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Diese
Erfindung bezieht sich allgemein auf die Ultraschallbildgebung der
menschlichen Anatomie zum Zwecke der medizinischen Diagnose. Insbesondere
bezieht sich die Erfindung auf ein Verfahren und ein Gerät zur harmonischen
Gewebebildgebung und auf Verfahren und ein Gerät zur Abbildung eines Fluidflusses
mit oder ohne Einsatz von Kontrastmitteln.
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Konventionelle
Ultraschallscanner erzeugen zweidimensionale B-Modus-Bilder von
Gewebe, bei welchen die Helligkeit eines Pixels von der Intensität des zurückgeworfenen
Echos abhängt.
Konventionelle B-Modus-Bilder werden aus einer Kombination von Grund-Signalkomponenten
und harmonischen Signalkomponenten erzeugt, wobei es sich bei Ersteren
um direkte Echos eines übertragenen
Impulses handelt und die Letzteren in einem nichtlinearen Medium
wie Gewebe von einer Ultraschallübertragung mit
feiner Amplitude generiert werden. In bestimmten Fällen, wie
z. B. bei adipösen
Patienten, können
Ultraschallbilder verbessert werden, indem die Grund-Signalkomponenten
unterdrückt
und die harmonischen Signalkomponenten verstärkt werden.
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Harmonische
Gewebebildgebung ist in einem Artikel von Averkiou et al. mit dem
Titel „A
new imaging technique based on nonlinear properties of tissues", Proc. 1997 IEEE
Ultrasonic Symposium, vorgeschlagen worden. Es ist bekannt, dass
die Ausbreitung von Schallwellen in biologischen Geweben auf nichtlineare
Weise erfolgt, was zu der Generierung von Harmonischen führt. Bei
der harmonischen Gewebebildgebung wird Energie bei einer Grundfrequenz
f0 übertragen,
und mit der Energie einer zweiten harmonischen Schwingung 2f0 wird ein Bild erzeugt. Zu den Charakteristiken
des auf nichtlineare Weise generierten zweiten harmonischen Strahls
gehört
eine schmalere Strahlbreite, Seitenkeulen, die im Vergleich zum
Grund-Signal niedriger sind, sowie die Strahlenformung in einem
kumulativen Prozess, d. h. das zweite harmonische Signal entzieht
dem Grund-Signal während
der Ausbreitung kontinuierlich Energie. Diese Charakteristiken tragen
zu einer Verbesserung der axialen Auflösung, einer Reduktion von multiplen
Reflexionen aufgrund von Übertragungsöffnungen
und zur Reduktion von Störechos bei,
die aufgrund von Unregelmäßigkeiten
in den Gewebe- und Hautschichten auftreten.
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Konventionelle
Ultraschallbildgebungssysteme weisen auch einen so genannten „Farbfluss"-Modus auf, mit Hilfe
dessen der Blutfluss oder die Bewegung von Gewebe abgebildet werden
kann. Bei konventionellen Ultraschall-Flussbildgebungsverfahren wird
entweder das Dopplerprinzip oder ein Zeitbereich-Kreuzkorrelations-Verfahren angewendet,
um die durchschnittliche Fließgeschwindigkeit
abzuschätzen,
die dann farblich gekennzeichnet über ein Bild im B-Modus gelegt
angezeigt wird.
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Die
Messung des Blutflusses im Herzen und den Gefäßen unter Verwendung des Dopplereffektes ist
wohlbekannt. Die Frequenzverschiebung der zurückgestreuten Ultraschallwellen
kann verwendet werden, um die Geschwindigkeit der Rückstreuungen
von Gewebe oder Blut zu messen. Die Veränderung oder Verschiebung der
rückgestreuten
Frequenz steigt, wenn Blut zum Wandler hin fließt, und sinkt, wenn Blut vom
Wandler weg fließt.
Die Dopplerverschiebung kann so verarbeitet werden, dass die durchschnittliche
Fließgeschwindigkeit
eingeschätzt
werden kann, welche unter Verwendung von verschiedenen Farben angezeigt
wird, welche dazu dienen, die Fließgeschwindigkeit und -richtung
zu kennzeichnen. Der Farbfluss-Geschwindigkeitsmodus Geschwindigkeitsmodus
zeigt hunderte von benachbarten Probevolumen gleichzeitig an, die
allesamt farbkodiert werden, so dass sie die Geschwindigkeit jedes
Probevolumens darstellen.
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Gemäß einem
bekannten Bildgebungssystem werden beim Farbflussmodus mehrere Sendungen
für jeden
Brennpunkt verwendet. Ein Hochpasswandfilter, der auf ein Paket
von bis zu 16 Übertragungen
einwirkt, weist Echos von sich langsam bewegendem Gewebe oder Gefäßwänden zurück, so dass
der dynamische Signalbereich für
die nachfolgende Flussverarbeitung reduziert wird, wobei der Kasai-Autokorrelationsalgorithmus
oder ein Kreuzkorrelations-Algorithmus verwendet wird, um die durchschnittliche
Fließgeschwindigkeit
einzuschätzen.
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Obgleich
quantitative Geschwindigkeitsinformationen bei der konventionellen
Farbflussbildgebung gewonnen werden können, ist bei ihr die Möglichkeit,
physische Fließbewegungen
zu sehen, durch ihre Fähigkeit
zur Zurückweisung
unerwünschter
Echos, ihrer Auflösung,
Framefrequenz und ihrer lediglich axialen Fließempfindlichkeit eingeschränkt.
