NO862342L - PROCEDURE AND APPARATUS FOR IMPROVING A PICTURE. - Google Patents
PROCEDURE AND APPARATUS FOR IMPROVING A PICTURE.Info
- Publication number
- NO862342L NO862342L NO862342A NO862342A NO862342L NO 862342 L NO862342 L NO 862342L NO 862342 A NO862342 A NO 862342A NO 862342 A NO862342 A NO 862342A NO 862342 L NO862342 L NO 862342L
- Authority
- NO
- Norway
- Prior art keywords
- signal
- output
- circuit
- amplitude
- echo
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 23
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 claims description 5
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 3
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 3
- 238000012886 linear function Methods 0.000 claims description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims 1
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 21
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 9
- 238000007792 addition Methods 0.000 description 8
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 5
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 4
- 238000005755 formation reaction Methods 0.000 description 3
- 238000012285 ultrasound imaging Methods 0.000 description 3
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 238000013329 compounding Methods 0.000 description 2
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 2
- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 description 2
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 206010027476 Metastases Diseases 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000001934 delay Effects 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 230000005865 ionizing radiation Effects 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 241000894007 species Species 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000010186 staining Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52053—Display arrangements
- G01S7/52057—Cathode ray tube displays
- G01S7/5206—Two-dimensional coordinated display of distance and direction; B-scan display
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52023—Details of receivers
- G01S7/52025—Details of receivers for pulse systems
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52023—Details of receivers
- G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S13/00—Systems using the reflection or reradiation of radio waves, e.g. radar systems; Analogous systems using reflection or reradiation of waves whose nature or wavelength is irrelevant or unspecified
- G01S13/88—Radar or analogous systems specially adapted for specific applications
- G01S13/89—Radar or analogous systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S13/90—Radar or analogous systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging using synthetic aperture techniques, e.g. synthetic aperture radar [SAR] techniques
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8997—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using synthetic aperture techniques
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Lubrication Of Internal Combustion Engines (AREA)
Description
Den foreliggende oppfinnelse vedrører en fremgangsmåte for fremskaffelse av et bilde av et område som undersøkes, ved hvilken fremgangsmåte bølgepulser som blir fremskaffet av en pulskilde for koherente bølger, blir ført inn i området, idet ekkobølgene fra reflektorer i området blir mottatt og et tilsvarende elektrisk ekkosignal blir fremskaffet i hvert tilfelle. Oppfinnelsen vedrører også et apparat for utførelse av fremgangsmåten. The present invention relates to a method for obtaining an image of an area being examined, in which method wave pulses that are produced by a pulse source for coherent waves are introduced into the area, the echo waves from reflectors in the area being received and a corresponding electrical echo signal is provided in each case. The invention also relates to an apparatus for carrying out the method.
Blant fremgangsmåter av den ovenfor angitte art blir ultralyd-billeddannelse av organer, som eksempel, brukt i økende grad ved medisinske diagnoser. Fordelene ved ultralyd-billeddannelse i forhold til X-strålefremgangsmåter er at der benyttes ikke-ioniserende stråling, at mykt vev kan avbildes uten kontrastmidler, at avbilding i sann tid er mulig, og at ultralyd-utstyr er tilgjengelig til forholdsvis lav pris. Among methods of the above-mentioned kind, ultrasound imaging of organs, for example, is increasingly used in medical diagnoses. The advantages of ultrasound imaging compared to X-ray methods are that non-ionizing radiation is used, that soft tissue can be imaged without contrast agents, that real-time imaging is possible, and that ultrasound equipment is available at a relatively low price.
Medisinsk utltralyd-diagnose har idag nådd et nivå som mu-liggjør utbredt klinisk bruk. Billedkvaliteten er imidlertid forringet, blant annet av flekkstøy som markeres ved et granulært utseende av ultralyd-bildene, og som utgjør en hindring med hensyn til vevsdifferensiering. Små strukturer eller grensesnitt som treffes under en ugunstig vin-kel, kan ikke gjenkjennes på grunn av billedflekkene, Medical ultrasound diagnosis has today reached a level that enables widespread clinical use. However, the image quality is degraded, among other things by speckle noise which is marked by a granular appearance of the ultrasound images, and which constitutes an obstacle with regard to tissue differentiation. Small structures or interfaces encountered at an unfavorable angle cannot be recognized due to the image spots,
dvs. en granulær struktur hos et ultralyd-bilde. Dette er en artefakt fremskaffet ved koherensen hos ultralyd. Flekkdannelse er idag hovedhinderet med hensyn til å gjenkjenne detaljer på ultralyd-bilder. På grunn av flek-kene har signal/støy-forholdet for et ultralydbilde en verdi på bare 1.91 (C.B. Burckhardt), "Speckle in Ultrasound B-Mode Seans", IEEE Trans, on Sonics and Ultrasonics, vol. SU-25, 1978, side 1-6). Flekkdannelse har således en ugunstig virkning på gjenkjennelsen av små og/ eller lavkontrast-strukturer, f.eks. metastaser. Forskjellige fremgangsmåter er derfor allerede blitt fore-slått i den hensikt å reduserse flekkdannelse, men de er i.e. a granular structure in an ultrasound image. This is an artifact produced by the coherence of ultrasound. Smudge formation is today the main obstacle with regard to recognizing details on ultrasound images. Because of the speckles, the signal-to-noise ratio of an ultrasound image has a value of only 1.91 (C.B. Burckhardt), "Speckle in Ultrasound B-Mode Sessions", IEEE Trans, on Sonics and Ultrasonics, vol. SU-25, 1978, pages 1-6). Staining thus has an unfavorable effect on the recognition of small and/or low-contrast structures, e.g. metastases. Various methods have therefore already been proposed with the aim of reducing spotting, but they are
alle beheftet med visse ulemper. Fremgangsmåtene som benyttes hittil og deres ulemper er som følger: all fraught with certain disadvantages. The methods used so far and their disadvantages are as follows:
1. Lavpassfiltrering av billedsignaler:1. Low-pass filtering of image signals:
Ved denne fremgangsmåte blir der med hensyn til amplituden av billedsignalene tatt et gjennomsnitt over et antall av flekk-korn, slik at fluktuasjonene for slike amplituder blir redusert. Denne fremgangsmåte blir lite brukt fordi resultatet er redusert oppløsning. In this method, with regard to the amplitude of the image signals, an average is taken over a number of spot grains, so that the fluctuations for such amplitudes are reduced. This method is rarely used because the result is reduced resolution.
