DE10244411A1

DE10244411A1 - Medizinisches Ultraschallbildgebungsverfahren und medizinische Ultraschallbildgebungsvorrichtung

Info

Publication number: DE10244411A1
Application number: DE10244411A
Authority: DE
Inventors: Kutay F Ustuner; Charles E Bradley; Daniel E Need
Original assignee: Acuson Corp
Current assignee: Siemens Medical Solutions USA Inc
Priority date: 2001-09-24
Filing date: 2002-09-24
Publication date: 2003-04-17
Anticipated expiration: 2022-09-25
Also published as: US6527720B1; DE10244411B4

Abstract

Eine medizinische Bildgebungsvorrichtung (10) liefert eine verbesserte Erfaßbarkeit von Targets wie etwa von Membranen, Sehnen, Muskelfasern und Biopsienadeln, die ein starkes gerichtetes Ansprechverhalten aufweisen. Das verbesserte Ergebnis wird durch Zusammenfügen einer Vielzahl von Bildern erreicht, die durch Verwendung lediglich einer oder zweier Wandlerauslösungen je Ultraschall-Linie erzeugt werden. Die Speckle-Varianz wird ebenso als Ergebnis der räumlichen Zusammenfügung verringert. Diese Verringerung verbessert die Erfaßbarkeit von Weichteilläsionen.