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In
der Vergangenheit sind digitale Subtraktionsverfahren zur Abbildung
von sich bewegenden Reflektoren bei der Bildgebung im B-Modus vorgeschlagen
worden (siehe Ishihara et al. „Path
Lines in Blood Flow Using High-Speed Digital Subtraction Echography", Proc. 1992 IEEE
Ultrason. Symp., S. 1277-1280, und Ishihara et al. High-Speed Digital Subtraction
Echography: Principle and Preliminary Application to Arteriosclerosis,
Arrhythmia and Blood Flow Visualization", Proc. 1990 IEEE Ultrason. Symp., S.
1473-1476). Allerdings wird bei diesen Verfahren eine Frame-to-Frame-Subtraktion
verwendet, was zu einem Wandfilter führt, der eine extrem niedrige
Sperrfrequenz hat. Die niedrige Sperrfrequenz tritt aufgrund der
lan gen Zeitverzögerung
zwischen benachbarten Frames auf, was keine adäquate Unterdrückung der
Signale von sich langsam bewegendem Gewebe oder Gefäßwenden
gewährleistet.
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US-Patent Nr. 5632277 , das
Chapman et al. zugeschrieben wird, stellt ein nichtlineares Bildgebungssystem
vor, bei dem Phaseninversionssubtraktion verwendet wird. Bei dem
Chapman-Patent werden „erste
und zweite Ultraschallimpulse, die alternativ in das abzubildende
Testobjekt übertragen
werden" verwendet,
und es wird die besondere Ausführungsform
der Übertragung
und Summierung zweier Impulse beim Empfang aufgeführt, die
sich um 180° unterscheiden.
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Für den medizinischen
Ultraschall sind Kontrastmittel entwickelt werden, um die Diagnose
der traditionell schwer abzubildenden Gefäßanatomie zu vereinfachen.
Die Verwendung von Kontrastmitteln wird beispielsweise von Jong
et al. in „Principles
and Recent Developments in Ultrasound Contrast Agents", Ultrasonics, Vol.
29, S. 324-380 (1991), diskutiert. Die Mittel, bei denen es sich
typischerweise um Mikrobläschen
handelt, deren Durchmesser sich im Bereich von 1–10 Mikrometern bewegt, werden
in den Blutstrom injiziert. Da das Rückstreusignal der Mikrobläschen viel
größer ist
als das der Blutzellen, werden Mikrobläschen als Marker verwendet,
um die Abbildung des Blutflusses zu ermöglichen. Ein Verfahren zur
weiteren Isolation von Echos von diesen Mitteln besteht in der Verwendung
von (sub)harmonischen Komponenten des reflektierten Echos, die viel größer sind
als die harmonischen Komponenten des umgebenden Gewebes, welches
keine Kontrastmittel enthält.
[Siehe z. B. Newhouse et al. „Second
Harmonic Doppler Ultrasound Blood Perfusion Measurement", Proc. 1992 IEEE
Ultrason. Symp., S. 1175-1177; und Burns et al. "Harmonic Power Mode Doppler Using Microbubble
Contrast Agents: An Improved Method for Small Vessel Flow Imaging", Proc. 1994 proved
Method for Small Vessel Flow Imaging", Proc. 1994 IEEE Ultrason. Symp., S.
1547-1550.]
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US-Patent Nr. 5706816 von
Hwang et al. stellt ein Verfahren und Gerät für die Ultraschallbildgebung
vor, bei dem harmonische Kontrastmittel, z. B. gasgefüllte Mikrobläschen, verwendet
werden. Ultraschallimpulse von entgegengesetzter Polarität werden
in aufeinander folgenden Sendungen übertragen. Die entsprechenden
Echosignale werden summiert, um das harmonische Antwortsignal zu
extrahieren, welches auf das injizierte Kontrastmittel zurückgeführt werden
kann.
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WO 96/04589 beschreibt
ein digitales Übertragungsstrahlformungssystem
mit multiplen Strahlenübertragungsfähigkeiten.
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EP 0 770 352 beschreibt
Geräte
und Verfahren für
die Ultraschallbildgebung bei Kontrastmitteln.
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Es
besteht Bedarf an einem Verfahren für harmonische Kontrastbildgebung,
in welchem Grund-Signale oder zweite harmonische Signale vom Kontrastfluss
mit unterdrückten
Hintergrundgewebesignalen und schwachen Motionflash-Artefakten visualisiert
werden können.
Dazu ist es notwendig, dass das Bildgebungssystem einen hohen dynamischen
Bereich, die Fähigkeit
zur Zurückweisung der
Störechos
von stationärem
oder sich langsam bewegendem Gewebe bzw. Gefäßwänden, eine hohe Auflösung sowie
eine hohe Framefrequenz und Flussempfindlichkeit in alle Richtungen
aufweist. Es besteht auch Bedarf an einem Verfahren der harmonischen
Gewebebildgebung, bei dem harmonische Signale visualisiert werden
können,
die durch eine nichtlineare Ausbreitung von Gewebe generiert werden.
Zusätzlich
besteht ein Bedarf an einem Verfahren zur Visualisierung von Grund-Signalen
vom Blutfluss (ohne Kontrastmit tel) im B-Modus bei geringem Auftreten
von Motionflash-Arfefakten. Ferner besteht der Bedarf an einem programmierbaren
Ultraschallbildgebungssystem, das selektiv harmonische Kontrastbildgebung,
harmonische Gewebebildgebung und Flussbildgebung im B-Modus durchführen kann.