2. Gjennomsnittstagning av billedsignalene over en flerhet av bilder som er opptegnet ved forskjellige frekvenser: Dette er kjent som frekvenssammensetnings-fremgangsmåten (P.A. Magnin, O.T. von Ramm, F.L. Thurstone, "Frequency Compunding for Speckle Contrast Reductions in Phased 2. Averaging the image signals over a plurality of images recorded at different frequencies: This is known as the frequency compounding method (P.A. Magnin, O.T. von Ramm, F.L. Thurstone, "Frequency Compounding for Speckle Contrast Reductions in Phased
Array Images", Ultrasonic Imaging, vol. 4, 1982, side 267-281). Fordi bildene blir opptegnet ved forskjellige frekvenser, vil flekkdannelsene ved de forskjellige bilder være vesentlig ukorrelerte ved denne fremgangsmåte (avhengig av overlappingen av frekvensbåndene) og det gjen-nomsnittlige bilde viser mindre flekker. Imidlertid er denne fremgangsmåte beheftet med følgende ulemper: Et bredbåndsystem er nødvendig for opptegning av bild er ved en flerhet av frekvenser. Fordi ultralyd-absorbr sjonen i vevet øker med økende frekvens, er antallet av brukbare frekvenser teoretisk begrenset. - Bredbåndsystemet kunne brukes for å gi bedre langsgående oppløsning. Oppdeling i en flerhet av frekvensbånd gir en langsgående oppløsning som er mindre enn den maksimalt mulige oppløsning. 3. Gjennomsnittstagning av billedsignalene over en flerhet av bilder opptegnet fra forskjellige retninger: Dette er prinsippet for den sammensatte avsøkningsmetode (C.B. Burckhardt, "Specie in Ultrasound B-Mode Seans", IEEE Trans, on Sonics and Ultrasonics, vol. SU-25, 19 78, side 1-6; D.P. Shattuck and O.T. von Ramm, Ultrasonic Imaging 4, 1982, side 93-107). Selv om denne fremgangsmåte gir en betydelig reduksjon med hensyn til flekkdannelse og således en tilsvarende forbedring av billedkvaliteten, er den beheftet med følgende ulemper: Kompleksiteten ved en anordning for bruk av denne frem gangsmåte er mye større enn kompleksiteten med hensyn til en normal ultralyd-anordning. Array Images", Ultrasonic Imaging, vol. 4, 1982, pages 267-281). Because the images are recorded at different frequencies, the speckle formations in the different images will be essentially uncorrelated with this method (depending on the overlap of the frequency bands) and it re- the average image shows less speckle However, this method suffers from the following disadvantages: A broadband system is required for image recording is at a plurality of frequencies. Because ultrasound absorption in the tissue increases with increasing frequency, the number of usable frequencies is theoretically limited. - The broadband system could be used to provide better longitudinal resolution. Division into a plurality of frequency bands provides a longitudinal resolution that is less than the maximum possible resolution. 3. Averaging the image signals over a plurality of images recorded from different directions: This is the principle of the composite scanning method (C.B. Burckhardt, "Specie in Ultrasound B-Mode Sessions", IEEE Trans, on Sonics and Ultrasonics, vol. SU-25, 19 78, pages 1-6; D. P. Shattuck and O. T. von Ramm, Ultrasonic Imaging 4, 1982, pages 93-107). Although this method provides a significant reduction with regard to spotting and thus a corresponding improvement in image quality, it is subject to the following disadvantages: The complexity of a device for using this forward procedure is much greater than the complexity with respect to a normal ultrasound device.
Der kreves mere tid for opptegning av bilder i forskjellige retninger, og således vil den maksimale mulige bil-ledhastighet falle. More time is required for recording images in different directions, and thus the maximum possible image speed will drop.
Den struktur som skal fremvises, må være "synlig" for ultralyd over et forholdsvis stort vinkelområde, dvs. der kreves et større "ultralyd-vindu" enn sammenlignet med vanlige fremgangsmåter. The structure to be displayed must be "visible" to ultrasound over a relatively large angular range, i.e. a larger "ultrasound window" is required than compared to conventional methods.
