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Die
Erfindung betrifft ganz allgemein die B-Mode-Bildgebung von biologischen Geweben.
Insbesondere betrifft die Erfindung Verfahren zum Optimieren eines
B-Mode-Ultraschallbildes
durch Anpassen der Sendepulssequenz basierend auf einer rechnergestützten Analyse
von Bilddaten.
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Herkömmliche
Ultraschallbildgebungssysteme umfassen ein Array von Ultraschalltransducerelementen,
die dazu dienen, einen Ultraschallstrahl abzustrahlen und anschließend den
von dem zu untersuchenden Objekt reflektierten Strahl zu empfangen. Ein
solches Abtasten beinhaltet eine Serie von Messungen, bei denen
die fokussierte Ultraschallwelle abgestrahlt wird, das System nach
einer kurzen Zeitspanne auf Empfangsmodus schaltet, und die reflektierte
Ultraschallwelle empfangen, strahlgebündelt und zur Anzeige verarbeitet
wird. Typischerweise werden die Abstrahlung und der Empfang während jeder
Messung in der gleichen Richtung fokussiert, um Daten aus einer
Reihe von Punkten entlang einer akustischen Strahl- oder Abtastzeile
zu erlangen. Der Empfänger
wird während
des Empfangs der reflektierten Ultraschallwellen dynamisch auf eine
Folge von Bereichen entlang der Abtastzeile fokussiert.
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Im
Falle der Ultraschallbildgebung weist das Array gewöhnlich eine
Anzahl von Transducerelementen auf, die in ein oder mehreren Zeilen
angeordnet sind und mit getrennten Spannungen betrieben werden.
Durch Wählen
der Zeitverzögerung
(oder Phase) und Amplitude der verwendeten Spannungen lassen sich
die einzelnen Transducerelemente in einer vorgegebenen Zeile steuern,
um Ultraschallwellen zu erzeugen, die sich vereinigen, um eine Nettoultraschallwelle
zu bil den, die sich entlang einer bevorzugten Vektorrichtung fortbewegt
und an einem ausgewählten
Punkt entlang dem Strahl fokussiert wird. Die Strahlformungsparameter
jedes Sendevorgangs können
variiert werden, um eine Veränderung des
maximalen Fokus zu ermöglichen
oder um in sonstiger Weise den Inhalt der empfangenen Daten für jeden
Sendevorgang zu ändern,
z.B. durch Abstrahlen aufeinanderfolgender Strahlen längs derselben
Abtastzeile, wobei der Brennpunkt jedes Strahls bezüglich des
Brennpunktes des vorhergehenden Strahls verschoben wird. Im Falle
einer gesteuerten Anordnung kann der Strahl mit seinem Brennpunkt durch
Verändern
der Zeitverzögerungen
und Amplituden der angelegten Spannungen in einer Ebene bewegt werden,
um das Objekt zu scannen. Im Falle eines linearen Feldes wird ein
senkrecht zu der Anordnung ausgerichteter fokussierter Strahl abtastend über das
Objekt geführt
(gescannt), indem die Öffnung
von einem Sendevorgang zum nächsten
translatorisch über
die Anordnung bewegt wird.
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Dieselben
Prinzipien kommen zur Anwendung, wenn die Transducersonde eingesetzt
wird, um in einem Empfangsmodus das reflektierte akustisches Signal
entgegenzunehmen. Die bei den Empfangstransducerelementen erzeugten
Spannungen werden summiert, so dass das Netto-Signal den Ultraschall
kennzeichnet, der von einem einzelnen Fokuspunkt in dem Objekt reflektiert
wird. Wie im Falle des Sendemodus wird dieser fokussierte Empfang der
Ultraschallenergie erzielt, indem auf das von jedem Empfangstransducerelement
stammende Signal eine gesonderte Zeitverzögerung (und/oder Phasenverschiebungen)
und gesonderte Verstärkungsgrade
angewandt werden.
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Ein
Ultraschallbild setzt sich aus mehreren Bildabtastzeilen zusammen.
Eine einzelne Abtastzeile (oder eine kleine örtlich begrenzte Abtastzeilengruppe)
wird akquiriert, indem fokussierte Ultraschallenergie an eine Stelle
in dem interessierenden Bereich abgestrahlt wird, und anschließend die
im Laufe der Zeit reflektierte Energie aufgenommen wird. Die fokussierte
Sendeenergie wird als ein Sendestrahl bezeichnet. Während der
Zeit nach einem Sendevorgang summieren ein oder mehrere Empfangsstrahlformer
die von jedem Kanal aufgenommene Energie kohärent auf, wobei die Phasendrehungen
oder -verzögerungen
dynamisch verändert
werden, um längs der
gewünschten
Abtastzeilen in Entfernungen, die zu der verstrichenen Zeit proportional
sind, eine maximale Empfindlichkeit hervorzubringen. Das sich ergebende
Muster fokussierter Empfindlichkeit wird als ein Empfangsstrahl
bezeichnet. Die Auflösung
einer Abtastzeile ergibt sich aus der Richtwirkung des zugehörigen Paars
von Sende- und Empfangsstrahlen.
