Teilbild des nächsten zusammengesetzten Bildes durchgeführt wird.
Wenn die Summe der absoluten Differenzen gleich Null oder sehr klein ist, ist zwischen den Teilbildern nur wenig oder keine Fehlregistrierung aufgetreten. Wenn hingegen die SAD groß ist, besteht eine erhebliche Fehlregistrierung. Die zeitliche Reihenfolge der SAD-Werte zwischen entsprechenden Teilbildern in nachfolgenden zusammengesetzten Bildern weist daher stets auf das Ausmaß der Fehlregistrierung aufgrund von Schallkopfbewegung hin und kann benutzt werden, um den Zusammensetzungsprozess entsprechend zu ändern.
Diese unkomplizierte Reihenfolge der Berechnung von Differenzen ist eventuell nicht optimal, weil die Abtastung aus verschiedenen Winkeln an sich eine gewisse Dekorrelation von Teilbild zu Teilbild verursacht. Derartige Schwankungen von Teilbild zu Teilbild erfordern eventuell die Anwendung von zeitlicher Mittelwertbildung und können die Reaktionszeit zur Umschaltung zwischen Übersicht- und Untersuchungsmodus verlängern. Die Dekorrelation aufgrund von Schallkopf- und Gewebebewegung alleine kann besser isoliert werden, indem man die Differenzen zwischen den interessierenden Regionen in Teilbildern mit dem gleichen Lenkungswinkel in nachfolgenden zusammengesetzten Bil dern berechnet, wie in 4 dargestellt. In diesem Ausführungsbeispiel werden die SADs in der folgenden Reihenfolge berechnet: SAD (a1–a2), SAD (b1–b2), SAD (c1–c2), SAD (d1–d2), SAD (a2–a3), SAD (b2–b3), SAD (c2–c3), SAD (d2–d3), usw. Bei dieser Vorgehensweise tritt eine Laufzeitverzögerung von N Teilbildern für die Berechnung des SAD-Wertes auf, jedoch wird die Fehlregistrierung aufgrund von Schallkopf- oder Gewebebewegung besser isoliert. Die Reaktionszeit für die Modusumschaltung ist bei dieser Verarbeitung asymmetrisch und hängt davon ab, ob von einer größeren Anzahl von Teilbildern auf eine kleinere Anzahl umgeschaltet wird oder umgekehrt. Die Anpassung vom Übersichtmodus (wenige Teilbilder pro zusammengesetztes Bild) zum Untersuchungsmodus (mehr Teilbilder pro zusammengesetztes Bild) erfordert weniger Zeit als umgekehrt, weil die zusammengesetzte Teilbildrate im Übersichtmodus höher ist. Hierdurch ergibt sich eventuell nicht das optimale Ansprechverhalten, denn wenn der Schallkopf bewegt wird, würde der Bediener gerne eine schnelle Anpasszug zurück zum Übersichtmodus sehen.
Die Erkennung von Bewegung braucht nicht durch den Vergleich von einzelnen Teilbildern zu erfolgen. Bewegung kann auch erkannt werden, indem die Informationen von zusammengesetzten Bildern verglichen werden.
Ein drittes Ausführungsbeispiel zum Erfassen der Fehlregistrierung, das in 5 dargestellt ist, besteht darin, eine kleine Anzahl von „Kalibrierlinien" zu erfassen, die zwischen den einzelnen Teilbildern eingestreut sind. Die durch diese Kalibrierlinien definierte interessierende Region wird vorzugsweise aus einer konstanten Blickrichtung betrachtet (wodurch die Einschränkung der Ausführungsform aus 3 überwunden wird) und für die Erfassung der Fehlregistrierung mit Hilfe der SAD oder anderer Algorithmen verwendet. Wie in 5 dargestellt, werden die zwischen Teilbildern erfassten Kalibrier- oder Bezugslinien verwendet, um die SAD zu berechnen oder den Grad der Fehlregistrierung, die während der zur Erfassung eines Teilbildes erforderlichen Zeit aufgetreten ist, auf andere Weise zu messen. Die Kalibrierlinien brauchen keine regelmäßige Liniendichte oder einen konstanten Winkel aufzuweisen, sondern in einem größeren Abstand, mit unterschiedlichen Winkeln und/oder verstreut über die Bildebene angeordnet sein. Ein selten abgetastetes Teilbild ergibt eine ausgezeichnete Leistung. Obwohl die zusätzlichen Linien die Gesamtteilbildrate herabsetzen, braucht die zeitliche Verschlechterung nicht sehr groß zu sein, weil die Anzahl der Bezugslinien klein ist, und in jedem Fall kann eine adaptive Vorgehensweise dem Benutzer immer noch die Wahrnehmung einer zufrieden stellend hohe Teilbildrate bieten.