Description

Die Erfindung betrifft die medizinische Ultraschallbildgebung und insbesondere Bildgebungsverfahren und Bildgebungsvorrichtungen, die eine verbesserte Bildgebung von gerichteten Targets liefern.
Objekte, die für die medizinischen Ultraschallbildgebung bzw. -abbildung von Interesse sind, beinhalten auflösbare Targets mit einer starken Ausrichtung, wie etwa Membranen zwischen verschiedenen Arten von Weichteilen, Leitungen, Sehnen, Muskelfasern, und Eingriffsvorrichtungen, wie etwa Biopsienadeln. Im allgemeinen verhalten sich Objekte mit im wesentlichen ebenen oder linearen akustischen Impedanzgrenzen in dem Umlaufabtastvolumen eines Bildgebungssystems bzw. einer Bildgebungsvorrichtung als gerichtete akustische Targets. Sie streuen einfallende Schallwellen nicht isotrop, sondern reflektieren sie anisotrop zurück, so daß der Reflexionswinkel mit der Flächen/Liniennormalen gleich dem Einfallswinkel (Beschallungswinkel) ist (Snell'sches Brechungsgesetz). Aus diesem Grund haben derartige gerichtete Targets lokal eine schmale räumliche oder laterale Bandbreite. Wenn die Antwort der Bildgebungsvorrichtung auf einen räumlichen Impuls eine schmale Bandbreite hat, d. h. der Bereich der Einfallswinkel schmal ist, und der Empfänger im wesentlichen auf den gleichen Winkelbereich anspricht, werden gerichtete Targets häufig nicht erfaßt, wenn sich der Einfallswinkel im wesentlichen von Null unterscheidet. Weist andererseits die Vorrichtungsantwort auf den räumlichen Impuls eine breite Bandbreite auf, d. h. die Beschallung erfolgt in einem großen Winkelbereich und der Empfänger spricht auf Echos aus einem breiten Winkelbereich an, dann ist das Signal/Rausch- Verhältnis (SNR) der schmalbandigen Signale (beispielsweise Reflexionen von einem gerichteten Target) beeinträchtigt. Auf jeden Fall kann die Erfaßbarkeit der gerichteten Targets signifikant verringert sein.
Eine bekannte Technik, die die Erfaßbarkeit von gerichteten Targets verbessert, ist die räumliche Zusammenfügung, in welcher von dem Target mehrmals aus wesentlich unterschiedlichen Winkeln ein Bild erzeugt wird und die Bilder dann nach einer Amplitudenerfassung kombiniert werden (Jago, US-Patent Nr. 6,126,599 und Schmiesing, US-Patent Nr. 6,135,956). Bei der bekannten räumlichen Zusammenfügungstechnik wird allerdings die zeitliche Auflösung verschlechtert, da eine Vielzahl von Auslösungen bzw. Aufnahmen für ein jedes Einzelbild bzw. einen jeden Rahmen eines zusammengefügtes Bildes benötigt werden (Entrekin, US-Patent Nr. 6,126,598 und Robinson, US-Patent-Nr. 6,210,328). Der zeitliche Auflösungsverlust kann für Anwendungen unakzeptabel hoch werden, die eine hohe zeitliche Bandbreite erfordern, oder für Anwendungen, die inhärent eine geringe Einzelbildrate aufweisen, beispielsweise für eine 4-D-Bildgebung. Die bekannte räumliche Zusammenfügungstechnik leidet ebenso unter Bewegungsartefakten, falls der Wandler oder das Objekt sich während der Aufnahme der Einzelbilder für das Komponentenbild bewegt (Jago, US-Patent Nr. 6,117,081). Die Bilder gemäß dem bekannten räumlichen Zusammenfügungsverfahren können ebenso Nahtartefakte an den Grenzen der Einzelbilder des Komponentenbildes aufweisen (Jago, US-Patent-Nr. 6,224,552). Es besteht somit ein Bedarf an einem verbesserten Verfahren zur Bildgebung von gerichteten Targets, das eine verringerte nachteilige Wirkung hinsichtlich der Einzelbildrate, verringerte Bewegungsartefakte und verringerte Diskontinuitäten in dem zusammengefügten Bild aufweisen.
Die nachstehend beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen verbessern die Kontrastauflösung von medizinischen Ultraschallbildern, insbesondere wenn Bilder von gerichteten Targets des vorstehend beschriebenen Typs erzeugt werden. Die offenbarten Vorrichtungen fügen eine Vielzahl von Bildern zusammen, die unter Verwendung lediglich einer Auslösung je Ultraschallzeile erzeugt werden oder in einigen Fällen von zwei Auslösungen je Ultraschallzeile erzeugt werden. Die Speckle-Varianz wird ebenso als natürliches Ergebnis des räumlichen Zusammenfügens verringert, womit ferner die Erfaßbarkeit von Weichteilläsionen verbessert wird.
Eine nachstehend beschriebene Vorrichtung verwendet eine Reihe von anisotropen Bandpaßfiltern vor einer Amplitudenerfassung zum Erzeugen einer Vielzahl von Komponentenbildern. Die weitere Vorrichtung erzeugt eine Vielzahl von Empfangsstrahlen aus einem einzigen leicht divergierenden, ebenen oder leicht fokussierten Übertragungsstrahl durch Verwendung von teilweise überlappenden Empfangsunteraperturen. Sowohl die gefilterten Bilder des ersten Systems als auch die über die Unteraperturen empfangenen Strahlen des zweiten Systems sind selektiv empfindlich auf gerichtete Targets, die in jeweiligen Bereichen von Winkelpositionen orientiert sind. Werden die gefilterten Komponentenbilder (des ersten Systems) oder die Unterapertur-Empfangsstrahlen (des zweiten Systems) nach der Erfassung kombiniert, wird die gewünschte verbesserte Bildgebung der gerichteten Targets erlangt. Die erste Vorrichtung erhält die Einzelbildrate und die zweite Vorrichtung ermöglicht eine räumliche Zusammenfügung mit verbesserten Einzelbildraten. Daher betreffen diese Vorrichtungen die Probleme bezüglich des lateralen Auflösungsverlustes bei der bekannten räumlichen Zusammenfügung und liefern folglich verringerte Bewegungsartefakte.
Dieser Bedarf wird mit medizinischen Bildgebungsverfahren und -vorrichtungen gemäß den beigefügten Ansprüchen befriedigt.
Die vorstehenden Absätze sind als allgemeine Einleitung zu verstehen.
Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen und Bezugnahme auf die Bezeichnung erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild einer medizinischen Ultraschallbildgebungsvorrichtung, die ein erstes Ausführungsbeispiel der Erfindung beinhaltet,
Fig. 2 ein Blockschaltbild eines durch das System der Fig. 1 ausgeführten Verfahrens,
Fig. 3 und 4 jeweils das winkelbezogene und zeitliche Frequenzantwortverhalten einer Reihe von anisotropen Vorerfassungsfiltern für ein Beispiel einer räumlichen 3-Wege- Zusammenfügung,
Fig. 5, 6 und 7 Konturverläufe der Größe der räumlichen Impulsantwort der Filter von Fig. 3,
Fig. 8 Konturverläufe der Größe der räumlichen Frequenzspektren der Filter von Fig. 3,
Fig. 9 ein Blockschaltbild eines Systems zur Ausführung der Bank von Filtern 24 von Fig. 1,
Fig. 10-14 Verläufe des winkelbezogenen spektralen Gehalts bzw. Inhalts für fünf der Signale von Fig. 9,
Fig. 15 ein Blockschaltbild eines weiteren Systems zur Ausführung der Bank von Filtern 24 von Fig. 1,
Fig. 16 eine Prinzipdarstellung zur Veranschaulichung des Prinzip des Systems von Fig. 15,
Fig. 17 eine Prinzipdarstellung einer medizinischen Ultraschallbildgebungsvorrichtung, die ein zweites bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung beinhaltet,
Fig. 18 ein Blockschaltbild eines durch das System von Fig. 17 ausgeführten Verfahrens,
Fig. 19-23 Prinzipdarstellungen zur Veranschaulichung verschiedener Betriebsmodi der Vorrichtung von Fig. 17.
Gemäß der Zeichnung zeigt Fig. 1 ein Blockschaltbild einer Ultraschallbildgebungsvorrichtung 10, die ein erstes bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung beinhaltet. Die Vorrichtung 10 beinhaltet eine Wandleranordnung bzw. ein Wandlerfeld 12, die bzw. das durch einen Sende/Empfangsschalter 18 (TR-Einheit) mit einem Sendestrahlgeber bzw. Sendestrahlformer 14 und einem Empfangsstrahlgeber bzw. einen Empfangsstrahlformer 16 gekoppelt ist.
Die Elemente 12-18 können bekannte Vorrichtungen sein. Die bevorzugte Wandleranordnung 12 kann einer 1, 1.25, 1.5, 1.75, 2 oder 3-dimensionalen Anordnung entsprechen. Beispielsweise können die Wandler, die in den nachstehenden Patenten (die dem Anmelder der vorliegenden Erfindung zugeordnet sind) beschrieben sind, leicht zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung angepaßt werden: 5,261,408; 5,297,533; 5,410,208; 5,415,175; 5,438,998; 5,562,096; 5,657,295; 5,671,746; 5,706,820; 5,757,727; 5,792,058; 5,916,169; 5,920,523. Diese Liste ist nicht einschränkend, so daß jede geeignete Wandleranordnung verwendet werden kann.
In gleichartiger Weise kann eine große Vielfalt an analogen und digitalen Techniken zur Ausführung des Sendestrahlgebers 14 und des Empfangsstrahlgebers 16 (die in der vorliegenden Beschreibung jeweils als Sendeeinheit und Empfangseinheit bezeichnet sind) verwendet werden. Die nachstehenden U.S.-Patente, die alle dem Anmelder der vorliegenden Erfindung zugeordnet sind, liefern Beispiele von Arten von Möglichkeiten, die zur Ausführung des Sendestrahlgebers 14 verwendet werden können: 4,550,607; 4,699,009; 5,148,810; 5,608,690 und 5,675,554. Die nachstehenden US-Patente, die ebenso alle dem Anmelder der vorliegenden Erfindung zugeordnet sind, liefern Beispiele von Arten von Ansätzen, die zur Ausführung des Empfangsstrahlgebers 16 verwendet werden können: 4,550,607; 4,699,009; 5,555,534. Diese Beispiele sind jedoch nicht als einschränkend anzusehen, sondern es sollte verständlich sein, daß der Empfangsstrahlgeber 16 für geeignete Verzögerung, Phaseneinstellung und die Apodisierung entweder im Zeitbereich oder im Frequenzbereich ausführen kann.
Der Empfangsstrahlgeber 16 erzeugt Empfangsstrahlen entlang ausgewählten Empfangsrichtungen, wobei diese Empfangsstrahlen einem Phasenabgleichsystem 20 zugeführt werden. Das Phasenabgleichsystem 20 korrigiert einen Phasenfehlabgleich zwischen seitlich benachbarten Abtastwertelementen in den Empfangsstrahlen. Ein Phasenfehlabgleich kann aus systembedingten Faktoren wie etwa der Abtastgeometrie, physikalischen Aperturbegrenzungen und dergleichen resultieren. Es kann ein jedes geeignetes System zur Ausführung des gewünschten Phasenabgleichs verwendet werden, einschließlich der in den nachstehenden US-Patenten beschriebenen Systeme, die dem Anmelder der vorliegenden Erfindung zugeordnet sind: 5,928,152; 5,921,932. Für bestimmte Abtastgeometrien (wie etwa der Sektorabtastgeometrie) und einige Bildgebungssysteme kann ein Phasenfehlabgleich unproblematisch sein und kann das System 20 nicht benötigt werden.
Die durch das Phasenabgleichsystem 20 erzeugten Empfangsstrahlen mit Phasenabgleich werden einem Einzelbildspeicher 22 zugeführt, der zwei oder mehr hinsichtlich der Phase abgeglichene Empfangsstrahlen speichert. Gemäß einem Beispiel speichert der Einzelbildspeicher das gesamte oder einen Teil eines Einzelbildes.
Eine Bank von Filtern 24 ist vorgesehen und jeder der Filter 24 ist mit dem Einzelbildspeicher 22 gekoppelt. In diesem Ausgangsbeispiel entspricht ein jeder der Filter 24 einem jeweiligen anisotropen räumlichen Bandpaßfilter, das seine Filterung zumindest in der Querrichtung (quer zu den Empfangsstrahlen) ausführt. Beispielsweise kann ein jeder Filter 24 einem jeweiligen Lateralfilter oder einem jeweiligen 2-dimensionalen Filter entsprechen. Die Filter 24 können im räumlichen Bereich oder in dem räumlichen Frequenzbereich arbeiten. Eine jede Interpolation hinsichtlich einer Vorerfassungszeile oder eines Vorerfassungsbereiches wird vorzugsweise aus Effizienzgründen auf einen Zeitpunkt verschoben, der nach der Filterung der Bilder mit den Filtern 24 liegt.
Die gefilterten und interpolierten Bilder aus den Filtern 24 werden einer Amplitudenerfassungseinheit 26 zugeführt, wobei die erfaßten Bilder einer Kombinationseinheit 28 zugeführt werden.
Die Abtastungen der Strahlgeberausgabe, die Impulsantwort der Filter 24, die Ausgabe der Filter 24 sind in der axial ausgerichteten z-Achse (Bereichsachse) und zumindest einer der Lateralachsen, Azimuth-x und Höhe y definiert. Dabei ist anzumerken, daß x, y und z in diesem Beispiel den Achsen des akustischen Gitters entsprechen und nicht notwendigerweise den Achsen des Kartesischen Koordinatensystems, da die Filterung und die Zusammenfügung vorzugsweise vor einer Abtastwandlung ausgeführt werden.
Nachstehend wird eine räumliche 2-D-Zusammenfügungstechnik beschrieben, in welcher eine der Achsen der axialen Achse entspricht und die weitere Achse einer Querachse (Azimuth oder Höhe) entspricht. Die räumliche 3-D-Zusammenfügung entspricht einer direkten Erweiterung der nachstehend beschriebenen 2-D-Technik.

