DE19842191A1

DE19842191A1 - Verfahren und Einrichtung zur Kohärenzfilterung von Ultraschallbildern

Info

Publication number: DE19842191A1
Application number: DE19842191A
Authority: DE
Inventors: Kenneth Wayne Rigby
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-09-22
Filing date: 1998-09-15
Publication date: 1999-03-25
Also published as: US5910115A; NO984398L; IL126164A0; JPH11151241A; CN1196446C; ITMI981988A0; JP4073092B2; IT1302195B1; NO984398D0; IL126164A; KR19990029981A; KR100734756B1; ITMI981988A1; CN1214901A

Description

Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf digitale Ultra schall-Bildgebungssysteme und insbesondere auf Verfahren zur Verbesserung von medizinischen Ultraschallbildern mittels datenabhängiger Filterung.

Ein konventionelles Ultraschall-Bildgebungssystem enthält ein Array bzw. eine Matrix von Ultraschall-Wandlerelementen, die benutzt werden, um ein Ultraschallbündel auszusenden und sodann das von dem untersuchten Objekt reflektierte Bündel zu empfan gen. Ein solcher Scan- bzw. Abtastvorgang enthält eine Reihe von Messungen, bei denen die gerichtete Ultraschallwelle gesen det wird, wobei das System nach einem kurzen Zeitintervall in den Empfangsmodus schaltet und die reflektierte Ultraschallwel le empfangen und gespeichert wird. In typischen Fällen erfolgt die Steuerung bzw. Lenkung beim Senden und Empfangen in dersel ben Richtung während jeder Messung, um Daten aus einer Folge von Punkten entlang einem akustischen Bündel oder einer Ab tastlinie zu gewinnen. Der Empfänger wird dynamisch auf eine Aufeinanderfolge von Bereichen bzw. Entfernungen entlang der Abtastlinie fokussiert, während die reflektierten Ultraschall wellen empfangen werden.

Für eine Ultraschall-Bildgebung weist das Array üblicherweise viele Wandler auf, die in einer oder mehreren Reihen bzw. Linien angeordnet sind und mit separaten Spannungen betrieben werden. Durch Auswählen der Zeitverzögerung (oder Phase) sowie der Amplitude der angelegten Spannungen können die einzelnen Wandlerelemente in einer vorgegebenen Reihe derart gesteuert werden, daß sie Ultraschallwellen erzeugen, welche sich zur Bildung einer resultierenden Ultraschallwelle zusammenfügen, die entlang einer bevorzugten Vektorrichtung wandert und an einem ausgewählten Punkt im Strahlverlauf fokussiert wird. Es können mehrere Aktivierungen (firings) verwendet werden, um die Daten zu gewinnen, welche dieselbe anatomische Information repräsentieren. Die Strahlformungsparameter von jeder der Aktivierungen können variiert werden, um eine Änderung hin sichtlich des maximalen Brennpunktes vorzusehen oder in anderer Weise den Inhalt der empfangenen Daten für jede Aktivierung zu ändern, z. B. durch Aussenden von aufeinanderfolgenden Bündeln entlang derselben Abtastlinie, wobei der Brennpunkt von jedem Bündel relativ zu dem Brennpunkt des vorhergehenden Bündels verschoben wird. Durch eine Änderung der Zeitverzögerung sowie der Amplitude der angelegten Spannungen kann das Bündel mit seinem Brennpunkt in einer Ebene bewegt werden, um das Objekt abzutasten.

Dieselben Grundsätze gelten, wenn die Wandlersonde verwendet wird, um den reflektierten Schall in einem Empfangsmodus zu empfangen. Die an den empfangenden Wandlerelementen erzeugten Spannungen werden derart aufsummiert, daß das resultierende Signal kennzeichnend ist für den von einem einzelnen Brennpunkt in dem Objekt reflektierten Ultraschall. Wie beim Sendemodus wird dieser fokussierte Empfang von Ultraschallenergie er reicht, indem man dem Signal von jedem empfangenden Wandlerele ment separate Zeitverzögerungen (und/oder Phasenverschiebungen) sowie Verstärkungen zuteilt. Die Ausgangssignale der Bündelfor merkanäle werden sodann kohärent aufsummiert, um einen entspre chenden Pixel-Intensitätswert für jeden Brennpunkt zu bilden, und zwar entsprechend einem Sample- bzw. Abtastvolumen in dem interessierenden Objektgebiet oder Volumen. Diese Pixel- Intensitätswerte werden logarithmisch komprimiert, einer Ab tastumsetzung unterworfen und dann als ein Bild der gerade abgetasteten Anatomie zur Darstellung gebracht.