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Verschiedene
Aspekte und Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden in den angehängten Patentansprüchen definiert.
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Das
Verfahren und Gerät
werden zur selektiven Durchführung
von harmonischer Kontrastbildgebung, harmonischer Gewebebildgebung
und Flussbildgebung im B-Modus geliefert, wobei bei den bevorzugten
Ausführungsformen
während
der Übertragung
phasenkodierte Anregung und beim Empfang selektive Firing-to-Firing-Filterung,
d. h. „Slowtime"-Filterung, benutzt
wird. „Slowtime"-Filterung in Kombination
mit Übertragungsphasen,
die sich über den
Satz von Sendungen hinweg verändern,
resultiert in unterschiedlichen effektiven „Slowtime"-Filtern, die den verschiedenen Modi
innerhalb des reflektierten Signals entsprechen. Die Übertragungsphasen
und die „Slowtime"-Filtergewichtungen
sind so beschaffen, dass sie die gewünschten Modi selektiv verbessern,
während
sie andere unterdrücken. Insbesondere
wird eine Sequenz von Breitbandimpulsen mit unterschiedlichen Phasen
(und möglicherweise
unterschiedlichen Amplituden) zu einer Übertragungsbrennpunktposition über mehrere
Sendungen hinweg übertragen,
und der Satz von empfangenen strahlengeformten Signalen wird mit
einem Satz von (möglicherweise
komplexen) skalaren Gewichtungen multipliziert, bevor dieser Satz
von gewichteten strahlengeformten Signalen zur nachfolgenden Verarbeitung
summiert wird, um eine Bildabtastlinie zu bilden. Ein vollständiges Bild
wird erzeugt, in dem diese Prozedur für mehrere Übertragungsbrennpunktpositionen
in der Region von Interesse wiederholt wird.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung wird der „Slowtime"-Filter als finiter
Impulsantwortsignalfilter (FIR) ausgeführt, der einen ersten Satz
von Filterkoeffizienten für
die Filterung des Empfangssignals, der als Resultat einer ersten phasenkodierten
Sendung erzeugt wurde, sowie einen zweiten Satz von Filterkoeffizienten
zur Filterung des Empfangssignals empfängt, der als Resultat einer
zweiten phasenkodierten Übertragungszündung erzeugt
wurde. Der erste Satz von Filterkoeffizienten wird gebildet, indem
jede aus einem festgelegten Satz von Filterkoeffizienten mit einer
ersten skalaren Gewichtung multipliziert wird; und der zweite Satz von
Filterkoeffizienten wird gebildet, indem jede aus einem festgelegten
Satz von Filterkoeffizienten mit einer zweiten skalaren Gewichtung
multipliziert wird. Die Übertragungsphasen
und die skalaren „Slowtime"-Gewichtungen sind
als Funktion von drei verschiedenen Anwendungen programmierbar,
nämlich der
harmonischen Kontrastbildgebung, der harmonischen Gewebebildgebung
und Flussbildgebung im B-Modus.
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Bei
der harmonischen Kontrastbildgebung möchte der Sonograph Grund-Signale
oder zweite harmonische Signale vom Kontrastfluss mit unterdrückten Hintergrundgewebesignalen
und wenig Motionflash-Artefakten sehen. Dies kann auf folgende Weisen
erzielt werden:
(1) durch Hochpassfilterung des zweiten harmonischen
Signals und Unterdrückung
eines wesentlichen Anteils des Grund-Signals, was in einer guten Unterdrückung der
Hintergrundgewebesignale resultiert; (2) durch Hochpassfilterung
des Grund-Signals und
des zweiten harmonischen Signals, was in guter Hintergrundunterdrückung, aber
in stärkeren
Motionflash-Artefakten resultiert; oder (3) durch Hochpassfilterung
oder Unterdrückung
des Grund-Signals und Allpassfilterung des zweiten harmonischen
Signals, was in mehr Gewebehintergrund (von dem zweiten harmonischen
Signal) resultiert, aber harmonische Signale selbst der sich am
langsamsten bewegenden Kontrastmittel anzeigt.
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Bei
der harmonischen Gewebebildgebung besteht das Ziel darin, harmonische
Signale (insbesondere das erste harmonische Signal) zu erkennen, die
durch nichtlineare Ausbreitung generiert werden. Dies wird erreicht,
indem ein wesenlicher Anteil des Grund-Signals unterdrückt und
ein wesentlicher Anteil des zweiten harmonischen Signals hindurchgelassen
wird.
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Schließlich besteht
das Ziel bei der Flussbildgebung im B-Modus in der Visualisierung der fundamentalen
Signale vom Blutfluss (ohne Kontrastmittel) mit minimalen Motionflash-Artefakten. Dies
wird durch Hochpassfilterung des Grund-Signals und Allpassfilterung
des zweiten harmonischen Signals erreicht, wodurch Flash-Atefakte
ausgeglichen werden.
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Die „Slowtime"-Filterung sollte
vorzugsweise durch einen FIR-Filter
mit einem B-Modus-Bild-Durchgang erfolgen. Die „Slowtime"- oder Firing-to-Firing-Filterung ermöglicht einen
längeren FIR-Filter
zur besseren Störecho-Unterdrückung, während er
gleichzeitig die Sperrfrequenz auf einen nützlichen Bereich erhöht.