Räumliche Zusammenfügung unter Verwendung einer Raumbereichsfilterung oder Frequenzbereichsfilterung

Die Raumbereichsfilterung für eine räumliche 2-D-Zusammenfügung entspricht einer 2-D- Faltung der hinsichtlich der Phase ausgerichteten Strahlgeberausgabe b(x, z) mit der 2-D- Impulsantwort h(x, z) eines anisotropen Filters 24.
Beispielsweise kann eine 2-D-Zwei-Wege-Zusammenfügung (Zusammenfügung mit zwei 2-D-Komponentenbildern) in dem Raumbereich wie nachstehend angeführt, beschrieben werden:

c₁(x, z) = b(x, z) * h₁(x, z),
c₂(x, z) = b(x, z) * h₂(x, z),
d(x, z) = g(|c₁(x, z)|, |c₂(x, z)|, | b(x, z)|),

wobei * der 2-D-Faltungsoperation (Convolution) in der x- und z-Achse entspricht, h₁ und h₂ den Impulsantworten der anisotropen Filter mit teilweise überlappenden oder nichtüberlappenden Durchlaßbändern entsprechen, c1 und c2 den gefilterten Komponentenbildern entsprechen, g(.) einer Zusammenfügungsfunktion entspricht, |.| der Größenfunktion bzw., der Absolutfunktion und d(x, z) dem zusammengefügten Bild entspricht. Wie hier angegeben, kann die Zusammenfügungsfunktion g(.) über der Funktion der Komponentenbilder hinaus ebenso einer Funktion des eingegebenen Bildes (Strahlgeberausgabe) entsprechen.
Die Frequenzbereichsfilterung für die räumliche 2-D-Zusammenfügung entspricht andererseits einer Multiplikation der zweidimensionalen Fouriertransformierten B(f_x, f_z) der phasenabgeglichenen Strahlgeberausgabe b(x, z) mit der zweidimensionalen Fouriertransformierten H(f_x, f_z) der Impulsantwort h(x, z) eines anisotropen Filters 24.
Beispielsweise kann die Zwei-Wege-Zusammenfügung in dem räumlichen Frequenzbereich wie nachstehend angeführt, beschrieben werden:

C₁(f_x, f_z) = B(f_x, f_z) H₁(fx, f_z),
C₂(f_x, f_z) = B(f_x, f_z) H₂(f_x, f_z),
c₁(x, z) = F^-1{C₁(f_x, f_z)},
c₂(x, z) = F^-1{C₂(f_x, f_z)},
d(x, z) = g(c₁(x, z)|, |c₂(x, z)|, |b(x, z)|),

wobei B, H₁ und H₂ jeweils den 2-D-Fouriertransformierten der phasenabgeglichenen Strahlgeberausgabe b(x, z) und den Impulsantworten h₁(x, z) und h₂(x, z) der anisotropen Filter 24 entspricht; f_x die laterale räumliche Frequenz und f_z die axiale räumliche Frequenz ist; C₁ und C₂ die Fouriertransformierten der Komponentenbilder c₁ und c₂ sind und F^-1 {.} eine zweidimensionale inverse Fouriertransformierte angibt.

Anisotrope Filterimpulsantwort

Die Raumbereichsimpulsantwort h(x, z) eines anisotropen Filters 24 kann durch eine lineare Superposition ebener Wellen hergeleitet werden, wobei eine jede ebene Welle mit der gewünschten winkelbezogenen und zeitlichen Frequenzgewichtung gewichtet ist.

wobei G(θ, f) der winkelbezogenen und zeitlichen Frequenzgewichtung einer ebenen Welle (des exponentiellen Terms) mit einem Steuer- bzw. Lenkwinkel θ und einer Zeitfrequenz f entspricht. Die Umlaufgeschwindigkeit des Tons in dem Medium entspricht c/2, wobei c der Tongeschwindigkeit in einer Richtung entspricht. Allgemein kann G(θ, f) einer beliebigen komplexen Funktion mit θ und f entsprechen.
Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel entspricht G einer trennbaren Funktion nach θ und f, d. h., G(θ, f) = T(θ) S(f). Daher gilt

wobei T(θ) die Winkelantwort, S(f) die zeitlichen Frequenzantwort eines Umlaufs ist. T(θ) kann zur Maximierung des SNR-Maßes (d. h. der Erfaßbarkeit) eines bestimmten anisotropen Targets durch Abstimmen von T(θ) auf die winkelbezogenen Antwort des Targets (angepaßtes Filter) ausgewählt werden. T(θ) kann ebenso zur Kompensation der Winkelantwort des Bildgebungssystems 10 (inverses Filter oder Wiener Filter) ausgeführt sein. S(f) kann zur Erhaltung des zeitlichen Eingangsspektrums (Bandpaß oder Allpassfilter) ausgewählt sein oder es kann zur Bereitstellung einer zusätzlichen Filterung (beispielsweise eines angepassten Filters, eines inversen Filters, eines Wiener-Filters, etc.) ausgewählt sein. Dabei ist anzumerken, daß, selbst wenn G(θ, f) einer trennbaren Funktion nach θ und f entspricht, ihre resultierende Impulsfilterantwort h(x, z) allgemein nicht einer trennbaren Funktion nach x und z entspricht, d. h. sie kann nicht als Multiplikation einer Funktion von x und einer Funktion von z beschrieben werden.