Gewebearten und anatomische Merkmale lassen sich in einem Ultraschallbild sehr leicht unterscheiden, wenn sie in der Bildhelligkeit voneinander abweichen. Die Bildhelligkeit ist in konventionellen medizinischen Ultraschall-Bildgebungssystemen eine Funktion der empfangenen bündelgeformten Signalamplitude, d. h. nach der kohärenten Aufsummierung der verzögerten Emp fangssignale eines jeden Wandlerelementes. Genauer gesagt, wird der Logarithmus der bündelgeformten Signalamplitude zur Dar stellung gebracht, und zwar mit vom Benutzer einstellbarer Verstärkung und Kontrast sowie, falls gewünscht, mit einer Auswahl aus einer Handvoll von Grauskala-Darstellungstabellen (grayscale mapping tables).

Eine menschliche Niere erscheint gewöhnlich in einem Ultra schallbild als ein dunkles elliptisches Gebiet (entsprechend der Nierenrinde) mit einem hellen, unregelmäßig geformten Inneren (dem Mark bzw. der Medulla). Ein von Sonographen be nutztes Kriterium für die Auswertung der Qualität eines Ultra schallbildes ist der Kontrast (d. h. der dargestellte Unter schied in der Helligkeit) zwischen der Nierenrinde und der Medulla. Dieser kann künstlich vergrößert werden, indem man danach von Hand die Grauskaladarstellungen (grayscale maps) anpaßt, jedoch ist dieser Lösungsweg von geringem praktischen Wert. Erheblich wünschenswerter würde die Identifikation eines anderen Mechanismus für den Gewebekontrast sein, der zusätzlich zu der Empfangsamplitude zur Unterscheidung von Gewerbearten benutzt werden könnte.

Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren sowie eine Einrichtung der zur Verbesserung von medizinischen Ultraschall bildern unter Einsatz einer datenabhängigen Filterung. Das Filter vergrößert den Kontrast zwischen Gewebearten, indem es sie auf der Grundlage des Kohärenzgrades der Ultraschall- Empfangssignale unterscheidet. Das Verfahren leistet ferner einen guten Teil an Unterdrückung von Flecken- bzw. Maserungs rauschen (speckle noise), ohne dabei signifikant die Auflösung zu verschlechtern. Das Verfahren läßt sich mit lediglich einer geringfügigen Veränderung der Hardware eines existierenden Ultraschall-Bildgebungssystems in Echtzeit implementieren. Die Erfindung kann eingefügt werden in ein bündelformendes System eines digitalen Ultraschall-Bildgebungssystems, das entweder einen Basisband-Bündelformer besitzt oder einen Bündelformer mit reiner Zeitverzögerung (auch bekannt als ein RF Bündelfor mer).

Gemäß dem Verfahren nach der Erfindung wird für jedes Pixel in der Abbildung eine Größe, bezeichnet als der Kohärenzfaktor, berechnet. Der Kohärenzfaktor ist definiert als das Verhältnis von zwei Größen: Der Amplitude der kohärent aufsummierten Empfangssignale und der Amplitude der inkohärent aufsummierten Empfangssignale. Die Kohärenzdaten werden in einem Pufferspei cher gespeichert und als Option einer räumlichen Filterung unterworfen sowie kartiert (mapped). Die Amplitudendaten werden gleichzeitig damit gewonnen und im Pufferspeicher abgespei chert.

Das System gemäß der Erfindung läßt sich selektiv betreiben zum Darstellen der Kohärenzinformation allein, der Amplitudeninfor mation allein oder einer Kombination aus der Kohärenz- und der Amplitudeninformation. Gemäß der bevorzugten Ausführungsform besteht diese Kombination aus der - Abtastwert (Sample) für Abtastwert vorgenommenen - Multiplikation der empfangenen bündelgeformten Amplitude mit dem Kohärenzfaktor und der dann erfolgenden Darstellung der modifizierten Amplitude in konven tioneller Weise, d. h. mittels logarithmischer Kompression und Abtastumsetzung.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispie len unter Zuhilfenahme der Zeichnungen näher erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Bildgebungs systems, das die vorliegende Erfindung enthält;

Fig. 2 ein Blockschaltbild, das einen Empfänger zeigt, der einen Teil des Systems von Fig. 1 bildet;

Fig. 3 ein Blockschaltbild, das den Empfänger von Fig. 2 in größerem Detail zeigt;

Fig. 4 ein Blockschaltbild, das den Erfassungsprozessor von Fig. 2 in größerem Detail zeigt; und

Fig. 5 eine grafische Darstellung, welche die Darstellungen (mappings) für den Kohärenzfaktor C gemäß den ersten und zwei ten bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung zeigt. Die durchgezogene dicke Linde stellt die Standardsituation dar (keine Kartierung bzw. kein Mapping) und die unterbrochenen Linien zeigen zwei lineare Mappings mit Schwellen.