Ultralyd-billeddannelse er ikke den eneste billeddannelse-fremgangsmåte som møter flekkdannelses-problemet. Lignen-de billeddannelse-fremgangsmåter som opererer med koherent stråling, dvs. radar, er også beheftet med dette problem. Spesielt skal nevnes "Synthetic Aperture Radar" (W.M. Brown, J.L. Porcello, "An Introduction to Synthetic Aperture Radar", IEEE Spectrum vol. 6, 1969, side 52-62). Ultrasound imaging is not the only imaging method that faces the speckle problem. Similar imaging methods that operate with coherent radiation, i.e. radar, are also affected by this problem. Special mention should be made of "Synthetic Aperture Radar" (W.M. Brown, J.L. Porcello, "An Introduction to Synthetic Aperture Radar", IEEE Spectrum vol. 6, 1969, pages 52-62).
Hensikten med den foreliggende oppfinnelse er å skaffe en fremgangsmåte og apparat av den ovenfor angitte art, ved hjelp av hvilke billedflekkdannelser kan reduseres uten de ulemper som tidligere kjente teknikker er beheftet med. The purpose of the present invention is to provide a method and apparatus of the type indicated above, by means of which image spotting can be reduced without the disadvantages that previously known techniques are afflicted with.
I den forbindelse er der i henhold til oppfinnelsen anvendt en fremgangsmåte som erkarakterisert vedat: a) et første utsignal som representerer amplitudeinfor-mas jonen for ekkosignalet, fremskaffes ved en amplitudedemodulasjon av et signal avledet av ekkosignalet, b) et annet signal representerer frekvensen eller faseinformasjon for ekkosignalet, fremskaffes ved en frekvens-eller fasedemodulasjon av det signal som avledes fra ekkosignalet, og c) det første og annet ut-signal blir kombinert for fremskaffelse av et billedsignal som kan fremvises ved hjelp In this connection, according to the invention, a method is used which is characterized by: a) a first output signal representing the amplitude information for the echo signal is obtained by an amplitude demodulation of a signal derived from the echo signal, b) another signal represents the frequency or phase information for the echo signal, is provided by a frequency or phase demodulation of the signal derived from the echo signal, and c) the first and second output signals are combined to provide an image signal that can be displayed using
av fremviserorganer for å skaffe bildet av området. of display bodies to obtain the image of the area.
Oppfinnelsen vedrører også et apparat for fremskaffelseThe invention also relates to an apparatus for procurement
av et bilde av et område som undersøkes, idet apparatet omfatter følgende elementer: of an image of an area being examined, the apparatus comprising the following elements:
En pulset kilde og koherente bølger,A pulsed source and coherent waves,
og en transduseranordning som er forbundet med kilden, og ved hjelp av hvilken bølgepulser blir sendt inn i området, idet ekkobølgene som blir reflektert fra reflektorene i området blir mottatt, og et tilsvarende elektrisk ekkosignal blir fremskaffet i hvert tilfelle, and a transducer device which is connected to the source, and by means of which wave pulses are sent into the area, the echo waves being reflected from the reflectors in the area being received, and a corresponding electrical echo signal being produced in each case,
en mottager forbundet med transduseranordningen for å fremskaffe et billedsignal ved behandling av ekkosignalet, og en billedfremviseranordning forbundet med mottageren. a receiver connected to the transducer device to provide an image signal by processing the echo signal, and an image display device connected to the receiver.
I henhold til oppfinnelsen er dette apparatkarakterisertved at mottageren omfatter en krets med følgende oppbygning: a) En første signalbane med en inngang forbundet med trans- . duseranordningen, en amplitudedemodulator, og en utgang hvor et første utsignal blir levert representerende amplitudeinformasjonen for ekkosignalet, b) en annen signalbane med en inngang forbundet med inngangen for den første signalbane og således med transduseranordningen, en frekvens- eller fasedemodulator og en ut gang ved hvilken der leveres et annet utsignal representerende frekvens- eller faseinformasjon for ekkosignalet, og According to the invention, this device is characterized in that the receiver comprises a circuit with the following structure: a) A first signal path with an input connected to trans- . the transducer device, an amplitude demodulator, and an output where a first output signal representing the amplitude information of the echo signal is provided, b) another signal path with an input connected to the input of the first signal path and thus with the transducer device, a frequency or phase demodulator and an output at which where another output signal is delivered representing frequency or phase information for the echo signal, and
c) en kombinasjonskrets med en første inngang forbundet med utgangen fra den første signalbane, en annen inngang c) a combination circuit with a first input connected to the output of the first signal path, a second input
forbundet med utgangen fra den annen signalbane, og en utgang fra hvilken der kan tappes et billedsignal som er fremskaffet ved logikkoperasjoner på utsignalene fra den første og annen signalbane. connected to the output from the second signal path, and an output from which an image signal obtained by logic operations on the output signals from the first and second signal path can be tapped.
Fordelen med oppfinnelsen er hovedsakelig at billedflekk-dannelse blir redusert ved hjelp av forholdsvis enkle mid-ler, samtidig som man unngår ulempene ved tidligere kjente fremgangsmåter. The advantage of the invention is mainly that image spot formation is reduced by means of relatively simple means, while avoiding the disadvantages of previously known methods.