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In
Folgenden werden Ausführungsformen der
Erfindung unter Heranziehung von Beispielen und unter Verweis auf
die dazugehörigen
Zeichnungen beschrieben, für
welche gilt:
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1 ist
ein Blockdiagramm eines konventionellen Ultraschallbildgebungssystems.
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2 ist
ein Blockdiagramm von Abschnitten eines Ultraschallbildgebungssystems
gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung.
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3 ist
ein Flussdiagramm, das die „Slowtime"-Filterung mit B-Modus-Durchgang
gemäß einer anderen
bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung zeigt.
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4–11 sind
Graphen, die das Filterantwortsignal (als eine Funktion der normalisierten Slowtime-Frequenz)
in Reaktion auf den Grund-Modus (durchgehende Linien), das zweite
harmonische Signal (gestrichelte Linien) und das zweite harmonische
Signal (gepunktete Linien) zeigen. Die Übertragungsphasen und die „Slowtime"-Filtergewichtungen lauten
wie folgt: 4) [0°, 180°, 0°, 180°] und [0,4, 1, 1, 0,4]; 5)
[0°, 90°, 0°, 180°] und [0,4,
1, 1, 0,4] (mit "Slowtime"-Filterphasen [0°, 90°, 0°, 0°]); 6) [0°, 180°, 180°, 0°] und [0,4,
1, –1, –0,4]; 7)
[0°, 180°] und [1,
1]; 8) [180°,
0°, 180°] und [0,5,
1, 0,5]; 9) [0°, 0°, 180°, 180°] und [1, 1, 1, 1]; 10)
[0°, 180°, 180°, 0°] und [1,
1, 1, 1]; 11) [0°, 180°, 0°, 180°] und [1, 1, –1, –1].
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Die
vorliegende Erfindung kann in einem Ultraschallbildgebungssystem
des Typs integriert werden, wie er in 1 abgebildet
ist. Dieses Bildgebungssystem umfasst eine Wandleranordnung 10, die
aus einer Vielzahl von separat angetriebenen Wandlerelementen 12 besteht,
von denen jedes einen Burst von Ultraschallenergie erzeugt, wenn
es durch eine von dem Sender 14 erzeugte gepulsten Wellenform
energetisiert wird. Die Ultraschallenergie, die von dem untersuchten
Objekt zur Wandleranordnung 10 zurückreflektiert wird, wird von
jedem empfangenden Wandlerelement 12 in ein elektrisches
Signal umgewandelt und durch einen Satz von Übertragungs-/Empfangs(Ü/E)-Schaltern 18 separat auf
einen Empfänger 16 angewendet.
Bei den ÜE-Schaltern 18 handelt
es sich typischerweise um Dioden, welche die Empfangselektronik
vor der hohen Spannung schützen,
die von der Übertragungselektronik
generiert wird. Das Übertragungssignal
bewirkt, dass die Dioden das Signal zum Empfänger ganz einstellen oder begrenzen.
Der Sender 14 und der Empfänger 16 werden durch
die Steuerung mit einem Hauptregler 20 bedient, der auf
Befehle eines menschlichen Bedieners reagiert. Eine vollständige Abtastung
wird durchgeführt,
indem eine Serie von Echos erfasst wird, bei denen der Sender 14 momentan
auf ON geschaltet wird, um jedem Wandlerelement 12 Energie
zuzuführen,
und die nachfolgenden Echosignale, die von jedem Wandlerelement 12 erzeugt
werden, werden an den Empfänger 16 weitergegeben.
Ein Kanal kann mit dem Empfang beginnen, während ein anderer Kanal noch
immer überträgt. Empfänger 16 kombiniert
die einzelnen Echosignale von jedem Wandlerelement, um ein einzelnes Echosignal
zu erzeugen, das verwendet wird, um eine Linie in einem Bild auf
einem Displaymonitor 22 zu erzeugen.
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Über die
Steuerung mittels Hauptregler 20 reguliert der Sender 14 die
Wandleranordnung 10 so, dass die Ultraschallenergie in
Form eines ausgerichteten fokussierten Strahls übertragen wird. Um dies zu
erreichen, wird eine Vielzahl von Impulsgebern 24 durch
einen Übertragungsstrahlenformer 26 entsprechenden
Zeitverzögerungen
unterworfen. Hauptregler 20 bestimmt die Bedingungen, unter
denen die akustischen Impulse übertragen
werden sollen. Mit Hilfe dieser Information bestimmt der Übertragungsstrahlenformer 26 die
Zeitgebung und die Amplituden jedes Übertragungsimpulses, der von
den Im pulsgebern 24 generiert werden soll. Die Amplituden
jedes Übertragungsimpulses
werden von einem Apodisierungs-Generierungsschaltkreis 36 generiert,
bei dem es sich um einen Hochspannungsregler handeln kann, der die
an jeden Impulsgeber ausgegebene Energieversorgungsspannung einstellt.