Wie in Fig. 1 gezeigt ist, enthält das die Erfindung verkör pernde Ultraschall-Bildgebungssystem ein Wandler-Array 10, das mehrere separat betriebene Wandler 2 aufweist, von denen jeder einen Ausstoß (burst) von Ultraschallenergie erzeugt, wenn er über einen Impulsverlauf, der von einem Sender 12 erzeugt wird, min Energie beaufschlagt wird. Die von dem untersuchten Objekt zurück zum Wandler-Array 10 reflektierte Ultraschallenergie wird von jedem empfangenden Wandler 2 in ein elektrisches Signal umgesetzt und über einen Satz von Sende/Empfangs schaltern (T/R) 16 separat an einen Empfänger 14 angelegt. Der Sender 12, der Empfänger 14 sowie die Schalter 16 werden unter der Steuerung einer digitalen Steuerung 18 betrieben, die auf Befehle von einem menschlichen Bediener anspricht. Eine voll ständige Abtastung (scan) wird durchgeführt, indem man eine Reihe von Echos gewinnt, bei denen die Schalter 16 in ihre Sendestellung gebracht werden; der Sender 12 wird vorübergehend eingeschaltet, um jeden Wandler 2 zu aktivieren; die Schalter 16 werden sodann in ihre Empfangsstellung gebracht, und die nachfolgenden von jedem Wandler 2 erzeugten Echosignale werden an den Empfänger 14 angelegt. Die separaten Echosignale von jedem Wandler 2 werden im Empfänger 14 zu einem einzigen Echo signal verknüpft bzw. miteinander kombiniert, das zur Erzeugung einer Zeile in einer Abbildung auf einem Anzeigesystem 20 benutzt wird.

Der Sender 12 betreibt das Wandler-Array 10 derart, daß die hervorgebrachte Ultraschallenergie in einem Bündel gerichtet oder gelenkt wird. Um dies zu erreichen, teilt der Sender 12 eine Zeitverzögerung T_i den entsprechenden Impulsen 24 zu, die an aufeinander folgende Wandler 2 gelegt werden. Durch eine in üblicher Weise vorgenommene geeignete Einstellung der Zeitver zögerungen T_i kann das Ultraschallbündel um einen Winkel θ von der Achse 25 ausgelenkt und auf eine feste Entfernung R fokus siert werden. Eine Sektorabtastung wird durchgeführt, indem man progressiv in aufeinanderfolgenden Erregungen bzw. Einspeisun gen die Zeitverzögerungen T_i ändert. Der Winkel θ wird somit inkrementell verändert, um das gesendete Bündel in eine Aufein anderfolge von Richtungen zu lenken.

Die bei jedem Ultraschall-Energiestoß erzeugten Echosignale reflektieren an den Objekten, die sich in aufeinanderfolgenden Entfernungen entlang dem Ultraschallbündel befinden. Die Echo signale werden separat von jedem Wandler 2 abgefühlt, und eine Abtastung der Größe des Echosignals zu einem bestimmten Zeit punkt repräsentiert den Betrag der bei einem bestimmten Abstand auftretenden Reflexion. Aufgrund der Unterschiede in den Aus breitungswegen zwischen einem reflektierenden Punkt P und jedem Wandler 2 werden diese Echosignale jedoch nicht gleichzeitig erfaßt bzw. detektiert. Der Empfänger 14 verstärkt die separa ten Echosignale, teilt jedem die geeignete Zeitverzögerung zu und summiert sie auf zur Bildung eines einzigen Echosignals, das ein genaues Maß der insgesamten Ultraschallenergie ist, die von einem Punkt P in der Entfernung R entlang dem unter dem Winkel θ orientierten Ultraschallbündel reflektiert wird.

Um gleichzeitig die elektrischen Signale zu summieren, die von den auf jeden Wandler 2 auftreffenden Echos erzeugt werden, werden in jeden separaten Kanal 34 (vgl. Fig. 2) des Empfän gers 14 Zeitverzögerungen eingeführt. Die Bündelzeitverzögerun gen für den Empfang sind dieselben Verzögerung T_i wie die oben beschriebenen Sendeverzögerungen. Die Zeitverzögerung für jeden Empfängerkanal ändert sich jedoch kontinuierlich während des Empfangs des Echos, um eine dynamische Fokussierung des aus dem Abstand R empfangenen Bündels vorzusehen, von wo das Echosignal ausgeht.