Noen eksemplifiserte utførelsesformer for oppfinnelsen vil bli omtalt nedenfor under henvisning til de vedføyde tegningsfigurer. Figur 1 er et blokkdiagram over en ultralydanordning. Figur 2 er en typisk karakteristikk for logaritme-forsterkeren 18 på figur 1. Some exemplified embodiments of the invention will be discussed below with reference to the attached drawings. Figure 1 is a block diagram of an ultrasound device. Figure 2 is a typical characteristic for the logarithmic amplifier 18 in Figure 1.
Figur 3 er et blokkdiagram over en radaranordning.Figure 3 is a block diagram of a radar device.
Figur 4 er et blokkdiagram over en første utførelsesform for oppfinnelsen anvendt ved detektoren 19 på figurene 1 og 3. Figur 5 er et blokkdiagram over en annen utførelsesform for oppfinnelsen anvendt ved detektoren 19 i forbindelse med variasjoner av anordningene vist på figurene 1 og 3. Figur 6 er et blokkdiagram med foretrukne tillegg til detektoren 19 vist på figurene 4 og 5. Figur 1 er et blokkdiagram over en ultralydanordning, f.eks. en mekanisk sektor-avsøker. En pulset sender 15 trigger en ultralydtransduser 11 via en duplekser 14. Det mottat-te signal føres via duplekseren til en forforsterker 16. .En forsterker 17 med sveipet forsterkning, som følger for-forsterkeren 16, har en forsterkning som varierer med tid, og benyttes for kompensasjon av amplitudefallet bevirket av vevsdempningen. Forsterkeren 17 er fulgt av en logaritmisk forsterker 18 som leverer et utsignal som er proporsjonal med logaritmen av innsignalet over et gitt område . Figure 4 is a block diagram of a first embodiment of the invention used in the detector 19 in Figures 1 and 3. Figure 5 is a block diagram of another embodiment of the invention used in the detector 19 in connection with variations of the devices shown in Figures 1 and 3. Figure 6 is a block diagram of preferred additions to the detector 19 shown in Figures 4 and 5. Figure 1 is a block diagram of an ultrasound device, e.g. a mechanical sector scanner. A pulsed transmitter 15 triggers an ultrasound transducer 11 via a duplexer 14. The received signal is fed via the duplexer to a preamplifier 16. An amplifier 17 with swept gain, which follows the preamplifier 16, has a gain that varies with time, and is used for compensation of the amplitude drop caused by the tissue damping. The amplifier 17 is followed by a logarithmic amplifier 18 which delivers an output signal which is proportional to the logarithm of the input signal over a given range.
Egenskapene hos den logaritmiske forsterker 18 er vist på figur 2. Av denne vil det ses at ved null inn-amplitude er ut-amplituden også null, til forskjell fra den aktuel-le logaritme for inn-amplituden, som da antar verdien uen-delig. The properties of the logarithmic amplifier 18 are shown in figure 2. From this it will be seen that at zero input amplitude the output amplitude is also zero, in contrast to the actual logarithm of the input amplitude, which then assumes the value infinity .
Som vist på figur 2 er egenskapene for negative amplituder punkt-symmetrisk med hensyn til egenskapene for posi-tive inn-amplituder. As shown in figure 2, the properties for negative amplitudes are point-symmetric with respect to the properties for positive in-amplitudes.
Utsignalet fra den logaritmiske forsterker 18 blir matet via en linje 29 til inngangen til en detektor 19. Ved vanlig ultralydutstyr danner denne detektor en absolutt verdi og utfører lavpassfiltrering av utsignalet fra den logaritmiske forsterker 18. Utsignalet fra detektoren leveres via en linje 91. Dette signal blir underkastet analog/di-gital-omforming i en analog/digital-omformer 21. Utsignalet fra omformeren 21 blir mellomlagret i en billedlager/ standardomformer 22. Sistnevnte blir samtidig lest ut. Det utleste signal blir underkastet digital/analog-omform-ing i en digital/analog-omformer 23. Utsignalet fra omformeren 23 blir som et televisjons-standardsignal til-ført en TV-monitor 24. The output signal from the logarithmic amplifier 18 is fed via a line 29 to the input of a detector 19. In conventional ultrasound equipment, this detector forms an absolute value and performs low-pass filtering of the output signal from the logarithmic amplifier 18. The output signal from the detector is delivered via a line 91. This signal is subjected to analog/digital conversion in an analog/digital converter 21. The output signal from the converter 21 is temporarily stored in an image storage/standard converter 22. The latter is simultaneously read out. The read signal is subjected to digital/analog conversion in a digital/analog converter 23. The output signal from the converter 23 is fed to a TV monitor 24 as a standard television signal.
Transduseren 11 blir beveget ved hjelp av en motor 12 som styres av en motorstyreenhet 13. Den elektroniske styre-enhet 25 som er vist, gir kommando- og synkroniseringssig-naler til alle de viste blokker, via ikke-viste forbindel-ser. The transducer 11 is moved by means of a motor 12 which is controlled by a motor control unit 13. The electronic control unit 25 which is shown provides command and synchronization signals to all the blocks shown, via connections not shown.