Anisotrope Filter zur räumlichen Zusammenfügung

Gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel sind die Winkelgewichtungsfunktionen T_i(θ) mit i = 1 : N der anisotropen Filter 24 so gewählt, daß sie sich teilweise hinsichtlich θ verlappen, wobei sie die volle winkelbezogene (seitliche) Spektralbreite der Strahlgeberausgabe von θ_min bis θ_max abdecken. S(f) ist andererseits zur Erhaltung der zeitlichen Eingabeantwort ausgewählt. Entspricht daher die Strahlgeberausgabe einem Zwischenfrequenzsignal bzw. einem (IF)Signal oder einem Hochfrequenzsignal bzw. einem (HF)- Signal, entspricht S(f) vorzugsweise der Frequenzantwort eines Breitband-Bandpaßfilters. Entspricht die Strahlgeberausgabe einem analytischen Basisbandsignal, dann entspricht S(f) vorzugsweise der Frequenzantwort eines Breitband-Tiefpaßfilters. Wird von der gleichen Filterbank jedoch die Ausführung zusätzlicher Funktionen erwartet, die sich von der Erzeugung der Komponentenbilder für eine räumliche Zusammenfügung unterscheiden, wie etwa eine Erhöhung des Weißanteils (whitening), dann kann S(f) weitere Verläufe annehmen.
Die Zahl der seitlichen Unterreihen (N) und/oder der Typ der Winkelgewichtungsfunktion T_i(θ) kann in Abhängigkeit der klinischen Anwendung, beispielsweise bezüglich des Unterleibs, des OB's, der Brust, dem Muskelskelett, etc. variiert werden. Si(f) kann einer Funktion des entsprechenden Ti(θ) entsprechen. Beispielsweise kann die obere Bandkante der zeitlichen Bandpaß-Frequenzantwort Si(f) nach unten verschoben werden, sowie der Absolutwert des Winkels |θ| steigt, um Gitterkeulen bzw. -erhöhungen zu verringern. Die Form der winkelbezogenen und zeitlichen Frequenzantworten kann ebenso unabhängig gewählt werden. Die Form kann der Gauß-Form, einer Rechteckform, einer Dreiecksform oder einer weiteren beliebigen Form, entsprechen. Um die seitlichen Keulen bzw. Erhöhungen und die Bereichskeulen bzw. -erhöhungen der räumlichen Impulsantwort des Filters gering zu halten, sind die winkelbezogenen und die zeitlichen Frequenzantworten in ihrem Durchlaßband vorzugsweise glatt und an den Kanten verjüngt bzw. abgeschrägt.
T_i(θ) und S_i(f) können ebenso adaptiv sein. Beispielsweise kann die Zahl der Winkelunterbänder N und daher die Winkelbreite eines jeden Unterbandes auf den Pixelfaktor oder den lokalen Kohärenzfaktor angepaßt sein. Der Kohärenzfaktor ist das Verhältnis der kohärenten (phasenempfindlichen) Summation zu der inkohärenten (phasenunempfindlich) Summation der Signale mit Verzögerung und Apodisierung der Empfangskanäle. Der lokale Kohärenzfaktor entspricht dem Pixelkohärenzfaktor, der über einen Bereich um ein jedes Einzelbild gemittelt ist. Die Zahl der Winkelunterbänder N kann verringert werden, sowie der Kohärenzfaktor ansteigt. In gleichartiger Weise kann S(f) adaptiv hinsichtlich des Pixels oder des lokalen SNR-Wertes sein, so daß es als Wiener-Filter ausgewählt werden kann, falls das SNR-Maß hoch ist oder als angepaßtes Filter, sofern das SNR-Maß gering ist.
Die Fig. 3 und 4 zeigen jeweils die winkelbezogene und zeitliche Frequenzantwort eines Satzes aus anisotropen Filtern 24 h_i(x, z), i = 1 : 3 für das Beispiel einer Drei-Wege- Zusammenfügung. Die jeweiligen winkelbezogenen Antworten T_i(θ), i = 1 : 3 weisen eine flache Spitze, eine Cosinus-Verjüngung in der Form und den gleichen Wert von -6 dB in einer Winkelbreite von 200 auf. Die mittleren Winkel der Filter sind jeweils -20°, 0° und +20°. Dabei ist hier die Annahme getroffen, daß die Strahlgeberausgabe winkelbezogene Frequenzkomponenten beinhaltet, die von -30° bis +30° reichen, d. h. θ_min = -30° bis θ_max = 30°. Die zeitlichen Frequenzantworten sind für alle drei Filter identisch, S_i(f) = S(f), wobei i = 1 : 3 ist, und S(f) entspricht einem Bandpaßfilter mit einem Durchlaßband mit einer flachen Oberseite und einer Cosinus-Verjüngung.
Die Fig. 5. 6 und 7 zeigen jeweils die Konturverläufe von |H_i(x, z)|, i = 1 : 3, wobei. |.| dem Größen- bzw. Absolutoperator entspricht. Die Achsen der Konturverläufe geben Dimensionen in der Querrichtung x und der Achsenrichtung z an. Dabei ist anzumerken, daß die Filter komplex sind und daß sie daher vollständig durch die Größe und. Phase oder den Real- und Imaginärteil der Impulsantwort definiert sind. Die gleichphasigen Linien einer Impulsantwort eines anisotropen Filters liegen im wesentlichen bei einem zu der Mittelwinkelachse normalen Winkel.
Fig. 8 zeigt die -6 und -20 dB Konturverläufe der räumlichen Frequenzspektren Hi(fx, fz), i = 1 : 3 (d. h., 2-D-Fouriertransformierte von hi(x, z), i = 1 : 3). Die Achsen entsprechen der lateralen Raumfrequenz fx und der axialen Raumfrequenz fz.

Zusammenfügungsfunktion

Die Kombinationseinheit 28 für die Ausführungsbeispiele des Raumbereichs und des räumlichen Frequenzbereichs können verschiedene Zusammenfügungsfunktionen verwenden. Die allgemeinste Form der Kombinationseinheit entspricht:

d(x, z) = g(c1(x, z), c2(x, z),. . . cN(x, z), b(x, z)),

wobei g(.) einer Multi-Eingaben/Einzelausgaben-Zusammenfügungsfunktion (Kennfeld) entspricht. Die Zusammenfügungsfunktion kann eine nichtlineare Beziehung zwischen einer oder mehreren seiner Eingaben und der Ausgabe beinhalten. Die Eingaben der Zusammenfügungsfimktion können ebenso die Strahlgeberausgabe b(x, z) beinhalten. Die Zusammenfügung kann ebenso abhängig hinsichtlich der lokalen Statistik wie etwa dem lokalen Mittelwert der Größe von c_i (x, z) und/oder b(x, z) sein.
Einige Beispiele für die Zusammenfügungsfunktionen sind wie nachstehend angeführt:

a) Logarithmische Bereichszusammenfügung

d(x, z) Σ_{i = 1 : N} α_i 10 log₁₀(|c_i(x, z)|²),
b) Intensitätsbezogene Bereichszusammenfügung