Unter der Führung der digitalen Steuerung 18, sieht der Empfän ger 14 während der Abtastung Verzögerungen derart vor, daß die Steuerung des Empfängers 14 der Richtung θ des von dem Sender 12 gesteuerten Bündels bzw. Strahls folgt und die Echosignale bei aufeinanderfolgenden Entfernungen R abtastet sowie die geeigneten Verzögerungen und Phasenverschiebungen zur dynami schen Fokussierung an den Punkten P im Strahlverlauf vorsieht. Somit resultiert jedes Aussenden einer Ultraschall-Impulswelle in der Gewinnung einer Folge von Datenpunkten, die den Betrag des von einer entsprechenden Folge von Punkten P entlang dem Ultraschallbündel reflektierten Schalls repräsentieren.

Ein Abtastumsetzer 19 empfängt die Folge von Datenpunkten, die von dem Sender 14 erzeugt werden, und konvertiert die Daten zu dem gewünschten Bild. Insbesondere konvertiert der Abtastumset zer die akustischen Bilddaten vom Polarkoordinaten- (R-θ) Sektorformat oder vom Cartesischen linearen Koordinatenarray in geeignet skalierte Display-Pixeldaten bei der Videofrequenz. Diese Abtast-konvertierten akustischen Daten werden sodann an einen (nicht gezeigten) Anzeigemonitor eines Anzeigesystems 20 geliefert, das die sich mit der Zeit verändernde Amplitude der Signaleinhüllenden als Grauskala abbildet.

Wie in Fig. 2 gezeigt, weist der Empfänger 14 drei Abschnitte auf: einen Abschnitt 26 für die Zeit/Verstärkungssteuerung, einen Abschnitt 28 zur empfangsseitigen Bündelformung sowie einen Mittenprozessor 30. Der Abschnitt 26 für die Zeit/Verstärkungssteuerung (TGC für Time-Gain Control) enthält einen jeweiligen Verstärker 32 für jeden der Empfängerkanäle 34, und es ist eine Zeit/Verstärkungssteuerschaltung 36 für die Verstärkungssteuerung der Verstärker 32 vorgesehen. Der Eingang von jedem Verstärker 32 ist mit jeweils einem der Wandler 2 verbunden, um das empfangene Echosignal zu verstärken. Die Größe der von den Verstärkern 32 vorgesehenen Verstärkung wird gesteuert über eine Steuerleitung 38, die über die TGC- Schaltung 36 angesteuert wird, wobei die letztere über von Hand betätigte Potentiometer 40 eingestellt wird.

Der Abschnitt des Empfängers 14 für die empfangsseitige Bündel formung enthält viele Empfangskanäle 34, wobei jeder Empfangs kanal 34 das analoge Echosignal von einem jeweiligen Verstärker 32 an einem jeweiligen Eingang 42 aufnimmt. Die analogen Signa le werden digitalisiert und erzeugen einen Strom von signierten bzw. mit einem Vorzeichen versehenen digitalisierten Abtastwer ten bzw. Sampeln. Diese Abtastwerte werden jeweils in den Empfangskanälen derart verzögert, daß bei ihrer Aufsummierung mit Abtastwerten von jedem der anderen Empfangskanäle die Amplitude der aufsummierten Signale ein Maß für die Stärke des Echosignals darstellt, das von einem im Abstand R auf dem Lenkbündel θ gelegenen Punkt P reflektiert wurde.

Wie in Fig. 3 gezeigt ist, liefert jeder Empfangskanal 34 zusätzlich zu den verzögerten signierten Abtastwerten die Amplitude oder den Absolutwert der verzögerten signierten Abtastwerte. Wie in Fig. 3 dargestellt ist, werden die verzö gerten signierten Abtastwerte auf einem kohärenten Summierungs bus 44 bereitgestellt, während die Amplituden der verzögerten signierten Abtastwerte auf einem inkohärenten Summierungsbus 46 bereitgestellt werden. Der kohärente Summierungsbus 44 summiert die verzögerten signierten Abtastwerte von jedem Empfangskanal 34 unter Verwendung der Pipeline-Summierer 48 auf, um die kohärente Summe A zu erzeugen. Der inkohärente Summierungsbus 46 summiert die Amplituden der verzögerten signierten Ab tastwerte von jedem Empfangskanal 34 unter Verwendung der Pipeline-Summierer 50 auf, um die inkohärente Summe B zu erzeu gen.