Figur 3 er et blokkdiagram over en radaranordning. Fordi denne er meget lik den ultralydanordning som er vist på figur 1, vil bare forskjellene mellom disse anordninger bli beskrevet. Ultralydanordningen i henhold til figur 1 blir drevet ved en frekvens i megahertz-området, mens radaranordningen vist på figur 3 opererer i mikrobølge-området. Istedenfor en ultralydtransduser har radaranordningen en antenne 41 ved hjelp av hvilken elektromag-netiske bølgepulser blir strålt ut, og ekkobølger mottatt. Ekkosignalet som forsterkes ved hjelp av en HF-forsterker 46 blir omformet til et signal i det mellomliggende fre-kvensområde i en blander 47. For dette formål mottar blanderen et bærefrekvenssignal fra en lokal oscillator 56. Blanderen 47 er fulgt av en logaritmisk IF-forsterker 48. Egenskapene for denne forsterker er lik dem for forsterkeren 18 på figur 1. IF ligger typisk i mega-hertzområdet, slik at utgangen fra den logaritmiske forsterker 48 leverer et signal i likhet med det på utgangen fra forsterkeren 18 på figur 1. Figure 3 is a block diagram of a radar device. Because this is very similar to the ultrasound device shown in Figure 1, only the differences between these devices will be described. The ultrasound device according to figure 1 is operated at a frequency in the megahertz range, while the radar device shown in figure 3 operates in the microwave range. Instead of an ultrasound transducer, the radar device has an antenna 41 by means of which electromagnetic wave pulses are emitted and echo waves are received. The echo signal which is amplified by means of an HF amplifier 46 is transformed into a signal in the intermediate frequency range in a mixer 47. For this purpose, the mixer receives a carrier frequency signal from a local oscillator 56. The mixer 47 is followed by a logarithmic IF amplifier 48. The characteristics of this amplifier are similar to those of the amplifier 18 in Figure 1. The IF is typically in the mega-hertz range, so that the output of the logarithmic amplifier 48 delivers a signal similar to that of the output of the amplifier 18 in Figure 1.
Ved radaranordningen vist på figur 3 er der anordnet en videoforsterker 51 mellom detektoren 19 og analog/digi-tal-omformeren 21. En forsterker med sveipet forsterkning (kjent som en sensitivitets-tidsstyring i radar) In the radar device shown in Figure 3, a video amplifier 51 is arranged between the detector 19 and the analogue/digital converter 21. An amplifier with swept gain (known as a sensitivity-time control in radar)
kan være anordnet mellom HF-forsterkeren 46 og blanderen 47. Figur 3 viser ikke en forsterker•av denne art. can be arranged between the HF amplifier 46 and the mixer 47. Figure 3 does not show an amplifier of this kind.
Oppfinnelsen vedrører mere spesielt konstruksjonen av detektoren 19 i anordningen vist på figurene 1 og 3. The invention relates more particularly to the construction of the detector 19 in the device shown in Figures 1 and 3.
Figur 4 er et blokkdiagram over en første utførelses-form for detektoren 19 i henhold til den foreliggende oppfinnelse. Denne omfatter en første signalbane 86 og en annen signalbane 78. Utgangssignalene fra disse to signal-baner blir addert ved hjelp av en adderingskrets 85. Utgangssignalet fra denne krets er samtidig utgangssignalet fra detektoren 19, som avleveres via linjen 91. Figure 4 is a block diagram of a first embodiment of the detector 19 according to the present invention. This comprises a first signal path 86 and a second signal path 78. The output signals from these two signal paths are added using an adding circuit 85. The output signal from this circuit is also the output signal from the detector 19, which is delivered via line 91.
Den første signalbane 86 er hovedsakelig en vanlig amplitude demodulator. Den omfatter en seriekobling av en like-retter 81, et lavpassfilter 82, og et forsinkelsesnettverk 83 som har til hensikt å utjevne forsinktelsene for sig-nalene gjennom den første og annen signalbane. The first signal path 86 is essentially a conventional amplitude demodulator. It comprises a series connection of a rectifier 81, a low-pass filter 82, and a delay network 83 intended to equalize the delays for the signals through the first and second signal paths.
Den annen signalbane 78 er en frekvens- eller fasedemodulator omfattende en seriekrets av følgende blokker: En amplitudebegrenser 71, en forsinkelseslinje 72 med en forsinkelse på TQ/4, hvor TQ er perioden for sendefrekvensen, en integrert krets (f.eks. National Semiconductor Integrated Circuit LM1496) som brukes som multiplikator 73, ved hjelp av hvilken utsignalet fra begrenseren 71 og utsignalet fra forsinkelseslinjen 72 blir multiplisert, et lavpassfilter 74 til å eliminere de høyere harmoniske som dannes ved multiplikasjonen, en krets 75 for fremskaffelse av et utsignal som representerer absoluttverdien av amplituden av utsignalet fra lavpassfilteret 74, og en multiplikator 76 ved hjelp av hvilken utsignalet fra kretsen 75 blir multiplisert med en faktor K. For et hvilket som helst ekkosignal vil amplituden for utsignalet fra multiplikatoren 76 være proporsjonal med absoluttverdien av frekvensavviket for ekkosignalet med hensyn til en referansefrekvens. The second signal path 78 is a frequency or phase demodulator comprising a series circuit of the following blocks: An amplitude limiter 71, a delay line 72 with a delay of TQ/4, where TQ is the period of the transmit frequency, an integrated circuit (e.g. National Semiconductor Integrated Circuit LM1496) which is used as a multiplier 73, by means of which the output signal from the limiter 71 and the output signal from the delay line 72 are multiplied, a low-pass filter 74 to eliminate the higher harmonics formed by the multiplication, a circuit 75 for obtaining an output signal representing the absolute value of the amplitude of the output signal from the low-pass filter 74, and a multiplier 76 by means of which the output signal from the circuit 75 is multiplied by a factor K. For any echo signal, the amplitude of the output signal from the multiplier 76 will be proportional to the absolute value of the frequency deviation of the echo signal with respect to a reference frequency.