d(x, z) = 10 log₁₀(Σ_{i : N} α_i |c_i(x, z)|²)
c) MAX-Zusammenfügung

d(x, z) = 10 log₁₀(max_{i = 1 : N}{|c_i(x, z)|²}),

Der Parameter α_i in den vorstehenden Beispielen (a) und (b) entspricht dem Gewichtungskoeffzienten für die Ausgabe bzw. den Ausgang des i-ten Filters und ist typischerweise auf einen Wert von 1/N eingestellt. α_i kann ebenso adaptiv beispielsweise auf den Pixelkohärenzfaktor oder den lokalen Kohärenzfaktor oder das Einzelbild oder den lokalen SNR-Wert der Kennfeldeingabenbilder sein. α_i kann ebenso zur Kompensation des Elementfaktors der Wandlerelemente verwendet werden. Das räumliche Frequenzspektrum des Elementfaktors wird durch eine laterale Sinc-Funktion (Sinc(w, f_x)) dominiert, die ihre erste Nullstellen bei f_x = ± 1/w hat, wobei w der effektiven Elementenbreite entlang der x- Achse entspricht. Die Zusammenfügungsfunktion selbst kann ebenso im gleichen zusammengefügten Einzelbild variiert werden. Die Variation kann hinsichtlich dem Einzelbildkohärenzfaktor oder dem lokalen Kohärenzfaktor oder hinsichtlich des Einzelbildes oder dem lokalen SNR-Wert der Komponentenbilder c_i(x, z), mit i = 1 : N, adaptiv sein.
Fig. 2 liefert ein Flußdiagramm eines durch das System 10 von Fig. 1 ausgeführten Verfahrens. In Block 40 wird ein Ultraschallbild erlangt. Ein derartiges Bild kann etwa einem Bild entsprechen, das in dem Einzelbildspeicher 22 gemäß Fig. 1 gespeichert ist.
In Block 40 wird ein gegebenes Bild mit einer Vielzahl von Bandpaßfiltern zur Erzeugung einer Vielzahl von gefilterten Bildern vor einer Amplitudenerfassung gefiltert. Ein jedes Filter spricht selektiv auf gerichtete Targets an, die in einem jeweiligen Bereich von räumlichen Richtungen orientiert sind. Wie vorstehend angeführt, können die Bandpaßfilter in dem räumlichen Bereich oder dem räumlichen Frequenzbereich arbeiten und können die Filter eindimensionale, zweidimensionale und dreidimensionale laterale Filter beinhalten. In Block 44 wird danach die Amplitude der gefilterten Bilder erfaßt und werden zumindest einige der gefilterten, erfaßten Bilder in Block 46 kombiniert.
Der Kombinationsvorgang des Blocks 46 stellt eine Art einer räumlichen Zusammenfügung dar. Da die in Block 42 verwendeten Filter selektiv auf jeweilige gerichtete Targets ansprechen, erreicht die Zusammenfügung des Blocks 46 das gewünschte Ergebnis der Verstärkung des Bilds derartiger gerichteter Targets. Das zusammengefügte, in Block 46 erzeugte Bild wird dann einem Bildprozessor zugeführt.
Alternativ kann der Kombinationsvorgang den menschlichen Beobachter miteinschließen. Beispielsweise kann ein Zwei-Wege-Zusammenfügungsvorgang jeweils das Zuführen des linken und des rechten Komponentenbildes (direkt oder nach einer bestimmten 3-D- Verarbeitung) zu dem linken und dem rechten Auge des Beobachters einschließen. Das menschliche Gehirn wird danach den Kombinationsvorgang der Zusammenfügung ausführen. Dies kann eine 3-D-Visualisierung der Anatomie unterstützen, falls eine 2-D- Anordnung verwendet wird. Eine weitere Alternative besteht in einem zusammengesetzten Ansatz, bei welchem ein Teil der Kombination in dem Bildgabesystem und der Rest in dem menschlichen Gehirn stattfindet.

Eine bestimmte Ausführung mit drei Komponentenbildern

Für den allgemeinen 2-D-Fall erfordert ein jedes Filter 24 in der Bank der anisotropen Filter 24 eine nichttrennbare 2-D-Faltung. Alternativ kann es effizienter sein, die Filter in dem Frequenzbereich auszuführen. Die zugehörige Verarbeitung, wie sie vorstehend diskutiert ist, beinhaltet eine Fouriertransformation des Eingangssignals sowie eine inverse Fouriertransformation der Komponentenbilder. Beispielsweise kann eine räumliche Zusammenfügung auf der Grundlage von drei Komponentenbildern mit vier Fouriertransformationsvorgängen oder drei Faltungsvorgängen ausgeführt werden.
Wird den Erfordernissen der Anmeldung durch Zusammenfügung mit drei Komponentenbildern entsprochen, getrennt von weiteren Erfordernissen wie etwa einer adaptiven Filterung oder einer Erhöhung des Weißanteils, kann die Architektur die Symmetrien in der Signalverarbeitung zur Erlangung einer signifikanten Vereinfachung der Filterreihenkomplexität ausnutzen. Ein derartiger Ansatz ist in Fig. 9 veranschaulicht. Diese Architektur für eine Filterbank erzeugt drei Unterbandkomponentenbilder, mit lediglich einem einzigen nichttrennbaren Filtervorgang. Die nachstehende Erläuterung geht von einer Hardware-Ausführung der Signalverarbeitung aus, jedoch sind gleichartige Erwägungen auf einen Software-Ansatz anzuwenden, sei es hinsichtlich einer Allzweck-CPU oder einem anwendungsbezogenen digitalen Signalprozessor (DSP).
Gemäß dem System von Fig. 9 wird das Eingangsbild b(x, z) über ein anisotropes räumliches Filter in Block 200 gefiltert. Das Filter ist auf eine winkelbezogene Frequenzantwort beschränkt, die um 0° symmetrisch ist, wie etwa auf die winkelbezogene Antwort T2 von Fig. 3. Die Ausgabe dieses Filters c₂(x, z) entspricht dem Komponentenbild für das mittlere räumliche Frequenzband.
Das ursprünglich eingegebene Bild b(x, z) und das mittlere (zentrale) Komponentenbild c2(x, z) werden zur Erzeugung der Komponentenbilder für laterale räumliche Frequenzbänder verwendet. Zunächst wird in einer Subtraktionseinheit 202 das mittlere Komponentenbild von dem Eingangsbild subtrahiert. Dies ergibt c_1-3(x, z), was einem Komponentenbild mit dem linken und rechten räumlichen Frequenzbändern entspricht. Dieses kann direkt verwendet werden oder weiter durch Anwenden eines Halbbandfilters von Block 204 getrennt werden, was c₁(x, z) erzeugt. Das letztendliche Unterbandkomponentenbild c₃(x, z) wird erzeugt, indem die Differenz von c_1-3(x, z) und c₁(x, z) in einer Subtraktionseinheit 206 erzeugt wird.
Die Fig. 10-14 zeigen eine Darstellung, wie der spektrale Inhalt der Signale über eine Verarbeitung gemäß Fig. 9 aussehen kann. Natürlich hängen die tatsächlichen Spektren primär von dem eingegebenen Signalspektrum und der Ausführung des Filters h₂(x, y) von Fig. 9 ab.
Der Nutzen der Architektur besteht darin, daß es möglich ist, die gesamte Reihe von anisotropen Filtern mit einer einzigen programmierbaren Funktion auszuführen. Der Rest der Signalverarbeitung kann durch eine feste Verarbeitung ausgeführt sein, welche sich primär auf einfache arithmetische Funktionen zur Addition und Subtraktion bezieht. Die Kosten und die Komplexität finden sich in dem einzigen anisotropen Filter 200 von Fig. 9. Dieses Filter ist so festgelegt, daß eine noch weitergehende Vereinfachung möglich ist.
Die Symmetriebedingungen hinsichtlich der Filterfrequenzantwort führt zu einer geraden Symmetrie von F_x und daher zu einer geraden Symmetrie hinsichtlich x für die Koeffizienten- bzw. Tap-Gewichtungen des FIR-Filterkerns. Ein derartiges Filter kann durch Faltung mit lediglich einer Hälfte der Multipliziereinheiten ausgeführt werden, die für ein asymmetrisches Filter mit der gleichen Komplexität erforderlich wäre.
Alternativ kann die Funktion des Blocks 200 in dem räumlichen Frequenzbereich wie vorstehend vorgeschlagen, ausgeführt sein. Dies kann unter der Annahme der Berechnungseffizienz von FFT-Algorithmen angebracht sein. Sollte ein derartiger Ansatz gewählt werden, werden nur zwei Fouriertransformationsvorgänge anstelle der vorher vorgeschlagenen vier Vorgänge verwendet.
Die Komplexität in der Erzeugung von c₁(x, z) und c₃(x, z) liegt in dem Filter h_hb(x, y) von Fig. 9. Dieses Filter ist jedoch in F_x und F_z trennbar und entspricht einem Allpaß von F_z.
Das heißt, es handelt sich lediglich um ein Lateralfilter, das positive Frequenzen von negativen Frequenzen trennt. Es existieren standardmäßige Vereinfachungsansätze für eine effiziente Halbbandfilterausführung. Eine Möglichkeit besteht in der Anwendung eines FIR-Halbbandfilters, das so ausgeführt sein kann, daß es alle die geradzahligen Koeffizienten auf Null gesetzt hat. Während die Koeffizienten komplex sein werden, wird die Zahl der komplexen Multiplikatoren noch einer Hälfte der effizienten Zahl von Taps bzw. Koeffizienten entsprechen. Eine weitere Möglichkeit besteht in der Verwendung der Hilbert-Transformation zur Trennung der positiven und negativen Frequenzen. Unabhängig von dem Ansatz kann die Funktion leicht mit einer feststehenden Hardware ohne Programmierfähigkeit ausgeführt werden.
In der vorstehenden Ausführung wurde angenommen, daß die Filter- und Zusammenfügungsvorgänge auf Vollbilder angewendet werden. Jedoch ist der Ansatz allgemein zu verstehen und kann ebenso auf Untereinheiten des Bildes angewendet werden. Die Wahl zwischen Vollbildern oder Untereinheiten der Bilder wird häufig von den Architektureigenschaften des Ultraschallsystems abhängen.