Die Impulsgeber 24 senden wiederum die Übertragungsimpulse an jedes
der Elemente 12 der Wandleranordnung 10, und zwar über die ÜE-Schalter 18,
welche die Timegain-Control(TGC)-Verstärker 28 vor den hohen Spannungen
schützen,
die innerhalb der Wandleranordnung vorhanden sein können. Durch
eine auf eine konventionelle Weise durchgeführte geeignete Anpassung der Übertragungsbrennpunktzeitverzögerungen
und auch eine Anpassung der Apodisierungsgewichtungen kann ein Ultraschallstrahl
ausgerichtet und fokussiert werden, so dass ein Übertragungsstrahl entsteht.
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Die
Echosignale, die von jedem Ultraschallenergie-Burst erzeugt werden,
werden von Objekten reflektiert, die sich in benachbarten Bereichen
entlang jedes Übertragungsstrahls
befinden. Die Echosignale werden von jedem Wandlerelement 12 separat
erkannt, und eine Abfragung der Größe des Echosignals zu einem
bestimmten Zeitpunkt gibt die Stärke
der Reflexion an, die in einem bestimmten Bereich auftritt. Aufgrund
der Unterschiede in den Ausbreitungswegen zwischen dem Reflexionspunkt
und jedem Wandlerelement 12 werden die Echosignale nicht
gleichzeitig erfasst, und deren Amplituden werden nicht gleich sein.
Empfänger 16 verstärkt die
einzelnen Echosignale über
einen entsprechenden TGC-Verstärker 28 in
jedem Empfangskanal. Die verstärkten
Echosignale werden dann in einen Empfangsstrahlenformer 30 eingespeist.
Jeder Empfangskanal des Empfangsstrahlenformers ist durch einen
entsprechenden TGC-Verstärker 28 mit
einem entsprechenden Wandlerelement 12 verbunden.
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Über die
Steuerung mittels Hauptregler 20 verfolgt der Empfangsstrahlenformer 30 die
Richtung des übertragenen
Strahls nach, wobei er die Echosignale in einer Folge von Bereichen
entlang jedes Strahls abtastet. Der Empfangsstrahlenformer 30 unterzieht
jedes verstärkte
Echosignal einer geeigneten Zeitverzögerung, liefert eine dynamische
Apodisierung beim Empfang und summiert die verzögerten und apodisierten Echosignale,
um ein summiertes Echosignal zu liefern, das eine genaue Angabe
der Gesamtultraschallenergie darstellt, die von einem Punkt reflektiert
wird, der sich in einem bestimmten Bereich entlang des Ultraschallstrahls
befindet. Die Empfangsfokuszeitverzögerungen werden unter Verwendung
von spezialisierter Hardware in Echtzeit berechnet oder werden aus
einer Referenztabelle abgelesen. Die Empfangskanäle sind auch mit Schaltkreisen
zur Filterung der empfangenen Impulse ausgestattet. Die zeitverzögerten Empfangssignale
werden dann summiert und an einen Signalprozessor 32 geliefert.
Der Signalprozessor 32 wandelt die summierten Empfangssignale
in Displaydaten um. Im B-Modus (Grauskala) ist dies die Hüllkurve
des Signals mit etwas zusätzlicher
Verarbeitung, wie z. B. Kantenverstärkung und logarithmische Kompression. Ein
Scanwandler 34 empfängt
die Displaydaten vom Signalprozessor 32 und wandelt die
Daten zur Anzeige in das gewünschte
Bild um. Genauer gesagt wandelt der Scanwandler 34 die
akustischen Bilddaten von dem polaren Koordinaten(R-θ)-Sektorformat oder
der kartesischen Koordinaten-Linearanordnung mit einer Videorate
in geeignet skalierte kartesische Koordinaten-Displaypixeldaten
um. Diese scan-umgewandelten akustischen Daten werden dann zur Anzeige
an den Displaymonitor 22 geliefert, der die zeitvariierten
Amplituden der Signalhüllkurve
in Form einer Grauskala abbildet.
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2 zeigt
Abschnitte eines Ultraschallbildgebungssystems gemäß der vorliegenden
Erfindung. In diesem System wird jedes Wandlerelement in der Übertragungsöffnung N-mal
durch einen entsprechenden Multiphasen-Impulsgeber 24' (z. B. einen bipolaren
Impulsgeber) gemäß der Übertragungskodes
gepulst, die in einem Übertragungssequenzspeicher 38 gespeichert
sind. Beispielsweise werden die Wandlerelemente während einer
ersten Sendung gemäß einem
ersten Übertragungskode
und während
einer zweiten Sendung gemäß einem
zweiten Übertragungskode
gepulst, wobei erster und zweiter Übertragungskode als Phasenkodierung
(z. B. Polaritätsumkehrung)
auf einen konventionellen Übertragungsimpuls
angewendet werden. Die Impulsgeber 24' steuern die Elemente 12 der
Wandleranordnung 10 so, dass die erzeugte Ultraschallenergie
für jede Sendung
an derselben Übertragungsbrennpunktposition
fokussiert wird. Um dies zu erreichen, werden die entsprechenden
gepulsten Wellenformen, die gemäß den Übertragungskodes
von den Impulsgebern erzeugt werden, identischen Übertragungsbrennpunktzeitverzögerungen 36 unterzogen.
Durch eine geeignete Anpassung der Übertragungsbrennpunktzeitverzögerungen
auf eine konventionelle Art und Weise können die Ultraschallstrahlen
auf eine Vielzahl von Übertragungsbrennpunktpositionen
fokussiert werden, um eine Abtastung in einer Bildgebungsebene zu
bewirken.