Frekvensavhengig dempning av vevet bevirker at ekko-mid-delfrekvensen faller med økende dybde for reflektorene. Transmisjonsfrekvensen fQbør derfor fortrinnsvis benyttes som en referansefrekvens bare når der foreligger et kort tidsintervall mellom senderpuls og ekko. Med en økende tidsavstand mellom senderpulsen og ekkoet bør referansefrekvensen fortrinnsvis kunne reduseres tilsvarende. Dette kan utføres ved økning av forsinkelsen på forsinkelseslinjen 72 på figur 4 med økende tid. I den hense-ende er det ulig å bruke f.eks. spenningsstyrte konden-satorer (varikaps) i en passende krets. Frequency-dependent attenuation of the tissue causes the echo medium frequency to drop with increasing depth for the reflectors. The transmission frequency fQ should therefore preferably be used as a reference frequency only when there is a short time interval between the transmitter pulse and echo. With an increasing time interval between the transmitter pulse and the echo, the reference frequency should preferably be able to be reduced accordingly. This can be done by increasing the delay on the delay line 72 in Figure 4 with increasing time. In this respect, it is unfair to use e.g. voltage-controlled capacitors (varicaps) in a suitable circuit.
Figur 5 er et blokkdiagram over en annen utførelsesform for en detektor 19 i henhold til oppfinnelsen som vist på figurene 1 og 3. Denne annen utførelsesform er ut-tenkt som en variant av ultralydanordningen vist på Figure 5 is a block diagram of another embodiment of a detector 19 according to the invention as shown in Figures 1 and 3. This other embodiment is designed as a variant of the ultrasound device shown in
figur 1, og for radaranordningen vist på figur 3. Vari-anten skiller seg fra anordningene vist på figurene 1 og.3 bare ved at der benyttes en lineær forsterker istedenfor den logaritmiske forsterker 18 eller 84, dvs. en forsterker hvor amplituden på utsignalet er proporsjonal med amplituden for innsignalet. Forskjellene mellom detektoren vist på figur 5 og detektoren vist på figur 4 er som følger: Istedenfor multiplikatoren 76 på figur 4 blir der benyttet en krets 101 som fremskaffer et utsignal med en amplitude som har en ikke-lineær funksjon av den absolutte verdi |Afl for f rek vens avviket for ekkosignalet i forhold til en referansefrekvens. En funksjon av denne art er f. eks. en eksponensiering med eksponenten K. |Af|. figure 1, and for the radar device shown in figure 3. The variant differs from the devices shown in figures 1 and 3 only in that a linear amplifier is used instead of the logarithmic amplifier 18 or 84, i.e. an amplifier where the amplitude of the output signal is proportional to the amplitude of the input signal. The differences between the detector shown in Figure 5 and the detector shown in Figure 4 are as follows: Instead of the multiplier 76 in Figure 4, a circuit 101 is used which produces an output signal with an amplitude which has a non-linear function of the absolute value |Afl for the frequency deviation of the echo signal in relation to a reference frequency. A function of this kind is e.g. an exponentiation with the exponent K. |Af|.
Istedenfor addisjonskretsen 85 på figur 4 blir der benyttet en integrert krets 102 som multiplikator (f.eks. Instead of the addition circuit 85 in Figure 4, an integrated circuit 102 is used as a multiplier (e.g.
Motorola integrated circuit MC 1495 L). I dette til-.'. feilet blir derfor utsignalet fra detektoren 19 levert via linjen 91, fremskaffet ved multiplikasjon av utsignalet fra den første signalbane 86 og utsignalet fra den annen signalbane 78. Motorola integrated circuit MC 1495 L). In this to-.'. error, the output signal from the detector 19 is therefore delivered via the line 91, obtained by multiplying the output signal from the first signal path 86 and the output signal from the second signal path 78.
I henhold til oppfinnelsen er det mulig å erstatte kretsen 75 på figurene 4 og 5 med en krets hvis egenskap representerer en jevn funksjon, dvs. en funksjon av formen g(-x) = g(x), f.eks. g(x) = x^. According to the invention, it is possible to replace the circuit 75 in Figures 4 and 5 with a circuit whose property represents a smooth function, i.e. a function of the form g(-x) = g(x), e.g. g(x) = x^.