Angesichts der Tatsache, dass die SAD oder andere Differenzmessungen den Grad der Schallkopf- oder Gewebebewegungsunschärfe genau angeben können, kann diese Information benutzt werden, um automatisch vom „Übersichtmodus" auf den „Untersuchungs- oder gezielten Modus" umzuschalten, indem die Anzahl der zur Bildung des zusammengesetzten Bildes herangezogenen Teilbilder angepasst wird. Im Übersichtmodus zum Beispiel muss die Anzahl der Teilbilder klein sein (z.B. N = 3 bis 5), um Bewegungsunschärfen zu vermeiden, wenn der Bediener den Schallkopf schnell bewegt. In manchen Fällen kann es wünschenswert sein, dass während des Übersichtmodus überhaupt keine Zusammensetzung erfolgt. Während des „gezielten Modus" kann die Anzahl der Teilbilder größer sein (z.B. 7 bis 11), da die Schallkopfbewegung durch die Notwendigkeit begrenzt wird, den Schallkopf auf eine Läsion oder interessierende Struktur fokussiert zu halten. In 6 ist ein Mittel dargestellt, mit dessen Hilfe die SAD-Werte benutzt werden können, um zu bestimmen, wann der Schallkopf schnell bewegt wird, und dadurch automatisch in den Übersichtmodus mit weniger Teilbildern in der Erfassungssequenz umzuschalten. Jedes Mal, wenn ein neuer SAD-Wert berechnet wird, wird er in einem SAD-Geschichte-Zwischenspeicher 102 gespeichert, in dem die jüngst berechneten SAD-Werte abgelegt werden. Wenn der SAD-Wert für eine vorgegebene Anzahl von Teilbildern unter einen bestimmten Schwellenwert fällt, dessen Pegel voreingestellt oder durch den Benutzer eingestellt werden können, erkennt die Berechnungs- und Entscheidungslogik 104 die neue Bedingung einer verbesserten Bildregistrierung und schaltet automatisch auf den gezielten oder Untersuchungsmodus mit einer größeren Anzahl von Teilbildern in der Sequenz um. Bei dem Wechsel zum Untersuchungsmodus wird ein neues Steuersignal 106 zur Strahlbündlererfassungssequenzsteuereinheit der Systemsteuereinheit 18 gesendet, um eine größere Anzahl von sich räumlich überlappenden Teilbildern zu erfassen, und ein neues Steuersignal 108 wird an den räumlichen Zusammensetzungsprozessor 30 gesendet, um zu befehlen, dass eine größere Anzahl von Teilbildern zur Bildung jedes räumlich zusammengesetzten Bildes heranzuziehen ist. Die Steuersignale könnten zum Beispiel einen Wechsel von der Zusammensetzung von drei Teilbildern mit Lenkungswinkeln von –30°, 0°, +30° zur Zusammensetzung von fünf Teilbildern mit Lenkungswinkeln von –30°, –15°, 0°, +15°, +30° befehlen. Selbstverständlich sind auch andere Entscheidungs- und Steuerungsstrategien mit einem kontinuierlicheren Steuerungsschema (d.h. bei dem es mehr als 2 Zustände gibt) möglich. Zum Beispiel könnte ein progressive Abnahme des SAD-Wertes zu einer progressiven Zunahme der Anzahl von zusammenzusetzenden Teilbildern führen, und eine progressive Abnahme der Anzahl von Teilbildern könnte die Folge sein, wenn der SAD-Wert höher wird, einschließlich der vollständigen Einstellung der Zusammensetzung bei dem höchsten SAD-Wert. Man könnte dieses Verfahren auch anwenden, um die Lenkungswinkel, die Abtastliniendichte, die Anzahl der Fokuszonen, die Impulswiederholfrequenz (PRF), die Totzeit zwischen Übertragungen, die Größe der interessierenden Region und andere Faktoren anzupassen, die abhängig von der klinischen Situation zusätzlich zu der Anzahl der Teilbilder pro zusammengesetztes Bild die Erfassungsteilbildrate beeinflussen.
Ein alternatives Verfahren zum Variieren der Anzahl von Teilbildern pro zusammengesetztes Bild ist die Verwendung eines Filters mit unendlicher Impulsantwort (Infinite Impulse Response, IIR), um die Teilbilder zu kombinieren. Die Filterzeitkonstante, das heißt, die Bilddaten im Rückkopplungspfad, wird in Abhängigkeit von der Bewegung geregelt.