Eine bestimmte Ausführung mit gleichförmigen Komponentenbändern

Die vorstehende Ausführung verwendete die Wirkung eines einzigen komplexen, nichttrennbaren 2-D-Filters zur Erzeugung von drei Komponentenbildern. Es ist ebenso möglich, ein einziges komplexes, nichttrennbares 2-D-Filter zur Lieferung einer beliebigen Zahl von Komponentenbildern unter der Voraussetzung zu verwenden, daß Durchlaßbänder nur in den Frequenzen der mittleren bzw. zentralen Winkel variieren.
Dieser Typ einer Filterbank ist in Fig. 15 dargestellt. Das eingegebene Bildsignal b(x, z) wird zunächst um einen Winkel Φ_i durch eine Dreheinheit 210 gedreht und dann durch ein anisotropes Raumfilter 212 gefiltert. Die gefilterte Ausgabe wird ferner um den negativen Winkel -Φ_i in einer Zähldreheinheit 214 gedreht, womit ein einziges Komponentenbild erzeugt wird. Dieser Vorgang kann beliebig oft mit einmaligen Drehungen wiederholt werden, wie sie aufeinanderfolgend durch den Block 215 ausgewählt werden, wodurch so viele Komponentenbilder wie gewünscht erzeugt werden. Die Ausführung kann die gleiche Dreh- und Filtervorrichtung mehrmals an gespeicherten bzw. gepufferten Bildern verwenden oder kann alternativ eine Vielzahl von Einheiten der Vorrichtung beinhalten, die parallel das gleiche Bild bearbeiten.
Fig. 16 veranschaulicht ferner diese Architektur durch Berücksichtigung der Auswahl der Bildkomponenten einer einzigen Winkelorientierung. In diesem Beispiel wird das eingegebene Bild für eine Verarbeitung segmentiert und dann zur Erzeugung des Komponentenbildes wieder zusammengefügt. Diese Abfolge wird für eine jede Winkelausrichtung und ein jedes Komponentenbild wiederholt.
Der Nutzen dieser Architektur liegt wiederum darin, daß die Wirkung eines einzigen komplexen nichttrennbaren 2-D-Filters verstärkt werden kann. Wie vorstehend erläutert, kann das Filter selbst durch Faltungs- oder Fouriertransformationstechniken ausgeführt sein.