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Im
Falle der B-Mode-Ultraschallbildgebung werden zweidimensionale Bilder
von Gewebe erzeugt, wobei die Helligkeit eines Pixels auf der Intensität eines
zurückgekehrten
Echos basiert. Die Ausgangssignale der Strahlformerkanäle werden
kohärent
aufsummiert, um für
jedes Abtastvolumen in der Objektregion oder in dem interessierenden
Volumen einen entsprechenden Pixelintensitätswert zu bilden. Diese Pixelintensitätswerte
werden logarithmisch komprimiert, scankonvertiert und anschließend als ein
Bild der gescannten Anatomie angezeigt.
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In
der B-Mode-Ultraschallbildgebung ist das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) besonders maßgebend
für die
Bildqualität.
Ein höheres
Signal/Stör-Verhältnis (SNR)
bedeutet bei einer vorgegebenen Bildgebungsfrequenz in der Regel
eine tiefere Penetration. In einer Abwandlung kann auf SNR mit Blick
auf eine verbesserte Auflösung
verzichtet werden, indem die Bildgebung mit einer höheren Frequenz
durchgeführt
wird. Herkömmliche
Ultraschallscanner unterstützen
häufig
zwei oder mehr Sendefrequenzen, die durch den Benutzer für die B-Mode-Bildgebung
ausgewählt
werden können.
Um eine maximale Auflösung
zu erzielen, können
im Falle eines "unproblematischen" Patiententypus höhere Frequenzen
verwendet werden, wohingegen für
einen "problematischen" Patiententypus niedrigere
Frequenzen verwendet werden, um die Penetration zu verbessern. Die
verschiedenen Sendefrequenzwellenformen können sich außerdem in
der Anzahl von Pulsen oder der Länge
des Bursts unterscheiden. Im Allgemeinen werden längere Bursts
(eine gesteigerte Dosierung) genutzt, um auf Kosten der Auflösung eine
verbesserte Penetration zu erreichen. Die vorgewählte oder Vorgabesendefrequenz
für eine
vorgegebene Sonde wird gewöhnlich
abhängig
von der Art der Anwendung gewählt.
In der Praxis sind die Unterschiede von Patient zu Patient jedoch
so groß, dass
die vorgewählte
Sendefrequenz in der Regel nicht optimal ist.
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Während Scanner
nach dem Stand der Technik dem Benutzer auswählbare Bildgebungsparameter,
beispielsweise Sendefrequenz, akustische Ausgangsdaten, TGC-Kurve,
Dynamikbereich und Bildrahmen-Mittelungspegel, zur Verfügung stellen,
die sämtliche
die Empfindlichkeit und Penetration der B-Mode-Bildgebung möglicherweise
erheblich beeinflussen, verfügt
die Sonographiefachkraft gewöhnlich nicht über die
Zeit (oder Ausbildung), um sämtliche dieser
Bedienungselemente vollkommen zu optimieren. Falls sich das Scannen
des Patienten als schwierig erweist, kann die Sonographiefachkraft rasch
auf die niedrigste Sendefrequenz zurückgreifen, oder auf eine Abtastung
mit geringerer Frequenz oder auf ein anderes Gerät umschalten. Falls andererseits
der aktuelle Scan akzeptabel ist, braucht sich der Benutzer nicht
um die Auswahl einer höheren Sendefrequenz
für eine
bessere Auflösung
zu kümmern.
Um den Bedienungskomfort und die Effizienz des Scanners zu verbessern,
besteht ein Bedarf, die Auswahl einiger der grundlegenden Bildgebungsparameter
basierend auf den tatsächlichen
Bilddaten zu automatisieren.
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung
zum Automatisieren der B-Mode-Sendewellenformeinstellung, einschließlich deren
Mittenfrequenz und/oder gesamten Pulslänge auf der Grundlage von tatsächlichen
Bilddaten. Zu dem Verfahren gehören
die Schritte einer Analyse des mittleren SNR und der räumlichen
Korrelationsstatistik in ausgewählten
Kernels der Bilddaten, um zu prüfen,
ob ein qualitativ hochwertiges Signal vorliegt. Durch Anordnung
eines oder mehrerer der Testkernels in verhältnismäßig großer Tiefe (d.h. in der Nähe des Grundes
des von dem Anwender gewählten
Bildtiefenbereichs) zeigen die Testgesamtergebnisse diejenige höchstauflösende Sendewellenform, die
sich bei gleichzeitiger Lieferung eines bis zu der gewünschten
Tiefe ausreichend starken Signals einsetzen lässt.
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Herkömmliche
Bildwandler bieten dem Benutzer gewöhnlich lediglich drei Sendefrequenzen zur
Auswahl an. Jeder Sendefrequenzvorgabewert legt einen Satz von Sendewellenformen
für unterschiedliche
Fokuszonen fest. Die mittlere Dauer (Periode) eines Zyklus innerhalb
einer vorgegebenen Wellenform bestimmt deren Mittenfrequenz. Für eine feste
Treiberspannung ist die gesamte Energie (Dosierung) proportional
zu der Länge
oder Gesamtzahl von Pulsen innerhalb der Sendewellenform. Mittels des
automatisierten Abstrahlverfahrens der vorliegenden Erfindung lässt sich
der optimale Satz von Sendewellenformen aus breiteren Bereichen
von Frequenzen und Längen
(d.h. Anzahl von Pulsen) von Sendewellenformen auswählen. Daher
ist das automatisierte Abstrahlverfahren potentiell in der Lage,
Wellenformen auszusenden, die besser an einen beliebigen speziellen
Körperbau
eines Patienten angepasst sind, was die Erzielung einer Bildqualität ermöglicht,
die mit herkömmlichen
Scannern nicht zu erreichen ist.