Der Benutzer kann vor die Wahl gestellt werden, das Ultraschallsystem im Übersicht- oder im Untersuchungsmodus zu betreiben, und abhängig von seiner Entscheidung wird die Anzahl der zusammenzusetzenden Teilbilder festgelegt. Die adaptive Vorgehensweise wird jedoch bevorzugt, weil sie die Möglichkeit bietet, den räumlichen Zusammensetzungsprozess in Reaktion auf Änderungen der Schallkopf-Handhabung automatisch und kontinuierlich zu optimieren, ohne dass ein benutzerseitiger Eingriff erforderlich ist. Text in den Figuren Figur 1

Digital Beamformer	Digitaler Strahlbündler
Filter	Filter
Detect.	Detektor
Pre-processor	Preprozessor
Resampler	Wiederabtasteinheit
Combiner	Kombiniereinheit
Post-processor	Postprozessor
Transmitter	Sender
System controller	Systemsteuereinheit
Display	Anzeigevorrichtung
Video processor	Videoprozessor
Scan Conv.	Bildrasterwandler
Cineloop memory	Cineloop-Speicher

Figur 2

Frame memories	Teilbildspeicher
From detector	vom Detektor
Digital signal processors	digitale Signalprozessoren
Accum. Memory	Akkumulationsspeicher
Norm.	Normalisierungsschaltung
LUT	Verweistabelle
To scan converter	Zum Bildrasterwandler
Depth	Tiefe
Acq. Rate	Erfassungsrate
X comp depth	Tiefe der Region der größten Zusammensetzung
Clin. Appl.	Klinische Anwendung
Display rate	Anzeigerate
Mode of oper.	Betriebsart

Figur 5

Reference lines

Bezugslinien

Figur 6

Current SAD value	aktueller SAD-Wert
SAD history buffer	SAD-Geschichte-Zwischenspeicher
Calculation and decision logic	Berechnungs- und Entscheidungslogik
Beamformer acquisition sequencer control	Strahlbündlererfassungssequenzsteuerung
Number of acquisition frames in compound image	Anzahl der Erfassungsteilbilder im zusammengesetzten Bild

Claims

Verfahren zur adaptiven Anpassung der räumlichen Zusammensetzung an den Modus der Ultraschallabtastung, das die folgenden Schritte umfasst: Erfassen von zeitlich unterschiedlichen diagnostischen Ultraschall-Bildinformationen; Verarbeiten der genannten Bildinformationen, um ein Maß für die Schallkopfbewegung zu erhalten; wobei das genannte Verfahren dadurch gekennzeichnet ist, dass es weiterhin einen Schritt der Anpassung der Anzahl von zur Bildung eines zusammengesetzten Bildes heranzuziehenden Teilbildern entsprechend dem genannten Maß umfasst.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei bei einer ersten Schallkopfbewegung eine erste Anzahl von Teilbildern zur Bildung eines zusammengesetzten Bildes herangezogen wird, und wobei bei einer zweiten Schallkopfbewegung, die langsamer ist als die erste Schallkopfbewegung, eine zweite Anzahl von Teilbildern zur Bildung eines zusammengesetzten Bildes herangezogen wird, wobei die zweite Anzahl größer ist als die erste Anzahl.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die genannten zeitlich unterschiedlichen diagnostischen Ultraschall-Bildinformationen Teilbilder eines zusammengesetzten Bildes umfassen und wobei der genannte Schritt der Verarbeitung die Berechnung eines Wertes umfasst, der die Ähnlichkeit oder Abweichung zwischen den Teilbildern darstellt.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei der genannte Wert die Berechnung einer Summe absoluter Differenzen von zeitlich unterschiedlichen Teilbilddaten umfasst.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei der genannte Schritt der Berechnung die Berechnung des genannten Wertes für zeitlich benachbarte Teilbilder umfasst.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei eines der genannten zeitlich benachbarten Teilbilder ein Teilbild eines ersten zusammengesetzten Bildes ist und wobei das andere der genannten zeitlich benachbarten Teilbilder ein Teilbild eines zweiten zusammengesetzten Bildes ist.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei der genannte Schritt der Berechnung das Berechnen des genannten Wertes für zeitlich nicht benachbarte Teilbilder umfasst.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei der genannte Schritt der Berechnung das Berechnen des genannten Wertes für Teilbilder mit übereinstimmenden Blickrichtungen umfasst.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die genannten zeitlich unterschiedlichen diagnostischen Ultraschall-Bildinformationen Teilbilder eines zusammengesetzten Bildes umfassen, und das Verfahren weiterhin den folgenden Schritt umfasst: Erfassen von Bezugsbilddaten basierend auf einer zeitlichen Verschachtelung mit den genannten Teilbildern, wobei die genannten Bezugsbilddaten verarbeitet werden, um das genannte Maß der Schallkopfbewegung zu erhalten.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die genannten Bezugsbilddaten Bezugslinien umfassen, die eine übereinstimmende räumliche Ausrichtung aufweisen.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei in dem genannten Schritt der Berechnung eines Wertes der genannte Wert auf der Basis einer interessierenden Region in für die räumliche Zusammensetzung benutzten Teilbildern berechnet wird.