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Die
Echosignale von den Wandelelementen 12 werden für jede Übertragung
in entsprechende Empfangskanäle 40 des
Empfangsstrahlenformers eingespeist.
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Über die
Steuerung mittels Hauptregler 20 (1) verfolgt
der Empfangsstrahlenformer 30 die Richtung des übertragenen
Strahls nach. Der Empfangsstrahlenformer unterzieht die empfangenen Echosignale
geeigneten Empfangsfokus-Zeitverzögerungen 42 und
summiert sie, um ein Echosignal zu liefern, das eine genaue Angabe
der Gesamtultraschallenergie darstellt, die von einer bestimmten Übertragungsbrennpunktposition
entlang einem Übertragungsstrahls
reflektiert wird. Die zeitverzögerten
Empfangssignale werden für
jede der N Sendungen, die auf eine bestimmte Übertragungsbrennpunktposition
fokussiert sind, in einem Empfangssummierer 44 summiert.
Das summierte Empfangssignal für
jede der N Sendungen wird dann aufeinander folgend an einem „Slowtime"-Filter 46 übermittelt, der
alle N Sendungen filtert und dann ein gefiltertes Signal an den
Signalprozessor 32 liefert. Signalprozessor 32 bildet
die Hüllkurve
dieses gefilterten Signals. Nach der Nachbearbeitung (zu der auch
Kantenverstärkung
und logarithmische Kompression gehört) und der Scanumwandlung
wird auf dem Displaymonitor 22 (1) eine
Abtastlinie angezeigt. Dieser Vorgang wird wiederholt, so dass eine
entsprechende Abtastlinie für
jede Übertragungsbrennpunktposition
(im Falle einer Übertragungsbrennpunktposition
für jeden
Strahlenwinkel) oder für
jeden Übertragungsvektor
(im Falle von mehreren Übertragungsbrennpunktpositionen
für jeden Übertragungsvektor)
angezeigt wird.
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Gemäß den bevorzugten
Ausführungsformen
der Erfindung umfasst der „Slowtime"-Filter 46 einen
FIR-Filter 48, der einen Eingang aufweist, der mit dem
Ausgang des Empfangssummierers 44 verbunden ist, und einen
Vektorsummierer 50 aufweist, der einen Eingang hat, der
mit dem FIR-Filter 48 und einem Ausgang verbunden ist,
welcher mit dem Signalprozessor 32 in Verbindung steht.
Der FIR-Filter weist M-Filteranschlüsse zum Empfang eines entsprechenden
Satzes von M-Filterkoeffizienten für jede Sendung auf. Die Filterkoeffizienten
für die
n-te Sendung sind anc0,
anc1, ..., ancm-1, wobei an die
skalare Gewichtung für
die n-te Sendung, n = 0, 1, ..., N-1, und c0,
c1, ..., cM-1 ein
Satz von Filterkoeffizienten ist, die so ausgewählt sind, dass der FIR-Filter 48 ein gewünschtes
Frequenzband im Empfangssignal hindurchlässt. Die skalaren Gewichtungen
a0, a1, ..., aN-1 bewirken, dass der „Slowtime"-Filter die einer Bandpassfilterung
unterzogenen Signale als eine Funktion des harmonischen Modus und
der Streuungsgeschwindigkeiten passieren lässt oder abschwächt. Die
Filterkoeffizienten anc0,
anc1, ..., ancm-1 werden für jede Sendung
mit Hilfe des Hauptreglers aus einem Filterkoeffizientenspeicher 52 an
den Filter übermittelt.
Beispielsweise wird für
die erste Sendung ein Satz von Filterkoeffizienten a0c0, a0c1,
..., a0cM-1 an den
FIR-Filter geliefert; für
die zweite Sendung wird der Satz von Filterkoeffizienten a1c0, a1c1, ..., a1cM-1 an den FIR-Filter geliefert usw. Die
Filterkoeffizienten lassen sich je nach der diagnostischen Anwendung programmieren.
Unterschiedliche Sätze
von Filterkoeffizienten können
in Referenztabellen im Hauptreglerdatenspeicher gespeichert werden,
und der gewünschte
Satz von Koeffizienten kann von einem Systembediener ausgewählt werden.
Für Anwendungen,
bei denen die Anzahl von Sendungen N = 2 beträgt, werden einer oder mehrere
Sätze von
Filterkoeffizienten in einem Datenspeicher gespeichert, wobei ein
Satz von Filterkoeffizienten vor der ersten Sendung an den FIR-Filter übertragen
wird und ein anderer Satz von Filterkoeffizienten nach der ersten Sendung
und vor der zweiten Sendung an den FIR-Filter übertragen wird (wenn dieselbe
skalare Gewichtung auf zwei Sendungen zutrifft, kann für beide
Sendungen derselbe Filterkoeffizientensatz verwendet werden). Ebenso
werden für
Anwendungen, bei denen die Anzahl von Sendungen N > 2 beträgt, zwei
oder mehr Sätze
von Filterkoeffizienten in einem Datenspeicher gespeichert. Die
nachfolgenden FIR-Filterausgangsignale für N Sendungen werden in einem
Vektorsummierer 50 akkumuliert. Das Ausgangssignal des
Vektorsummierers wird dann einer konventionellen B-Modus-Verarbeitung
unterzogen, gefolgt von einer Scanumwandlung und Anzeige.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung wird Firing-to-Firing (d. h. „Slowtime")-Filterung mit der Übertragungsphasenkodierung
kombiniert, um ein verbessertes Ultraschallbild zu erzeugen. Der „Slowtime"-Filter reagiert
unterschiedlich auf die verschiedenen Modi (Grund-Signal, zweites
subharmonisches Signal, zweites harmonisches Signal, drittes harmonisches
Signal usw.) des reflektierten Signals, weil die Übertragungsphasen
sich über
den Satz von Sendungen hinweg verändern. Dadurch wird es ermöglicht, die Übertragungsphasen
und „Slowtime"-Filter so einzurichten, dass
gewünschte
Modi selektiv verbessert werden, während andere unterdrückt werden.