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In Übereinstimmung
mit dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
der Erfindung verwendet das Verfahren einer automatischen Anpassung
der Sendewellenform (Impulsfolge) ein Rauschmodell der gesamten
von dem Strahlformer, über
den B-Mode-Prozessor
bis hin zu dem Back-End-Videoprozessor verlaufenden B-Mode-Verarbeitungskette.
Im Wesentlichen nutzt das Rauschmodell die Tatsache, dass die primäre Rauschquelle
im Falle eines digitalen Scanners auf die Front-End-Elektronik (nämlich den
Vorverstärker)
zurückzuführen ist
und sich als Gaußsches
weißes
Rauschen modellieren lässt, dessen
RMS-Amplitude (für
eine übliche
Betriebstemperatur) genau kalibriert werden kann. Durch Nutzung
der Kenntnis der genauen Bandbreiten und Verstärkungsgrade des Systems an
vielfältigen Punkten
in dem Signalverarbeitungspfad, und des Displaydynamikbereichsvorgabewertes
und der Videograuskalenabbildung kann das Rauschmodell somit verwendet
werden, um die genaue (mittlere und Wahrscheinlichkeitsverteilung
der) Rauschpegelstatistik in dem B-Mode-Bild für eine beliebige Einstellung
des Bedienpultverstärkungsgrads
vorauszuberechnen.
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Gemäß den bevorzugten
Ausführungsbeispielen
wird ein Bild eingefroren, um die Abspeicherung eines aktuellen
Bildframes in einem Cine-Schleifenspeicher zu ermöglichen,
der dann durch den Host-Computer für eine Analyse ausgelesen werden
kann. Der Host-Computer ruft für
eine Anzahl von Testkernels innerhalb des Bildes die aktuelle Einstellung
sämtlicher
relevanter Parameter des Verstärkungsgrads,
der Empfangsöffnung
und der Bildanzeige ab. Ein Rauschmodell wird verwendet, um das
durchschnittliche Rauschniveau in jedem Kernel vorauszuberechnen.
Anschließend
berechnet der Host-Computer für
jeden Kernel die mittlere (oder Gesamt-) Pixelintensität und vergleicht
diese mit dem vorausberechneten mittleren (oder Gesamt-) Rauschpegel,
der ein Maß für das mittlere
SNR ist. Von einem Signal wird angenommen, dass es in einem Kernel
anwesend ist, falls seine mittlere Displaypixelintensität beträchtlich über dem
vorausberechneten durchschnittlichen Rauschniveau liegt. Andernfalls
wird angenommen, dass der Kernel lediglich Rauschen enthält, und
er wird verworfen. Für
jeden Kernel, dessen mittleres SNR oberhalb eines minimalen brauchbaren
Schwellwert liegt, wird (im Falle eines linearen Scannens) für jede horizontale
Zeile oder (im Falle eines Sektor-Scans) für jeden Bogen von Pixeln die
laterale, räumliche
Autokorrelationsfunktion berechnet. Diese Werte werden anschließend gemittelt,
um eine laterale, räumliche
Autokorrelationsschätzung
zu erhalten, deren Breite basierend auf der erwarteten Punktverwaschungsfunktion (PSF
= Point Spread Function) in dem Kernel mit einem theoretischen Wert
verglichen wird. Falls der Sendestrahl durch phasenverfälschende
Körperwandschichten
verfälscht/defokussiert
wird, sollte die räumliche
Korrelationsfunktionsschätzung
in den unterschiedlichen Testkernels eine Breite aufweisen, die
wesentlich größer ist
als diejenige der theoretischen PSF.
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In Übereinstimmung
mit einem alternativen bevorzugten Ausführungsbeispiel kann jede horizontale
Zeile von Pixelintensitäten
transformiert und in dem räumlichen
Frequenzbereich analysiert werden.
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Basierend
auf den vorausgehenden Analysen misst der Host-Computer anschließend die
Bildqualität
in jedem Testkernel. Der (für
unterschiedliche Sendefokuszonen) am besten geeignete Satz von Sendewellenformen
wird basierend auf der für
sämtliche
Testkernels kombinierten Bildqualitätsfestlegung aus einer Tabelle
von Sätzen
optimaler Sendewellenformen ausgewählt.
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Im
Folgenden werden anhand der beigefügten Zeichnungen Ausführungsbeispiele
der Erfindung beispielhaft beschrieben:
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1 zeigt
in einer schematischen Darstellung ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Bildgebungssystems
gemäß den bevorzugten
Ausführungsbeispielen
der Erfindung.
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2 zeigt
in einer schematischen Darstellung ein Blockschaltbild des Senders,
der in dem in 1 dargestellten System verwendet
wird.
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3 zeigt
in einer schematischen Darstellung ein Blockschaltbild eines B-Mode-Bild-Rauschmodells,
wie es zur Durchführung
der Einstellung (der Frequenz/Länge)
einer Sendewellenform gemäß den bevorzugten
Ausführungsbeispielen
der Erfindung verwendet wird.