Der empfängerseitige Abschnitt 30 für den Mittenprozessor empfängt, wie in Fig. 2 gezeigt, die kohärent aufsummierten Bündelsampel von den Summierern 48 über den Ausgang A und empfängt die inkohärent aufsummierten Bündelsampel von den Summierern 50 über den Ausgang B. Der Abschnitt 30 für den Mittenprozessor enthält einen Erfassungs- bzw. Detektionspro zessor 52, der in Fig. 4 in größerem Detail dargestellt ist.

Der Erfassungsprozessor 52 berechnet und wendet an einen Kohä renzfaktor C in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung. Der Kohärenzfaktor wird für jedes Pixel in der Abbildung be rechnet und ist definiert als das Verhältnis aus zwei Größen: der Amplitude bzw. dem Betrag der Summe aus den Empfangssigna len und der Summe der Amplituden bzw. Beträge der Empfangs signale, oder

Dabei ist S_i das verzögerte Signal für das i-te Wandlerelement. Dieses Verhältnis wird in dem in Fig. 4 gezeigten Erfassungs prozessor 52 berechnet, indem man den absoluten Wert der kohä renten Summe A in einem Summierer 54 berechnet und sodann das Verhältnis des absoluten Wertes der kohärenten Summe A zu der inkohärenten Summe B in einem Dividierer 56 berechnet, d. h. C = |A|/B.

Für den Fall eines reinen Zeitverzögerungs-Bündelformers ist das Signal von jedem Kanal eine reelle, signierte bzw. mit einem Vorzeichen versehene Größe, und die kohärente Summe ist die arithmetische Summe aus diesen Signalen. Die inkohärente Summe ist die arithmetische Summe aus dem Absolutwert von jedem Signal, d. h. eine Summe aus nicht-negativen Zahlen.

Für den Fall eines Basisband-Bündelformers sind die Kanalsigna le komplexe Zahlen I + iQ mit dem Realteil I und dem Imaginär teil Q. Die kohärente Summe ist die Summe aus diesen komplexen Zahlen und ist ebenfalls komplex. Der Absolutwert dieser kohä renten Summe ist eine reelle, nicht-negative Zahl, d. h. (I² + Q²)^1/2. Dies ist das übliche Signal, welches log arithmisch komprimiert, einer Abtastumsetzung unterzogen und angezeigt wird. Die inkohärente Summe für den Basisband- Bündelformer ist die Summe aus den Absolutwerten von jedem (komplexen) Kanalsignal, d. h. eine reelle, nicht-negative Zahl.

Damit ist der Kohärenzfaktor C eine reelle, nicht-negative Größe. Der Minimalwert von C ist Null, da er das Verhältnis von zwei nicht-negativen Zahlen ist. Der Nenner in Gleichung (1) kann nur dann verschwinden, wenn alle S_i's Null sind. In diesem Fall verschwindet auch der Zähler, so daß C in diesem Fall Null ist. Der maximale Wert von C ist Eins. Dies folgt aus der Besselschen Ungleichung:

|A + B| ≦ |A| + |B| (2)

wobei A und B irgend zwei Vektoren sind. C ist lediglich dann Eins, wenn S_i eine Konstante unabhängig von i ist, was der Fall ist, wenn die Empfangssignale über dem Wandler-Array perfekt kohärent, d. h. identisch, sind.

Eine räumliche Filterung des Kohärenzfaktors kann vorteilhaft sein, weil - wie beim Normalamplitudenbild - der Kohärenzfaktor an Flecken- bzw. Maserungsrauschen leidet. Die Kohärenzinforma tion kann räumlich gefiltert werden, um dieses Maserungsrau schen zu verringern, ohne signifikant die offenbar werdende Auflösung des endgültigen Bildes zu beeinträchtigen, und zwar in solchen Fällen (mit transparentem Overlay und modifizierter Grauskala, wie unten beschrieben), in denen die Kohärenzdaten nicht unabhängig zur Anzeige gebracht werden. Beispielsweise kann der Kohärenzfaktor gefiltert werden mit einem einfachen 5 × 5 Filter, das den Durchschnitt aus den 25 Werten für den Mittenwert in dem 5 × 5 Filterkernel ersetzt. Der Einsatz einer räumlichen Filterung vergrößert den Kontrast zwischen den hellen und dunklen Bereichen z. B. von einer Niere sowie in Fett- und Muskelschichten.