Genauer gesagt ist es so, dass wenn das übertragene Signal durch den
Phasenterm exp[jθi] ausgedrückt wird, wobei i = 0,1, ...,
N-1 gilt, das k-te (sub)harmonische Signal einen Phasenterm exp[jk(-1) θi], i = 0, 1, ..., N-1 hat. So ist, wenn
die „Slowtime"-Filterkoeffizienten
ai1 i = 0, 1, N-1 sind, der effektive „Slowtime"-Filter für das k-te
(sub)harmonische Signal aiexp[jk( -1 ) θi],, i = 0, 1, ..., N-1, wobei es eine Übertragungsfunktion
hat, die von dem spezifischen Modus k abhängt.
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Das
System der vorliegenden Erfindung hat drei verschiedene Anwendungsgebiete:
die harmonische Kontrastbildgebung, die harmonische Gewebebildgebung
und B-Flussbildgebung. Die Übertragungsphasen
und „Slowtime"-Filtergewichtungen können für jede Anwendung
ausgewählt
werden, um eine gewünschte
Filterung des Grund-Signals und des (sub)harmonischen Signals zu
erreichen. Die „Slowtime"-Filterantwortsignale
für verschiedene
bevorzugte Ausführungsformen
werden in 4–11 gezeigt.
Das „Slowtime"-Filterantwortsignal
auf den Grund-Modus wird mit durchgehenden Linien, auf das zweite
harmonische Signal mit gestrichelten Linien und auf das zweite subharmo nische Signal
mit gepunkteten Linien angezeigt. Die horizontale Achse entspricht
einer normalisierten „Slowtime"-Frequenz, während die
vertikale Achse die Größe des „Slowtime"-Filterausgangs darstellt. Der erwartete
Bereich von normalisierten Betriebsfrequenzen bewegt sich im Bereich
von ±0,2.
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Bei
der harmonischen Kontrastbildgebung werden aus gasgefüllten Mikrobläschen bestehende Kontrastmittel
ins Blut injiziert, um als Marker zur Abbildung des Blutflusses
zu dienen. Hier will man Grund-Signale oder zweite harmonische Signale vom
Kontrastfluss mit unterdrückten
Hintergrundgewebesignalen und wenig Motionflash-Artefakten erkennen.
Die Breitbandimpulse, die in einer Sequenz zu einer bestimmten Übertragungsbrennpunktposition übertragen
werden, sind phasenkodiert. Genauer gesagt werden N Impulse, die
an einer Frequenz von f0 zentriert sind,
an jede Übertragungsbrennpunktposition übertragen.
Beim Empfang extrahiert ein „Slowtime"-Filter das (sub)harmonische
Flusssignal für
alle N Übertragungen.
Genauer gesagt wird ein Satz von „Slowtime"-Filtergewichtungen a0,
a1, ..., aM-1 ausgewählt, so
dass der M-Eingangs-„Slowtime"-FIR-Filter 48 im Wesentlichen
alle gewünschten harmonischen
oder subharmonischen Frequenzen der Signale durchlässt, die
von Medien reflektiert werden, die sich mit bestimmten Geschwindigkeiten bewegen,
während
Signale bei Grund-Frequenzen im Wesentlichen unterdrückt werden.
Wenn die übertragene
Zentralfrequenz bei f0 liegt, dann generieren die
Gewebe/Kontrast-Nichtlinearitäten
harmonische Signale bei kf0, wobei k eine
Ganzzahl ist, die größer oder
gleich 2 ist. Außerdem
können
subharmonische Signale bei Frequenzen f0/k
durch Kontrastbläschendestruktion
generiert werden.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung wird harmonische Kontrastbildgebung erreicht, indem das
zweite harmonische Signal hochpassgefiltert und das Grund-Signal
vollständig
unterdrückt
wird, was in einer guten Unterdrückung
von Hintergrundgewebesignalen resultiert, wie aus 6 ersichtlich
ist. Das Antwortsignal, das in 6 gezeigt
wird, wurde unter Anwendung der Übertragungsphasen
[0°, 180°, 180°, 0°] und Filtergewichtungen
[0,4, 1, –1, –0,4] erfasst.
In 6 wird der Fall gezeigt, bei dem zusätzlich zur
Unterdrückung
des Grund-Signals stationäre
Komponenten des (sub)harmonischen Signals im Wesentlichen durch einen
Kerbfilter blockiert werden. Diese bevorzugte Ausführungsform
ist für
die nichtlineare Bildgebung von nichtstationären Fliessregionen nützlich,
und insbesondere für
die Bildgebung von in den Blutstrom injizierten Kontrastmitteln.