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4 veranschaulicht
schematische einen Sektor-Scan, der drei Testkernels aufweist, die
in verschiedenen Tiefen und unter unterschiedlichen Winkeln ausgebreitet
sind, um in der automatischen Optimierung der Abstrahlung verwendet
zu werden.
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1 zeigt
ein Ultraschall-Bildgebungssystem gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der
Erfindung im Allgemeinen. Das System weist ein Transducerarray 2 auf,
das auf einer Anzahl getrennt getriebener Transducerelemente 4 basiert,
von denen jedes einen Ultraschallenergiestoß erzeugt, wenn es durch eine
von einem Sender 8 erzeugte gepulste Wellenform mit Energie
versorgt wird. Die von dem untersuchten Objekt zu dem Transducerarray 2 reflektierte
Ultraschallenergie wird durch jedes Empfangstransducerelement 4 in
ein elektrisches Signal umgewandelt und über einen Satz von Sende/Empfangs-(T/R)-Schaltern 6 getrennt
auf einen Empfänger 10 angewendet.
Die T/R-Schalter 6 sind gewöhnlich Dioden, die die Empfangselektronik
vor den durch die Sendeelektronik erzeugten hohen Spannungen schützen. Das
Sendesignal veranlasst die Dioden, das an den Empfänger ausgegebene
Signal zu sperren oder zu begrenzen. Der Sender 8 und der Empfänger 10 werden
unter der Kontrolle eines Host-Computers (d.h. Mastercontrollers) 26 betrieben.
Ein vollständiger
Scandurchlauf wird durchgeführt,
indem eine Serie von Echos akquiriert wird, wobei der Sender 8 momentan
auf EIN zeitgefiltert wird, um jedes Transducerelement 4 in
der Abstrahlöffnung
mit Energie zu versorgen, und die darauf durch jedes Transducerelement 4 erzeugten
Echosignale werden an den Empfänger 10 angewandt.
Der Empfänger 10 führt die
von jedem Transducerelement stammenden gesonderten Echosignale zusammen, um
ein einzelnes Echosignal her vorzubringen, das verwendet wird, um
auf einem Anzeigemonitor 22 eine Zeile in einem Bild hervorbringen.
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Die
Signaleingaben des Empfängers
sind die analogen Niederspannungs-HF-Signale von den Transducerelementen.
Der Empfänger
sorgt für
eine Analog-Digital-Konvertierung und für das Empfangsstrahlformen.
In Basisbandbildgebungssystemen wird das Strahlsummensignal an einen
Demodulator 12 ausgegeben, der das Strahlsummensignal in
Basisband-In-Phase-I
und Quadratur-Q-Empfangsstrahlen umwandelt. Die I- und Q-Schalldatenvektoren
von dem Demodulator 12 werden an entsprechende FIR-Filter 14 übergeben,
die mit Filterkoeffizienten programmiert sind, um ein Band von Frequenzen
durchzulassen, das vorzugsweise bei der Grundfrequenz f0 der
Sendewellenform oder bei einer (sub)harmonischen Frequenz davon
zentriert ist.
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Die
Vektoren von I- und Q-Schalldaten werden optional einem (nicht gezeigten,
jedoch gewöhnlich
zwischen dem Empfänger
und dem Filter angeordneten) TGC/LGC-Block unterworfen, der eine Zeitverstärkungsgradkompensation
und/oder einer Verstärkungsgradkompensation
in lateraler Richtung ermöglicht.
Die Zeitverstärkungsgradkompensation nimmt
an dem Bild in der axiale Richtung eine Feinabstimmung vor, indem
der Verstärkungsgrad
in Abhängigkeit
von der Tiefe (Zeit) für
sämtliche
empfangene Vektoren erhöht
oder verringert wird. Laterale Verstärkungsgradkompensation nimmt
an dem Bild in seitlicher Richtung eine Feinabstimmung vor, indem
der Verstärkungsgrad
in Abhängigkeit
von einer seitlichen Position (Strahl- oder Vektorposition) erhöht oder
verringert wird. In dem zuvor erwähnten Fall wird der Verstärkungsgrad
in kleinen Zeilen des Bildes gesteuert. In dem letzteren Fall wird
der letzteren Fall wird der Verstärkungsgrad in kleinen Sektoren
des Bildes gesteuert.
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Nach
der TGC/LGC werden die akustischen Daten an einen B-Mode-Prozessor 16 übermittelt, der
die I- und Q-Schalldaten
in eine logarithmisch komprimierte Version der Signalhüllkurve
umwandelt. Die B-Mode-Funktion bildet die zeitlich veränderliche
Amplitude der Hüllkurve
des Signals als eine Grauskala ab. Die Hüllkurve eines Basisbandsignals ist
der Betrag des Vektors, den I und Q repräsentieren. Der I,Q-Phasenwinkel
wird in der B-Mode-Anzeige nicht verwendet. Der Betrag (d.h. die
Intensität) des
Signals ist gleich der Quadratwurzel aus der Quadratsumme der senkrechten
Komponenten, d.h. (I2 + Q2)1/2.