Gemäß einem weiteren optionalen Aspekt der Erfindung kann der Kohärenzfaktor kartiert bzw. einer Zuordnung unterzogen (mapped) werden, bevor er zur Darstellung gebracht oder auf das Amplitudenbild angewandt wird, um die Kohärenzdaten für be stimmte Bildanwendungen zu optimieren. Beispielsweise wird die in Fig. 5 gezeigte alternative Zuordnung bzw. das alternative Mapping M1 die Daten zu Null machen (C'=0), wenn der Kohärenz faktor C unter eine vorbestimmte Schwelle fällt. In gleicher Weise macht das alternative Mapping M2 die Daten bei einer anderen Schwelle zu Null. Dies kann nützlich sein in Fällen, wo das hauptsächliche diagnostische Anliegen in der Identifizie rung von Blutgefäßen in einer Abbildung liegt.

Der Kohärenzfaktor C liefert eine unabhängige Information über das Gewebe und kann dargestellt werden als ein separates Bild oder als eine transparente Farbdarstellung, die über ein B-Mode Bild gelegt ist. Alternativ kann die Kohärenzinformation mit der Amplitudeninformation kombiniert und dargestellt werden als ein einzelnes Grauskalabild. Im einfachsten Fall besteht diese Kombination bzw. Verknüpfung aus der von Abtastung zu Abtastung vorgenommenen Multiplikation der empfängerseitigen bündelge formten Amplitude mit dem Kohärenzfaktor und der dann erfolgen den Darstellung der modifizierten Amplitude auf konventionellem Wege (mittels logarithmischer Kompression und Abtastumsetzung).

Fig. 4 zeigt ein System, das selektiv betrieben werden kann zur Anzeige der Kohärenzinformation allein, der Amplitudenin formation allein oder einer Kombination aus der Kohärenz- und der Amplitudeninformation. Gemäß der bevorzugten Ausführung der Erfindung wird die Amplitude der kohärenten Summe, d. h. |A|, in einen R-θ Pufferspeicher 58 eingegeben, der die Abtastwerte für jeden Abstand R und für jede Richtung θ der Abtastlinie hält. Der in der oben beschriebenen Weise berechnete Kohärenzfaktor C wird in einen separaten R-θ Pufferspeicher 60 eingebracht. Wie oben erwähnt, kann die Kohärenzinformation als Option gefiltert und skaliert werden. Die Filter- und Skaliervorgänge werden im Puffer 60 durchgeführt, indem man ein zweidimensionales Filter 62 sowie eine Kohärenzabbildung (map) 64 anwendet. Die gefil terten und skalierten Daten des Kohärenzfaktors sind in Fig. 4 durch den Ausgang C angegeben.

Das Ausgangssignal |A| des Speichers 58 wird an den Eingang eines Schalters 66 mit drei Schaltstellungen angelegt. Wenn der Schalter 66 in die Stellung 1 gebracht wird, wird der Eingang vom Schalter 66 mit einem ersten Eingang eines Multiplizierers 70 verbunden. Wenn der Schalter 66 auf seine Stellung 2 einge stellt wird, wird der Eingang des Schalters 66 nicht benutzt. Wenn der Schalter 66 auf die Stellung 3 eingestellt wird, wird der Eingang des Schalters 66 mit einem Speicher 72 verbunden, der Nachschlagetabellen für eine logarithmische Kompression speichert.

In gleicher Weise wird der Ausgang C' des Speichers 60 mit dem Eingang eines Schalters 68 mit drei Schaltstellungen verbunden. Wenn der Schalter 68 auf seine Stellung 1 eingestellt wird, wird der Eingang des Schalters 68 mit einem zweiten Eingang des Multiplzierers 70 verbunden. Wird der Schalter 68 auf seine zweite Stellung eingestellt, wird der Eingang des Schalters 68 mit dem Abtastkonverter 19 verbunden. Wenn der Schalter 68 auf die Stellung 3 eingestellt wird, wird der Eingang des Schalters 68 nicht benutzt.

In einem ersten Betriebsmodus werden lediglich die Kohärenzda ten angezeigt. Dies wird erreicht, indem man beide Schalter 66 und 68 in die Stellung 2 bringt, so daß das Ausgangssignal C' direkt an den Abtastkonverter angelegt wird und die der Abtast umsetzung unterzogenen Kohärenzdaten mittels des in Fig. 1 gezeigten Anzeigesystems 20 auf einer linearen Skala zur Dar stellung gebracht werden.