Figur 6 viser foretrukne tillegg til utførelsesformen for detektoren 19, vist på figurene 4 og 5. På figur 6 representerer kombinasjonskretsen 111 addisjonskretsen 85 på figur 4, eller multiplikatoren 102 på figur 5. Figure 6 shows preferred additions to the embodiment of the detector 19, shown in Figures 4 and 5. In Figure 6, the combination circuit 111 represents the addition circuit 85 in Figure 4, or the multiplier 102 in Figure 5.
I henhold til et første tillegg vist på figur 6, omfatter detektoren 19 en krets 112 som ved reaksjon på utsignalet fra en terskelkrets 113 forbinder enten utgangen fra kombinasjonskretsen 111 eller utgangen 84 fra den første signalbane 86 med utlinjen 91 fra detektoren 19, via hvilken den sistnevnte er forbundet med TV-monitoren 24. En inngang 116 til terskelkretsen 113 er forbundet med utgangen fra den første signalbane 86. Et referansesignal svarende til en første forhåndsbestemt terskelverdi føres til en annen inngang 117 til terskelkretsen 113. Når amplituden av utsignalet for den første signalbane 86 overskrider den første forhåndsbestemte terskelverdi, vil det tilsvarende utsignal fra terskelkretsen 113 bevirke at bryteren 112 forbinder utgangen 84 fra den første signalbane 86 med linjen 91. Med det tillegg som nettopp er beskrevet ovenfor, blir bare den første signalbane 86 fra detektoren 19 benyttet for detektor-funksjon i tilfellet ekkosignaler med amplitude som overskrider en forhåndsbestemt terskelverdi. Dette er fordelaktig fordi større ekkosignaler generelt fremkommer fra billedreflekterende gjenstander, og slike ekkoer bevirker generelt ingen flekkdannelse på bildet, slik at funk-sjonen for detektoren 19 i henhold til oppfinnelsen som vist på figurene 4 og 5, er unødvendig for slike ekkoer, og kan resultere i forringelse av den langsgående oppløs-ning. According to a first addition shown in Figure 6, the detector 19 comprises a circuit 112 which, in response to the output signal from a threshold circuit 113, connects either the output from the combination circuit 111 or the output 84 from the first signal path 86 with the output line 91 from the detector 19, via which the the latter is connected to the TV monitor 24. An input 116 of the threshold circuit 113 is connected to the output of the first signal path 86. A reference signal corresponding to a first predetermined threshold value is fed to another input 117 of the threshold circuit 113. When the amplitude of the output signal for the first signal path 86 exceeds the first predetermined threshold value, the corresponding output signal from the threshold circuit 113 will cause the switch 112 to connect the output 84 of the first signal path 86 with the line 91. With the addition just described above, only the first signal path 86 from the detector 19 is used for detector function in the case of echo signals with amplitude exceeding e n predetermined threshold value. This is advantageous because larger echo signals generally arise from image-reflecting objects, and such echoes generally cause no spotting on the image, so that the function for the detector 19 according to the invention, as shown in figures 4 and 5, is unnecessary for such echoes, and can result in deterioration of the longitudinal resolution.
I henhold til et annet tillegg vist på figur 6, kan detektoren 19 dessuten omfatte en annen terskelkrets 114 According to another addition shown in Figure 6, the detector 19 may also comprise another threshold circuit 114
og en anordning 115 for måling av signal/støy-forholdet for utsignalet fra den første signalbane 86. Utgangen fra denne anordning er forbundet med en inngang 118 til terskelkretsen 114. Et referansesignal svarende til en and a device 115 for measuring the signal/noise ratio for the output signal from the first signal path 86. The output from this device is connected to an input 118 to the threshold circuit 114. A reference signal corresponding to a
annen forhåndsbestemt terskelverdi tilføres en annen inngang 119 til terskelkretsen 114. Som reaksjon på utsignalet fra terskelkretsen 114 forbinder bryteren 112 enten utgangen fra kombinasjonskretsen 111 eller utgangen 84 fra den første signalbane med linjen 91. Når amplituden på utsignalet fra anordningen 115 faller under den annen forhåndsbestemte terskelverdi, vil det tilsvarende utsignal fra terskelkretsen 114 bevirke at bryteren 112 forbinder utgangen fra den første signalbane 86 med linjen 91. Med det ovenfor omtalte annet tillegg vil bare den første signalbane 86 bli benyttet for ekkosignaler hvis signal/støy-forhold faller under en forhåndsbestemt terskelverdi. Dette er fordelaktig fordi bruken av detektoren 19, vist på figurene 4 eller 5, for ekkosignaler av denne art kan resultere i forringelse av billedkvaliteten. another predetermined threshold value is applied to another input 119 of the threshold circuit 114. In response to the output signal from the threshold circuit 114, the switch 112 connects either the output of the combination circuit 111 or the output 84 of the first signal path with the line 91. When the amplitude of the output signal from the device 115 falls below the second predetermined threshold value, the corresponding output signal from the threshold circuit 114 will cause the switch 112 to connect the output of the first signal path 86 with the line 91. With the above-mentioned second addition, only the first signal path 86 will be used for echo signals if the signal/noise ratio falls below a predetermined threshold value. This is advantageous because the use of the detector 19, shown in figures 4 or 5, for echo signals of this nature can result in deterioration of the image quality.