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Die
B-Mode-Intensitätsdaten
werden an einen Scan-Transducer 18 ausgegeben,
der einen B-Mode-Schallzeilenspeicher,
an den sich ein X-Y-Displayspeicher anschließt. Der Schallzeilenspeicher
nimmt die verarbeiteten Vektoren von B-Mode-Intensitätsdaten
entgegen, interpoliert diese, falls erforderlich, und führt außerdem die
Koordinatentransformation der B-Mode-Intensitätsdaten von einem Polarkoordinaten-
(R-θ)-Sektorformat
oder Format eines linearen kartesischen Koordinatensystems zu geeignet
kalibrierten Pixelintensitätsdaten
eines kartesischen Koordinatendisplays durch, die in dem X-Y-Displayspeicher
gespeichert werden.
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Die
scankonvertierten Frames werden an einen Videoprozessor 20 übermittelt,
der die Pixelintensitätsdaten
in die Videoframerate umwandelt und die Pixelintensitätsdaten
anschließend
für eine
Videowiedergabe in eine Grauskalenabbildung transformiert. Ein herkömmliches
Ultraschall- Bildgebungssystem
verwendet gewöhnlich
vielfältige
Grauskalenabbildungen, die einfache Übertragungsfunktionen der unverarbeiteten
Intensitätsdaten
sind, um auf dem Schirm Grauwerte wiederzugeben. Die Grauwertbildframes
werden anschließend
zur Wiedergabe an den Anzeigemonitor 22 übermittelt.
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Die
auf dem Monitor 22 wiedergegebenen B-Mode-Bilder werden
anhand eines Bildframes von Daten erzeugt, in denen jedes Datenelement
die Intensität
oder Helligkeit eines entsprechenden Pixels in dem Display angibt.
Ein Bildframe kann z.B. auf einer 256 × 256-Datenmatrix basieren,
in der jedes Displaypixelintensitätsdatenelement eine die Pixelhelligkeit
kennzeichnende 8-Bit-Binärzahl
ist. Jedes Pixel weist einen Intensitätswert auf, der eine Funktion
des Rückstreuungsquerschnitts
eines entsprechenden Abtastvolumens in Reaktion auf ein Abfragen
von Ultraschallpulsen und der verwendeten Grauskalenabbildung ist.
Das wiedergegebene Bild stellt das Gewebe und/oder den Blutstrom
in einer Ebene dar, die durch den abzubildenden Körper verläuft.
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Aufeinanderfolgende
Frames von Displaypixelintensitätsdaten
werden auf der Grundlage des FIFO-Prinzips (d.h., zuerst Abgelegtes
wird als erstes bearbeitet) in einem Cine-Schleifenspeicher 24 gespeichert.
Die Speicherung kann kontinuierlich oder anlässlich eines externen Triggerereignisses
erfolgen. Der Cine-Schleifendspeicher 24 ist mit einem zirkulären Bildpuffer
vergleichbar, der im Hintergrund arbeitet, indem er Bilddaten aufnimmt,
die dem Benutzer in Echtzeit angezeigt werden. Wenn der Benutzer
(durch Betätigung
einer auf der Anwenderschnittstelle 28 vorhandenen geeigneten
Vorrichtung) das System "einfriert", ist er in der Lage,
Bilddaten anzusehen, die zuvor in dem Cine-Schleifendspeicher aufgenommen wurden.
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Die
Systemsteuerung ist zentral in einem Hostrechner 26 untergebracht,
der über
die Anwenderschnittstelle 28 (z.B. ein Bedienfeld) Bedienereingaben
entgegen nimmt und seinerseits die vielfältigen Subsysteme steuert.
Der Host-Computer 26 führt Funktionen
auf der Systemebene durch. Ein (nicht gezeigter) Systemsteuerbus
bildet die Schnittstelle zwischen dem Hostrechner und den Subsystemen.
Ein (nicht gezeigter) Scan-Controller gibt an die vielfältigen Subsystemen
in Echtzeit (Schallvektorraten-) Steuereingaben aus. Der Scan-Controller
wird durch den Hostrechner mit den Vektorfolgen und Synchronisationsoptionen
für Schall-Frame-Akquisitionen programmiert.
Der Scan-Controller steuert somit die Verteilung und Dichte des
Strahls. Der Scan-Controller übermittelt
die von dem Hostrechner erzeugten Strahlparameter über einen
(nicht gezeigten) Scansteuerbus an die Subsysteme.
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In Übereinstimmung
mit dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
der Erfindung wird die Optimierung der Abstrahlung durchgeführt, indem
ein digitaler Sendeimpulsfolgenspeicher 36 programmiert
wird (siehe 2). Jedes Transducerelement
in der Abstrahlöffnung
wird durch eine Pulswellenform gepulst, die durch einen entsprechenden
Pulsgenerator 30 in Reaktion auf eine entsprechende Sendeimpulsfolge
ausgegeben wird, die von dem Sendeimpulsfolgenspeicher 36 an
jenen Pulsgenerator ausgegeben wurde. Die Frequenz und Länge jeder
Pulswellenform ergibt sich aus der entsprechenden Sendeimpulsfolge.