In einem zweiten Betriebsmodus werden lediglich die Amplituden daten angezeigt. Dies wird erreicht, indem man beide Schalter 66 und 68 in die Stellung 3 bringt, so daß das Ausgangssignal |A| direkt an den Speicher 72 für die logarithmische Kompressi on angelegt wird. Die Amplitudendaten werden im Speicher 72 logarithmisch komprimiert und danach in einer konventionellen Art mittels des Abtastumsetzers 19 einer Abtastumsetzung unter zogen. Die logarithmisch komprimierten, einer Abtastumsetzung unterzogenen Amplitudendaten werden sodann mittels des Anzeige systems zur Darstellung gebracht.

In einem dritten Betriebsmodus wird das Produkt der Kohärenz- und Amplitudendaten angezeigt. Dies wird erreicht, indem man beide Schalter 66 und 68 in die Stellung 1 bringt, so daß die Ausgangssignale |A| und C' an entsprechende Eingänge des Multi plizierers 70 gesandt werden. Der Multiplizierer 70 multipli ziert Abtastwert für Abtastwert die Amplituden mit den entspre chenden Kohärenzfaktoren. Die modifizierten Amplitudendaten werden dann logarithmisch komprimiert, einer Abtastumsetzung unterzogen und in konventioneller Weise zur Darstellung ge bracht.

Claims

1. Einrichtung zur Abbildung von Ultraschall streuenden Strukturen enthaltend:
ein Ultraschall-Wandlerarray (10) zum Aussenden von Ul traschallbündeln und zum Erfassen von an den Ultraschall streu enden Strukturen reflektierten Ultraschallechos, wobei das Wandlerarray (10) eine Vielzahl von Wandlerelementen (2) ent hält;
eine mit dem Wandlerarray (10) verbundene Sendereinrich tung (12) zum Bilden eines Sendebündels für jedes von einer Vielzahl von Sampel- bzw. Abtastvolumen;
eine Empfangseinrichtung (14) mit vielen Empfangskanälen (34) zum Empfangen von entsprechenden Amplitudensignalen von der Vielzahl von Wandlerelementen (2);
eine Einrichtung (46,50) zum Bilden einer inkohärenten Summe (B) aus den empfangenen Amplitudensignalen, die aus den von einem einzelnen Abtastvolumen reflektierten Ultraschal lechos abgeleitet sind, wobei eine jeweilige inkohärente Summe (B) für jedes von der Vielzahl von Abtastvolumen gebildet wird; und
eine Einrichtung (20) zum bildlichen Darstellen eines Bildelemente bzw. Pixel aufweisenden Bildes, wobei die Intensi tät von jedem Pixel eine Funktion der für das jeweils eine von der Vielzahl von Abtastvolumen gebildeten inkohärenten Summe (B) ist.

2. Einrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung (44,48) zum Bilden einer kohärenten Sum me (A) aus den empfangenen Amplitudensignalen, die aus den von einem einzelnen Abtastvolumen reflektierten Ultraschallechos abgeleitet sind, wobei eine jeweilige kohärente Summe (A) für jedes von der Vielzahl von Abtastvolumen gebildet wird; und
eine Einrichtung (56) zum Bilden eines Verhältnisses für jedes von der Vielzahl von Abtastvolumen, wobei das Verhältnis gleich dem Absolutwert der kohärenten Summe (A) für ein ent sprechendendes Abtastvolumen geteilt durch die inkohärente Summe (B) für dieses entsprechende Abtastvolumen ist.

3. Einrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Intensität von jedem Pixel in dem dargestellten Bild linear proportional ist zu dem für das entsprechende von der Vielzahl von Abtastvolumen abgeleiteten Verhältnis.

4. Einrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiter eine Einrichtung zur Bildung eines Produkts für jedes Pixel des Bildes enthält, wobei das Produkt gleich dem Absolutwert der kohärenten Summe (A) für ein entsprechendes Abtastvolumen multipliziert mit dem Verhältnis für dieses entsprechende Abtastvolumen ist.

5. Einrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Intensität von jedem Pixel in dem dargestellten Bild logarithmisch proportional ist zu dem Produkt, das aus dem jeweils einen von der Vielzahl von Ab tastvolumen abgeleitet ist.

6. Einrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiter ein zweidimensionales Filter (62) zum vor der Abbildung erfolgenden Filtern der Verhältniszahlen für die Vielzahl von Abtastvolumen enthält.

7. Einrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiter eine Zuordnungs- bzw. Abbildungseinrichtung zum Zuordnen bzw. Abbilden der Verhält nisse für die Vielzahl von Abtastvolumen vor dem bildlichen Darstellen enthält (Fig. 5).