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In
einer anderen bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird harmonische Kontrastbildgebung durch die Hochpassfilterung
sowohl des Grund-Signals als auch des zweiten harmonischen Signals
erzielt, was in einer besseren Fliessempfindlichkeit, aber größeren Motionflash-Artefakten
resultiert, wie in 11 zu erkennen ist. Das in 11 gezeigte
Antwortsignal wurde unter Verwendung der Übertragungsphasen [0°, 180°, 0°, 180°] und der
Filtergewichtungen [1, 1, –1, –1] erfasst.
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In
anderen bevorzugten Ausführungsformen der
Erfindung wird harmonische Kontrastbildgebung durch die Hochpassfilterung
oder Unterdrückung
des Grund-Signals und die Allpassfilterung des zweiten harmonischen
Signals erreicht, was in mehr Gewebehintergrund (vom zweiten harmonischen
Signal) resultiert, wobei aber selbst harmonische Signale der sich
am langsamsten bewegenden Kontrastmitteln abgebildet werden. Beispiele
für diesen
Modus werden in 4, 5 und 7–10 gezeigt.
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Das
in 4 gezeigte Antwortsignal wurde unter Verwendung
der Übertragungsphasen
[0°, 180°, 0°, 180°] und der
Filtergewichtungen [0,4, 1, 1, 0,4] erfasst; das in 5 gezeigte
Antwortsignal wurde unter Verwendung der Übertragungsphasen [0°, 90°, 0°, 180°] und der
Filtergewichtungen [0,4, 1, 1, 0,4] sowie Filterphasen [0°, 90°, 0°, 0°] erfasst;
das in 7 gezeigte Antwortsignal wurde unter Verwendung
der Übertragungsphasen
[0°, 180°] und der
Filtergewichtungen [1, 1] erfasst; das in 8 gezeigte Antwortsignal
wurde unter Verwendung der Übertragungsphasen
[180°, 0°, 180°] und der
Filtergewichtungen [0,5, 1, 0,5] erfasst; das in 9 gezeigte Antwortsignal
wurde unter Verwendung der Übertragungsphasen
[0°, 0°, 180°, 180°] und der
Filtergewichtungen [1, 1, 1, 1] erfasst; und das in 10 gezeigte
Antwortsignal wurde unter Verwendung der Übertragungsphasen [0°, 180°, 180°, 0°] und der
Filtergewichtungen [1, 1, 1, 1] erfasst. Das in 5 gezeigte
Antwortsignal wurde unter Verwendung eines komplexen Filters erfasst.
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Bei
der harmonischen Gewebebildgebung besteht das Ziel darin, harmonische
Signale (insbesondere das zweite harmonische Signal) zu erkennen,
die durch nichtlineare Ausbreitung von Gewebe generiert werden.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird
dies durch die vollständige
Unterdrückung
des Grund-Signals und das vollständige
Durchlassen des zweiten harmonischen Signals erreicht. Zu diesem
Zweck können
die Übertragungsphasenkodes
und „Slowtime"-Filtergewichtungen verwendet werden,
die von 4, 5, 8 und 10 dargestellt
werden. Die Übertragungsphasenkodes
und „Slowtime"-Filtergewichtungen,
welche das in 7 gezeigte Antwortsignal erzeugen,
können
ebenfalls verwendet werden, wobei allerdings Flashmotion-Artefakte
in größerem Maße auftreten.
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Schließlich besteht
das Ziel bei der Flussbildgebung im B-Modus darin, Grund-Signale vom Blutfluss
(ohne Kontrastmittel) mit minimalen Flashmotion-Artefakten zu visualisieren.
In einer bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird dies durch die Hochpassfilterung des Grund-Signals
und Allpassfilterung des zweiten harmonischen Signals erreicht. Indem
das zweite harmonische Signal hindurchgelassen wird, werden die
Flash-Artefakte abgeschwächt.
Zu diesem Zwecke können
die in 7 oder 9 dargestellten Übertragungsphasenkodes und „Slowtime"-Filterungsgewichtungen
verwendet werden.
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Gemäß einer
weitern bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird das Flussbild im B-Modus über ein konventionelles B-Modus-Bild gelegt. Dadurch
wird es dem Diagnostiker ermöglicht,
den Blutfluss während
der medizinischen Diagnose in Relation zu bekannten anatomischen
Referenzpunkten zu beobachten. Dieser B-Modus-Durchgang wird erreicht,
indem eine der „Slowtime"-Filtergewichtungen
gestört
(gezielt verändert)
wird. Beispielsweise kann die Gewichtung a0 für die erste
Sendung (oder für
eine beliebige andere Sendung) durch einen Wert α gestört werden, wie in 3 gezeigt.
Dieser B-Modus-Durchgang
macht es möglich,
das Flussbild zur Anzeige über
ein konventionelles B-Modus-Bild zu legen. Alternativ kann das Flussbild
zur Anzeige farblich gekennzeichnet über ein konventionelles B-Modus-Bild
gelegt werden.
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Das
Zeitintervall zwischen jedem der N Übertragungen pro Brennpunktposition
kann durch den Benutzer gesteuert werden, um die „Slowtime"-Filter-Sperrfrequenz
zu bestimmen. Ein längeres
Intervall zwischen jeder der N Übertragungen
zu einer bestimmten Brennpunktposition resultiert in einer niedrigeren Sperrfrequenz
mit einer höheren
Empfindlichkeit auf Fliessbewegungen mit niedriger Geschwindigkeit.