Falls beispielsweise der Pulsgenerator 30 bipolar ist,
werden +1- und –1-Elemente
einer Sendeimpulsfolge durch den Pulsgenerator in Impulse mit entgegenge setzter
Phase transformiert, während
0-Elemente kein Impuls bedeuten. Die Tastzyklus- oder Impulsbreite
ist proportional zu der Anzahl von aufeinanderfolgenden +1- oder –1-Werten in der Sendeimpulsfolge.
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Gesteuert
durch den Host-Computer 26 treibt der Sender 8 das
Transducerarray, so dass die Ultraschallenergie als ein gerichteter
fokussierter Strahl abgestrahlt wird. Um eine Fokussierung zu erreichen,
werden den Pulsgeneratoren 30 durch einen Sendefokusverzögerungsblock 34 entsprechende Zeitverzögerungen
eingeprägt,
während
entsprechende Pulsamplituden durch einen Sendepegelsteuerungsblock 32 eingestellt
werden. Der Host-Computer 26 ermittelt die Bedingungen,
unter denen die Schallimpulse abzustrahlen sind. Anhand dieser Daten
werden die Sendefokusverzögerungs- bzw.
Sendepegelsteuerungsblöcke
die Zeitsteuerung und die Amplitude jedes der durch die Pulsgeneratoren 30 zu
erzeugenden Sendepulse bestimmen, während die Frequenz und Länge der
Sendepulse durch die Sendeimpulsfolgen bestimmt werden.
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Gemäß 1 übermitteln
die Pulsgeneratoren die Sendepulse über die T/R-Schalter 6 an
jedes der Elemente 4 des Transducerarrays 2. Durch
geeignetes Einstellen der Sendefokuszeitverzögerungen in einer herkömmlichen
Weise lässt
sich ein Ultraschallstrahl auf eine Sendefokusposition richten und
fokussieren.
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Das
Verfahren der automatischen Optimierung der Abstrahlung kann durch
den Host-Computer als Software implementiert werden. Ein Schlüsselkomponente
des Verfahrens basiert auf einem Rauschmodell der gesamten B-Mode-Verarbeitungskette
von dem Strahlformer über
den B-Mode-Prozessor
bis hin zu dem Back-End-Videoprozessor. Das Bild rauschmodell wird
für eine
vorgegebene Position (x, y) in dem B-Mode-Bildframe verwendet, um den
Rauschpegel (als eine B-Modeintensität oder als ein Grauwert) an
der betreffenden Position vorauszuberechnen. Im Falle herkömmlicher
digitaler Scanner basiert das Bildrauschmodell auf einigen Schlüsselkomponenten,
deren Einzelheiten von der speziellen Konstruktion des Subsystems
für einen
speziellen Scanner abhängen.
Die für
jede Komponente verwendeten Rauschpegel/Verstärkungsgrad-Berechnungen in
der Konstruktion von Systemen sind standardmäßig ausgeführt, weshalb im Folgenden lediglich
die Hauptfunktion jeder Komponente beschrieben wird.
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Ein
für die
Verwendung in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung
geeignetes B-Mode-Bildrauschmodell ist im Allgemeinen in 3 dargestellt.
Das Front-End-Rauschmodell
(Block 38) berechnet den Gaußschen Rauschpegel, der durch
die Front-End-Elektronik (z.B. den Vorverstärker) in einem einzelnen Empfangskanal
erzeugt wird, sowie ein der Analog-Digital-Konvertierung zugeordnetes eventuelles
Quantisierungsrauschen. Der analoge Elektronikrauschpegel wird häufig als
thermischer Rauschpegel bezeichnet und kann für einen vorgegebenen Temperaturbereich
genau kalibriert werden. Abhängig
von der elektrischen Impedanz des Transducers, der mit dem Front-End
verbunden ist, kann der thermische Rauschpegel eine flache spektrale Leistungsdichte
aufweisen oder auch nicht.
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Die
Anzahl der zu dem Rauschpegel beitragenden Empfangskanäle hängt von
der Größe der Empfangsöffnung ab,
die durch das Empfangsöffnungsmodell
(Block 40) basierend auf den bekannten Öffnungssteuerungsparametern
(d.h. F-Zahl und Schattenbildung) für die vorgegebene Sonde und
(x, y)- Schattenbildung)
für die
vorgegebene Sonde und (x, y)-Position
berechnet wird.
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Das
Front-End-Verstärkungsgradmodell (Block 42)
berechnet den gesamten Rauschpegel sämtlicher unabhängiger Empfangskanäle und bezieht
die Effekte sämtlicher
in dem Strahlformer vorhandener Filterverstärkungsgrade, beispielsweise eine
eventuelle TGC/LGC, mit ein.
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Das
B-Mode-Verarbeitungsmodell (Block 44) stellt den Rauschpegel
für die
Rauschpegelverstärkungsgrade
ein, die in dem B-Mode-Detektor und -filtern, einschließlich einer
Scankonvertierung, auftreten. Eine standardmäßige Rauschpegeltheorie besagt,
dass die erfasste Hüllkurve
eines Gaußschen Rauschens
der Rayleigh-Wahrscheinlichkeitsverteilung gehorcht, die durch ihre
Varianz vollständig
spezifiziert ist.
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Das
Displayverarbeitungsmodell (Block 46) ist für die Wirkungen
einer logarithmischen Kompression und Grauskalenabbildung zuständig und
gibt die für
die an der eingegebenen (x, y)-Position in dem Bild vorherberechnete
Rauschpegelverteilung aus.