8. Verfahren zur Abbildung von Ultraschall streuenden Strukturen, enthaltend die folgenden Schritte:
Aussenden von auf jeweilige Sampel- bzw. Abtastvolumen von einer Vielzahl von Abtastvolumen fokussierten Ultraschall bündeln, wobei wenigstens mehrere von den Abtastvolumen Ultra schall streuende Strukturen enthalten;
Erfassen der von der Vielzahl von Abtastvolumen reflek tierten Ultraschallechos an mehreren Erfassungsstellen für jedes Abtastvolumen;
Erzeugen eines jeweiligen Amplitudensignals als Antwort auf die Erfassung eines Ultraschallechos von jeder der vielen Erfassungsstellen;
Bilden einer inkohärenten Summe (B) aus den Amplitudensi gnalen, die von den von einem einzelnen Abtastvolumen reflek tierten Ultraschallechos abgeleitet sind, wobei eine jeweilige inkohärente Summe (B) für jedes von der Vielzahl von Abtastvo lumen gebildet wird;
Darstellen eines Bildelemente bzw. Pixel aufweisenden Bildes, wobei die Intensität von jedem Pixel eine Funktion der für das jeweils eine von der Vielzahl von Abtastvolumen gebil deten inkohärenten Summe (B) ist.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß es die weiteren Schritte enthält:
Bilden einer kohärenten Summe (A) von den Amplitudensig nalen, die aus den von einem einzelnen Abtastvolumen reflek tierten Ultraschallechos abgeleitet sind, wobei eine jeweilige kohärente Summe (A) für jedes von der Vielzahl von Abtastvolu men gebildet wird; und
Bilden eines Verhältnisses für jedes von der Vielzahl von Abtastvolumen, wobei das Verhältnis gleich dem Absolutwert der kohärenten Summe (A) für ein entsprechendes Abtastvolumen geteilt durch die inkohärente Summe (B) für dieses entsprechen de Abtastvolumen ist.

10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekenn zeichnet, daß die Intensität von jedem Pixel in dem dargestell ten Bild linear proportional ist zu dem für das entsprechende von der Vielzahl von Abtastvolumen abgeleitete Verhältnis.

11. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß es weiter den Schritt des Bildens eines Produkts für jedes Pixel des Bildes enthält, wobei das Produkt gleich dem Absolut wert der kohärenten Summe (A) für ein entsprechendes Abtastvo lumen multipliziert mit dem Verhältnis für dieses entsprechende Abtastvolumen ist.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 8, 9 oder 11, da durch gekennzeichnet, daß die Intensität von jedem Pixel in dem dargestellten Bild logarithmisch proportional ist zu dem Pro dukt, das aus dem jeweils einen von der Vielzahl von Abtastvo lumen abgeleitet ist.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß es weiterhin den Schritt der räumlichen Filterung der Verhältniszahlen für die Vielzahl von Abtastvolu men vor der Abbildung enthält.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß es weiter den Schritt des Zuordnens bzw. Abbildens (mapping) der Verhältniszahlen für die Vielzahl von Abtastvolumen vor dem Display enthält.

15. Einrichtung zur Abbildung von Ultraschall streuenden Strukturen enthaltend:
ein Ultraschall-Wandlerarray (10) zum Aussenden von Ul traschallbündeln und zum Erfassen von an den Ultraschall streu enden Strukturen reflektierten Ultraschallechos, wobei das Wandlerarray (10) eine Vielzahl von Wandlerelementen (2) ent hält;
die Produktbildung in einem ersten Schaltzustand und zum Ver binden der ersten und zweiten Speichereinrichtungen mit der Einrichtung (72) zur logarithmischen Kompression in einem zweiten Schaltzustand; und
eine mit der Einrichtung zur logarithmischen Kompression verbundene Einrichtung zum Display bzw. Darstellen einer Pixel enthaltenden Abbildung.

16. Einrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeich net, daß die Displayeinrichtung eine mit dem Ausgang der Ein richtung (72) zur logarithmischen Kompression verbundene Ein richtung (19) zur Abtastumsetzung der Daten enthält, und daß die Schaltereinrichtung (68) so ausgeführt ist, daß sie in einem dritten Schaltzustand die zweite Speichereinrichtung (60) mit der Einrichtung (19) zur Abtastumsetzung verbindet.

17. Einrichtung nach Anspruch 15 oder 16, dadurch gekenn zeichnet, daß sie weiter ein zweidimensionales Filter (62) zum Filtern der Verhältniszahlen für die Vielzahl von Abtastvolumen vor der Darstellung enthält.

18. Einrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 17, da durch gekennzeichnet, daß sie weiter eine Zuordnung- bzw. Mappingeinrichtung (64) zum Abbilden der Verhältniszahlen für die Vielzahl von Abtastvolumen vor der Darstellung enthält.