Zweite bevorzugte Ausführungsform

Das Ausführungsbeispiel in den Fig. 17-23 verstärkt ebenso die Bilderzeugung von gerichteten Targets, ohne das Erfordernis der Vorerfassungsfilter des Systems 10. Fig. 17 zeigt ein Blockschaltbild eines Ultraschallbildgebungssystems 110, das eine Anordnung 112, einen Sendestrahlgeber 114 und einen Empfangsstrahlgeber 116 beinhaltet. Die Elemente 112, 114, 116 können den vorstehend erläuterten Elementen 12, 14, 16 entsprechen.
Der Empfangsstrahlgeber bzw. -strahlformer 116 führt die geeignete Verzögerung, Phaseneinstellung und Apodisierung entweder im Zeitbereich oder dem Frequenzbereich aus. Der Empfangsstrahlgeber kann einem bekannten parallelen Strahlgeber entsprechen, der unter Verwendung eines einzigen Empfangsdatensatzes eine Vielzahl von Strahlen mit teilweise überlappenden Aperturen entlang einer Ultraschall-Linie ausbilden kann. Alternativ kann er einem Strahlgeber entsprechen, der unter Verwendung eines einzigen Empfangsdatensatzes eine Vielzahl von Strahlen für einen jeden akustischen Gitterpunkt oder Anzeigegitterpunkt in dem Beschallungsbereich/Beschallungsvolumen ausbilden kann. Der Strahlgeber kann eine sehr hohe Einzelbildrate erzielen, falls der Beschallungsbereich/das Beschallungsvolumen je Sendeauslösung breitgroß ist, wie es für den Fall von schwach divergierenden, ebenen oder schwach fokussierten Sendewellen gilt. Wenige Auslösungen müssen dann zur Ausbildung einer räumlich zusammengefügten Bildebene bzw. eines Bildrahmens oder eines räumlich zusammengefügten Bildvolumens ausreichen. Jedoch erfordert dieser Strahlgeber eine viel höhere Verarbeitungsbandbreite und Speicherkapazität im Vergleich zum bekannten Strahlgeber. Zum Erzielen von klinisch annehmbaren Störpegeln können ebenso spezielle Maßnahmen erforderlich sein, da Sendestrahlen nicht fokussiert oder schwach fokussiert sind. Für weitere Einzelheiten wird auf die US- Patentanmeldung Nr. 09/518,972 Bezug genommen, welche dem Anmelder der vorliegenden Erfindung zugeordnet ist.
Die durch den Empfangsstrahlgeber 116 erzeugten Empfangsstrahlen werden einer Amplitudenerfassungseinheit 118 zugeführt und es werden ausgewählte Strahlen aus den erfaßten Strahlen in einer Kombinationseinheit 120 kombiniert.
Fig. 18 zeigt ein Blockschaltbild eines durch die Vorrichtung 110 ausgeführten Verfahrens. In Block 160 wird ein Satz von gepulsten Ultraschallwellenfronten zu einem ausgewählten Bereich übertragen.
Fig. 19 und 20 zeigen Prinzipdarstellungen der Anordnung 112 und von halbebenen Targets 115, 115' in zwei verschiedenen Orientierungen. Gemäß diesem Beispiel hat der Sendeimpuls eine ebene Wellenfront 130, die bezüglich der Normalen der Anordnung bzw. des Feldes einen Winkel α bildet. Die Ultraschallenergie wird von den gerichteten Targets 115, 115' so reflektiert, daß der Reflexionswinkel 133 mit der Targetflächennormalen/Targetliniennormalen gleich dem Einfallswinkel 132 ist. Gemäß diesem Beispiel ist die verfügbare und adressierbare Apertur der Anordnung 112 für die bestimmte Targetposition der Targets 115, 115' in drei Unteraperturen 134, 135 und 136 geteilt. Dabei ist anzumerken, daß die verfügbare Apertur durch den Elementfaktor, Gitterkeulen bzw. -erhöhungen und die physikalische Aperturgröße beschränkt ist. Daher ist die verfügbare Apertur von der Targettiefe und der Querposition abhängig. Die adressierbare Apertur ist andererseits durch die Zahl der Vorrichtungserlangungskanäle beschränkt. In diesem Fall überlappt eine jede Unterapertur eine benachbarte Unterapertur um etwa 50%. Da die Beschallung einer ebenen Welle entspricht, trifft die reflektierte Ultraschallenergie von den gerichteten Targets die Anordnung vorzugsweise in einer der Unteraperturen, d. h. der Unterapertur 134 in Fig. 19 und der Unterapertur 136 in Fig. 20.
Gemäß Fig. 18 werden in dem Block 162 die empfangenen Echos über eine Vielzahl von teilweise überlappenden Empfangsunteraperturen zu einem Strahl ausgebildet, wodurch eine Vielzahl von Empfangsstrahlen ausgebildet werden. Unter Bezugnahme auf Fig. 19 und 20 werden die drei Unteraperturen 134, 135, 136 dieses Beispiels separat einen Strahl ausbilden zur jeweiligen Bereitstellung von drei Empfangsstrahlen B1, B2 und B3. In diesen Beispielen entspricht der Apodisierungstyp für die Empfangsunteraperturen einem Halbkreis. Zur Kompensation des Elementenfaktors oder weiterer akustischer Dämpfungseffekte kann die Form jedoch asymmetrisch sein und zwischen den Strahlen variieren. Dabei ist anzumerken, daß die Empfangsstrahlen B1 und B3 der Beispiele in den Fig. 19 und 20 jeweils den größten Teil der reflektierten Energie empfangen, während die weiteren Strahlen wenig oder keine Energie von den jeweiligen gerichteten Targets empfangen.
Gemäß Fig. 18 wird in Block 164 die Amplitude einer jeden der Empfangsstrahlen B1, B2, B3 erfaßt und werden in Block 166 zumindest einige der erfaßten Empfangsstrahlen in einem räumlichen Zusammenfügungsvorgang kombiniert. Es kann jede der Kombinationstechniken, die vorstehend in Verbindung mit dem ersten Ausführungsbeispiel beschrieben wurden, verwendet werden.
Die Ultraschallbildgebungsvorrichtung 110 von Fig. 17 kann ebenso zur Ausführung einer modifizierten Form des Verfahrens von Fig. 18 verwendet werden, in welchem zwei gepulste Ultraschallwellen sequentiell zu dem gerichteten Target gesendet werden, wobei die Wellenfronten an verschiedenen Winkeln ausgerichtet sind. Fig. 21 und 22 zeigen ein Beispiel, in welchem die Wellenfront 130 einen Winkel α mit der Normalen der Anordnung bildet und die Wellenfront 140 einen Winkel von -α bildet. Im Vergleich zu dem vorstehenden Beispiel mit der einzigen Erregung verdoppelt diese Technik den Winkelbereich, für welchen das Bildgebungssystem empfindlich ist. In diesem Beispiel sind sechs getrennte Empfangsstrahlen ausgebildet (drei von einem jeden Empfangsdatensatz, wobei ein jeder Satz den Echos von einer der Wellenfronten entspricht). Bei allen diesen sechs Empfangsstrahlen wird die Amplitude erfaßt und kombiniert.
Es können Orthogonalcodes zur Codierung der Sendewellen für verschiedene Wellenfronten verwendet werden. Dabei können sie eher simultan als sequentiell ausgelöst werden, was die Einzelbildrate verbessert. Die Empfangsdatensätze werden durch die jeweiligen Decodierfilter zur Erzeugung der zwei Empfangsdatensätze decodiert, wobei ein jeder Datensatz einer der Wellenfronten entspricht. Ein jeder Datensatz wird dann zur Strahlausbildung einer Vielzahl von Empfangsstrahlen mit teilweise überlappenden Aperturen verwendet. Alternativ kann die Reihenfolge der Decodierung und Strahlausbildung umgekehrt werden, da sie lineare Funktionen sind (zumindest für kleine Produkte bzw. Erzeugnisse mit einer mäßigen zeitlichen Bandbreite).
Fig. 23 zeigt ein weiteres Beispiel, in welchem die ebene Wellenfront 150 bei einem Winkel α ausgerichtet ist, der gleich 0° bezüglich der Oberfläche der Wandleranordnung 112 ist.
Die Vorrichtungen und Verfahren aus den Fig. 17-23 können vollständig so erweitert werden, daß sie Empfangsanordnungen beinhalten, die nicht kolinear sind. Beispielsweise kann die Anordnung 112 als gekrümmte Anordnung oder als eine zweidimensionale Anordnung ausgeführt sein. Wird eine zweidimensionale Anordnung verwendet, können die verschiedenen Unteraperturen für die Ebene oder Oberfläche der Anordnung zueinander angewinkelt sein.
Über die in der Zeichnung veranschaulichten ebenen Wellenfronten hinaus können ebenso nicht ebene Wellen verwendet werden. Dabei ist anzumerken, daß zur Erzeugung einer lateral schmalbandigen Antwort von einem gerichteten Target, das in einem bestimmten Abtastvolumen (Auflösungszelle) angeordnet ist, die Beschallung nur im wesentlichen eben oder halbeben, jedoch nicht exakt eben erfolgen muß und dies nur in dem bestimmten Abtastvolumen, nicht in einem großen Volumen erfolgen muß. Die Größe des Abtastvolumens wird dabei durch das Hauptkeulenvolumen der Empfangspunktspreizfunktion bestimmt.
Unter nicht ebenen Wellen sind schwach divergierende und schwach fokussierte Wellen von besonderem Interesse. Im Vergleich zu ebenen Wellen erhöhen schwach divergierende Wellen den Beschallungsbereich/das Beschallungsvolumen je übertragene Anregung und unterstützen weiter die Verbesserung der Einzelbildrate. Dies beeinträchtigt jedoch das SNR-Maß und erhöht den Störpegel. Schwach fokussierte Wellen verbessern andererseits das SNR-Maß und verringern den Störpegel, während die Einzelbildrate beeinträchtigt wird. Eine Beschallung mit diesen Typen von Wellenfronten kann als im wesentlichen eben oder halbeben betrachtet werden, da der fokussierte Empfangsstrahl nur die übertragene Welle in der Nähe des Bildpunktes auswählt. Aus diesem Grund ist die übertragene Wellenfront einer nichtfokussierten oder schwach fokussierten Welle an einem bestimmten interessierenden Punkt unabhängig von ihrer Struktur im größeren Ausmaß effektiv eben und werden alle derartigen Wellenfronten hierbei als im wesentlichen eben betrachtet.