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Das
oben beschriebene Rauschmodell wird durch den Host-Computer abgearbeitet.
Vor der Abarbeitung des Rauschmodells muss der Host-Computer sämtliche
relevanten internen und externen Systemvorgabewerte auslesen, beispielsweise
die aktuelle TGC-Kurve, die Sendefokuszonenpositionen, die Bildtiefe,
die Empfangsöffnung,
den Displaydynamikbereichvorgabewert und den Grauskalenabbildungsvorgabewert.
Der Host-Computer speist diese Parameter anschließend in
die vielfältigen
Komponenten des Bildrauschmodells ein.
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Der
Host-Computer führt
außerdem
den Algorithmus der automatischen Optimierung der Abstrahlung durch.
Es wird angenommen, dass für
das Scannen des Patienten die Wahl der voreingestellten (vorgewählten) Sendefrequenz
verwendet wird, die möglicherweise
nicht optimal ist. Die automatische Optimierung der Abstrahlung
kann über
einen einzigen Druckknopf (oder eine frei belegbare Funktionstaste)
aktiviert werden. Die Hauptschritte in dem Algorithmus der Optimierung
der Abstrahlung gemäß einem
bevorzugten Ausführungsbeispiel
werden im folgenden erläutert.
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In
Antwort auf eine Aktivierung der Funktion der automatischen Optimierung
der Abstrahlung wird das Bild momentan eingefroren, um eine Abspeicherung
eines oder mehrerer der zuletzt gewonnenen Bildframes in dem Cine-Schleifenspeicher
zu ermöglichen,
der dann durch den Host-Computer
für eine Analyse
ausgelesen werden kann. Falls mehr als ein Bildframe verwendet wird,
wird eine Mittelwert gebildet, um vor einer Bildanalyse statistische
Schwankungen auszugleichen.
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Der
Host-Computer legt anschließend
innerhalb des Bildframes (sei dieser einzeln oder gemittelt) eine
Anzahl von Testkernels fest. 4 zeigt
die Position von Testkernels 50 in Bezug auf ein Sektor-Scan-Bild 48.
Wie aus 4 zu entnehmen, können die
Testkernels 50 indem Bild 48 an verschiedenen
Positionen angeordnet sein, wobei mindestens eine Position sich
in der Nähe
des Grundes des Bildkeiles befindet. Es ist bevorzugt, mehr als
einen Testkernel zu verwenden, da ein beliebiger Kernel möglicherweise
zufällig
innerhalb einer reflexionsfreien Region (z.B. in einem Hohlraum)
liegt, was zu einem Alarm führen kann,
der fehlerhaft eine unzureichende Penetration des gesendeten Strahls
anzeigt. Jeder der Testkernels sollte (hinsichtlich der Pixelanzahl) ausreichend
groß sein,
um die Dimensionen der erwarteten PSF innerhalb des Kernels bei
dem Pegel von etwa –30
dB mehrere Male abzudecken. Der PSF-Schätzwert kann durch standardmäßige Strahlprofilsimulationen
oder durch eine experimentelle Kalibrierung vorbestimmt sein. Die
Testkernelabmessungen sind im Falle eines Sektor- oder krummlinigen
Scans (wie in 4 gezeigt) vorzugsweise durch übereinstimmende
Bereichs- und Vektorwinkelabstände
definiert; im Falle eines linearen Scans sind die Testkernels Rechtecke
oder Quadrate.
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Der
Host-Computer ruft anschließend,
wie zuvor beschrieben, für
jeden Testkernel die aktuellen Einstellungen sämtlicher relevanter Systemparameter
der Verstärkungsgrade,
Empfangsöffnung
und Bildanzeige ab. Diese Vorgabewerte können gewöhnlich aus sonstigen Systemprogrammen
ausgelesen oder anhand bekannter Systemparameter berechnet werden.
Diese Parameterwerte werden in das Rauschmodell eingegeben, um das
durchschnittliche Rauschniveau in jedem Testkernel vorauszuberechnen.
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Der
Host-Computer berechnet anhand der aus dem Cine-Schleifenspeicher ausgelesenen Daten
für jeden
Testkernel die Durchschnittspixelintensität. Anschließend berechnet der Host-Computer
für jeden
Testkernel das Verhältnis
der Durchschnittspixelintensität
zu dem vorherberechneten mittleren Rauschpegelverhältnis. Dieses
ist kennzeichnend für das
SNR in jedem Testkernel.
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Falls
das SNR in einem vorgegebenen Testkernel oberhalb eines minimalen
akzeptablen Schwellwerts (z.B. 15 dB) liegt, berechnet der Host-Computer
für jede
horizontale Zeile (im Falle eines linearen Scans) oder für jeden
Bogen (im Falle eines Sektor- oder krummlinigen Scans) von Pixeln
in dem Testkernel außerdem
die laterale, räumliche
Autokorrelationsfunktion, und bildet den Mittelwert jener Werte,
um eine laterale, räumliche
Autokorrelationsschätzung
zu erhalten. Der Host-Computer ermittelt anschließend die
Breite der Korrelationsfunktionsschätzung (z.B. die Breite bei –6 dB) und
vergleicht diese (basierend auf der erwarteten PSF in dem Kernel)
mit dem theoretischen Wert. Falls der Sendestrahl durch phasenverfälschende
Grundkörperwandschichten
verfälscht/defokussiert
wird, sollte die räumliche
Korrelationsfunktionsschätzung
in den vielfältigen
Testkernels eine Breite aufweisen, die wesentlich größer ist
als diejenige der theoretischen PSF. Optional kann die räumliche
Korrelationsfunktionsberechnung längs der axialen Richtung wiederholt
werden.