Claims (11)
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CH262285 | 1985-06-20 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
NO862342D0 NO862342D0 (en) | 1986-06-11 |
NO862342L true NO862342L (en) | 1986-12-22 |
Family
ID=4237898
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
NO862342A NO862342L (en) | 1985-06-20 | 1986-06-11 | PROCEDURE AND APPARATUS FOR IMPROVING A PICTURE. |
Country Status (8)
Country | Link |
---|---|
EP (1) | EP0206290B1 (en) |
JP (1) | JPH0613030B2 (en) |
CN (1) | CN86104252A (en) |
AU (1) | AU564454B2 (en) |
DE (1) | DE3666983D1 (en) |
DK (1) | DK288086A (en) |
ES (1) | ES8800027A1 (en) |
NO (1) | NO862342L (en) |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
FR2637400B1 (en) * | 1988-09-30 | 1990-11-09 | Labo Electronique Physique | DEVICE FOR IMPROVED PROCESSING OF AN ECHOGRAPHIC SIGNAL |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5554942A (en) * | 1978-10-20 | 1980-04-22 | Tokyo Shibaura Electric Co | Ultrasoniccwave disgnosis device |
JPS58133244A (en) * | 1982-02-02 | 1983-08-08 | 株式会社日立メデイコ | Ultrasonic diagnostic apparatus |
US4472972A (en) * | 1982-10-27 | 1984-09-25 | General Electric Company | Ultrasound imaging system employing operator controlled filter for reflected signal attenuation compensation |
JPS59181139A (en) * | 1983-03-30 | 1984-10-15 | 株式会社 明石製作所 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
FR2556844B1 (en) * | 1983-12-14 | 1987-11-13 | Labo Electronique Physique | APPARATUS FOR EXAMINING MEDIA BY ULTRASONIC ECHOGRAPHY |
JPS61228837A (en) * | 1985-04-04 | 1986-10-13 | アロカ株式会社 | Ultrasonic doppler apparatus |
-
1986
- 1986-06-11 NO NO862342A patent/NO862342L/en unknown
- 1986-06-16 AU AU58887/86A patent/AU564454B2/en not_active Ceased
- 1986-06-19 DK DK288086A patent/DK288086A/en not_active Application Discontinuation
- 1986-06-19 ES ES556270A patent/ES8800027A1/en not_active Expired
- 1986-06-20 JP JP61143143A patent/JPH0613030B2/en not_active Expired - Lifetime
- 1986-06-20 DE DE8686108469T patent/DE3666983D1/en not_active Expired
- 1986-06-20 EP EP86108469A patent/EP0206290B1/en not_active Expired
- 1986-06-20 CN CN198686104252A patent/CN86104252A/en active Pending
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE3666983D1 (en) | 1989-12-21 |
AU5888786A (en) | 1987-01-15 |
NO862342D0 (en) | 1986-06-11 |
CN86104252A (en) | 1986-12-17 |
AU564454B2 (en) | 1987-08-13 |
ES8800027A1 (en) | 1987-10-16 |
DK288086D0 (en) | 1986-06-19 |
JPS61290943A (en) | 1986-12-20 |
DK288086A (en) | 1986-12-21 |
EP0206290B1 (en) | 1989-11-15 |
EP0206290A1 (en) | 1986-12-30 |
ES556270A0 (en) | 1987-10-16 |
JPH0613030B2 (en) | 1994-02-23 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US5170792A (en) | Adaptive tissue velocity compensation for ultrasonic Doppler imaging | |
US4612937A (en) | Ultrasound diagnostic apparatus | |
US5632277A (en) | Ultrasound imaging system employing phase inversion subtraction to enhance the image | |
US4800891A (en) | Doppler velocity processing method and apparatus | |
US6530885B1 (en) | Spatially compounded three dimensional ultrasonic images | |
JP4073092B2 (en) | Ultrasound imaging system and method | |
US5187687A (en) | Production of images | |
US5121364A (en) | Time frequency control filter for an ultrasonic imaging system | |
CN101646391B (en) | Methods and apparatus for ultrasound imaging | |
US20010034485A1 (en) | Ultrasonic diagnosis apparatus | |
US6814703B2 (en) | Apparatus and method for ultrasonic diagnostic imaging using a contrast medium | |
KR20080039446A (en) | Ultrasound imaging system and method for flow imaging using real-time spatial compounding | |
US5188112A (en) | Ultrasonic Doppler imaging systems with improved flow sensitivity | |
US6599248B1 (en) | Method and apparatus for ultrasound diagnostic imaging | |
EP0524774B1 (en) | Ultrasonic doppler imaging apparatus | |
US6423004B1 (en) | Real-time ultrasound spatial compounding using multiple angles of view | |
US4679565A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus using non-linear parameters of an organ | |
US5327894A (en) | Wall filter using circular convolution for a color flow imaging system | |
Shoup et al. | Ultrasonic imaging systems | |
WO1985002105A1 (en) | Ultrasound diagnostic apparatus | |
JP2002017720A (en) | Signal processing method and device, and image photographing device | |
NO862342L (en) | PROCEDURE AND APPARATUS FOR IMPROVING A PICTURE. | |
KR20170076025A (en) | Ultrasound system and method for adaptively compensating attenuation | |
US4534359A (en) | Method and means for determining frequency selective tissue attenuation in a baseband ultrasonic imaging system | |
JP3285673B2 (en) | Ultrasound image display |