Schlußbetrachtung

Es wurden verschiedene Bildgebungsvorrichtungen beschrieben, die die Bildgebung von gerichteten Targets verbessern, die Speckle-Varianz verringern und die zeitliche Auflösungsverlust- und Bewegungsartefakt-Probleme betreffen, die bei den bekannten räumlichen Zusammenfügungstechniken auftreten.
Es können viele Änderungen und Modifikationen hinsichtlich der vorstehend beschriebenen bevorzugten Ausführungsbeispiele ausgeführt werden. Beispielsweise können alle diese Ausführungsbeispiele zur Verwendung mit dreidimensionalen Bildern dienen. Für den Fall von Vorerfassungsfiltern können anisotrope dreidimensionale Vorerfassungsfilter verwendet werden. Die Kombinationseinheit 28, 120 kann zur Bereitstellung einer jeden gewünschten nichtlinearen Funktion für die jeweiligen eingegeben Bilder oder Strahlen dienen. Beispielsweise kann die Kombinationseinheit ein gespeichertes nichtlineares Kennfeld beinhalten, das einen Ausgangssignalpegel für jede Kombination der jeweiligen Eingangssignale liefert.
Der hier verwendete Ausdruck "Bild" ist in breiter Weise auszulegen, so daß er ein Ultraschallbild, das aus dem gesamten Einzelbild oder einem Teil eines Einzelbild sowohl im zweidimensionalen als auch im dreidimensionalen Bereich gebildet ist, sowie ein Bildsegment beinhaltet.
Der Ausdruck "Vorerfassung" gibt an, daß ein Strahlgebungs- bzw. Strahlformvorgang ein Strahlsignal ausgebildet hat, jedoch für das Strahlsignal noch nicht eine Amplitudenerfassung ausgeführt worden ist.
Der Ausdruck "Kopplung mit" umfaßt sowohl eine direkte als auch eine indirekte Kopplung. Somit werden zwei Elemente als miteinander gekoppelt angesehen, unabhängig davon, ob ein drittes nicht bezeichnetes Element dazwischen eingefügt ist oder nicht.
Der Ausdruck "Satz" umfaßt sowohl eine Einheit als auch mehrere Einheiten.
Der Ausdruck "signalflußabwärts" beabsichtigt die Angabe "nachfolgend" im Sinne einer Informationsverarbeitung. Somit wird ein zweites Element als stromabwärts bezüglich eines ersten Elements angeordnet betrachtet, wenn das zweite Element ein Signal bearbeitet, nachdem das Signal durch das erste Element bearbeitet worden ist.
Der Ausdruck "Strahl" bezieht sich auf ein strahlengebildetes Signal und kann lediglich einen Teil einer Abtastlinie oder nur einen Teil eines zwei- oder dreidimensionalen Bereichs um ein ausgewähltes Pixel oder Voxel entsprechen.
Der Ausdruck "anisotropes räumliches Filter" betrifft in allgemeiner Weise Filter, die entweder im räumlichen Bereich oder im räumlichen Frequenzbereich arbeiten.
Die vorstehend detaillierte Beschreibung bezieht sich lediglich auf wenige der vielen möglichen Formen der Erfindung. Daher ist die detaillierte Beschreibung als veranschaulichend und nicht beschränkend zu verstehen. Der Bereich der Erfindung wird lediglich durch die nachstehenden Patentansprüche einschließlich aller Äquivalente definiert.

Claims

1. Medizinisches Ultraschallbildgebungsverfahren mit den Schritten:

a) Erlangen (40) eines aus Strahlen ausgebildeten Einzelbildes,

b) Filtern (42) des aus Strahlen ausgebildeten Bildes vor einer Amplitudenerfassung mit einer Filterbank (24), wobei die Filterbank (24) eine Vielzahl von gefilterten Bildern erzeugt, ein jedes der gefilterten Bilder selektiv auf gerichtete Targets anspricht, die in einem jeweiligen Bereich von räumlichen Richtungen orientiert sind,

c) Erfassen (44) der Amplitude der gefilterten Bilder, wodurch jeweilige gefilterte, erfaßte Bilder ausgebildet werden, und

d) Kombinieren (46) zumindest einiger der gefilterten erfaßten Bilder.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Filterbank (24) zumindest ein laterales Filter beinhaltet.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Filterbank (24) zumindest ein zweidimensionales Filter beinhaltet.

4. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Schritt (d) den Schritt zum Kombinieren (46) zumindest einiger der gefilterten und erfaßten Bilder im logarithmischen Bereich beinhaltet.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Schritt (d) den Schritt zum Kombinieren (46) zumindest einiger der gefilterten und erfaßten Bilder im intensitätsbezogenen Bereich beinhaltet.

6. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Schritt (d) den Schritt zum Anwenden (46) einer nichtlinearen Funktion auf zumindest eines der gefilterten und erfaßten Bilder beinhaltet.

7. Medizinische Ultraschallbildgebungsvorrichtung (10) mit
einer Wandlereinheit (12),
einer mit der Wandlereinheit (12) gekoppelten Sendeeinheit (14),
einer mit der Wandlereinheit (12) gekoppelten Empfangseinheit (16),
einer anisotropen, räumlichen Vorerfassungsfilterbank (24), die mit der Empfangseinheit gekoppelt ist, wobei die Filterbank eine Vielzahl von gefilterten Bildern erzeugt und ein jedes der gefilterten Bilder selektiv auf gerichtete Targets anspricht, die in einem jeweiligen Bereich von räumlichen Richtungen orientiert sind,
einem Satz von mit der Filterbank (24) gekoppelten Erfassungseinheiten (26) singalflußabwärts der Filterbank (24) und
einer mit dem Satz von Erfassungseinheiten (26) gekoppelten Kombinationseinheit (28) signalflußabwärts des Satzes der Erfassungseinheiten (26).

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei die Kombinationseinheit (28) eine Kombinationseinheit für den logarithmischen Bereich beinhaltet.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7 oder 8, wobei die Kombinationseinheit (28) eine Kombinationseinheit für den intensitätsbezogenen Bereich beinhaltet.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, wobei die Kombinationseinheit (28) eine nichtlineare Kombinationseinheit beinhaltet.

11. Medizinisches Ultraschallbildgebungsverfahren mit den Schritten

a) Übertragen (160) eines Satzes von gepulsten Ultraschallwellenfronten zu einem ausgewählten Bereich, wobei eine jede der Wellenfronten im wesentlichen an dem ausgewählten Bereich eben ist,

b) Strahlbilden (162) empfangener Echos von einer jeden der Wellenfronten über eine Vielzahl von teilweise überlappenden Empfangsunteraperturen (B1, B2, B3) zur Ausbildung einer jeweiligen Vielzahl von Empfangsstrahlen für den ausgewählten Bereich, wobei ein jeder Empfangsstrahl mit einer jeweiligen Unterapertur (B1, B2, B3) verknüpft ist,

c) Erfassen (164) der Amplitude einer jeden der Empfangsstrahlen zur Ausbildung jeweiliger erfaßter Empfangsstrahlen und

d) Kombinieren (166) zumindest einiger der erfaßten Empfangsstrahlen.

12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei der Schritt (d) das Kombinieren (166) zumindest einiger der erfaßten Empfangsstrahlen in einem logarithmischen Bereich beinhaltet.

13. Verfahren nach Anspruch 1 l, wobei der Schritt (d) das Kombinieren (166) zumindest einiger der erfaßten Empfangsstrahlen in einem intensitätsbezogenen Bereich beinhaltet.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 11 bis 13, wobei der Schritt (d) den Schritt zum Anwenden (166) einer nichtlinearen Funktion auf zumindest eine der erfaßten Empfangsstrahlen beinhaltet.