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In Übereinstimmung
mit alternativen bevorzugten Ausführungsbeispielen kann jede
horizontale Zeile oder jeder Bogen von Pixelintensitäten transformiert
und in dem räumlichen
Frequenzbereich analysiert werden. Die Fouriertransformation der
räumlichen
Korrelationsfunktion sollte identisch zu dem Leistungsspektrum der
Pixelintensitäten
des Raumbereichs sein.
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Allgemeine
Praxis ist es, den von einem beliebigen streuenden Gewebemedium
rückgestreuten Ultraschall
durch ein Gaußsches
Zufallsverfahren zu beschreiben, das durch dessen Statistik erster
Ordnung (d.h. einer Amplitudenstatistik, die den Mittelwert und
die Varianz beinhaltet) und durch dessen Statistik zweiter Ordnung
(d.h. der räumlichen
Korrelation) vollständig
spezifiziert werden kann. Daher stellen die durch den Host-Computer
ausgeführten Analysen,
wie sie oben dargelegt sind, sämtliche
Daten zur Verfügung,
um die Bildqualität
in jedem Kernel zu messen. Durch Anwenden einer geeigneten Schwellwertlogik
basierend auf dem SNR und den Breiten räumlicher Korrelation kann jedes
Testkernel entsprechend einer mehrstufigen Bildqualitätsskala klassifiziert
werden. Für
jedes Bildqualitätsniveau kann
ein (für
unterschiedliche Fokuszonen) optimaler Satz von Sendewellenformen
vorbestimmt werden. Basierend auf der kombinierten Bildqualitätsfestlegung
für sämtliche
Testkernels wird der am besten geeignete Sendewellenformsatz ausgewählt. Falls beispielsweise
sämtliche
Testkernels ein unzureichendes SNR aufweisen, kann das Bildqualitätsrating
am niedrigsten sein, wobei hierfür
automatisch die niedrigste Frequenz oder die längste Sendewellenform aktiviert
werden kann. Falls das SNR andererseits sogar bei dem tiefsten Testkernel
beispielsweise 10 dB oberhalb des "guten SNR-Pegels" liegt, kann automatisch ein kürzerer Sendeburst
abgestrahlt werden, der 10 dB mehr Dämpfungsverlust vertragen sollte
als die aktuelle Sendewellenform, um die Auflösung in großer Tiefe zu maximieren. In einer
Abwandlung wird, falls lediglich ein Testkernel vorhanden ist, der
optimale Sendewellenformsatz ausgewählt, der dem Bildqualitätsniveau
jenes einzelnen Testkernels entspricht.
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Die
vorausgehenden bevorzugten Ausführungsbeispiele
wurden zum Zwecke einer Veranschaulichung offenbart. Veränderungen
und Modifikationen des Konzepts der Erfindung werden dem Fachmann
ohne weiteres einleuchten. Beispielsweise ist die erfindungsgemäße Funktion
der automatisierten Optimierung der Abstrahlung nicht auf eine Durchführung in
einem Basisbandsystem beschränkt,
sondern kann in Systemen verwirklicht werden, in denen das HF-Signal
ohne eine Demo dulation zu einem Basisband verarbeitet wird. Darüber hinaus
ist die Erfindung nicht auf eine Verarbeitung von Displayintensitätsdaten
beschränkt.
Im Falle von Systemen, bei denen die akustische oder R-θ-Daten (vor
einer Scankonvertierung) in einem Cine-Schleifenspeicher gespeichert
werden, lässt
sich der Algorithmus der automatischen Optimierung der Abstrahlung
auf die unverarbeiteten akustischen Daten anstelle der Pixelintensitätsdaten
anwenden. Die Erfindung findet ebenfalls Anwendung in Fällen, wo
sich die Sendewellenformen für
unterschiedliche Fokuszonen nicht ändern.
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In
dem in den Ansprüchen
verwendeten Sinne bezieht sich der Begriff "akustische Daten" auf das bei einem beliebigen Ort zwischen
dem Transducer und dem Scan-Transducer
empfangene Signal; und der Begriff "Pixelintensitätsdaten" bezieht sich auf die scankonvertierten
Signale vor der Grauskalenabbildung. Der Begriff "Signal enthaltender
Kernel", bezeichnet
in dem in den Ansprüchen
verwendeten Sinne einen Kernel, der eine Durchschnittspixelintensität aufweist,
die das für
dasselbe Kernel vorausberechnete durchschnittliche Rauschniveau
um ein vorbestimmtes Quantum überschreitet.
Es ist ferner klar, dass eine Berechnung des Pixelintensitätsgesamtwerts
innerhalb eines Kernels mit der Berechnung der Durchschnittspixelintensität, wie sie
in den Ansprüchen
aufgeführt
ist, äquivalent
ist.