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Einleitung
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Diese
Erfindung betrifft diagnostische Bildgebung und insbesondere betrifft
sie Systeme zur Konversion von Scans und Verfahren, die genutzt werden,
um vergrößerte Ausschnitte
eines diagnostischen Bildes wie eines Ultraschallbildes darzustellen.
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Hintergrund
der Erfindung
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Diagnostische
Abbildungssysteme werden üblicherweise
in einer Vielzahl von medizinischen Verfahren genutzt. Diese Systeme
benötigen
oft Techniken zur Konversion von Scans. Zum Beispiel scannen intravaskuläre Ultraschallsysteme
innerhalb eines interessierenden Bereiches in einem Gefäß, indem
ein schnell rotierender, an einem Katheter montierter Wandler genutzt
wird, der Ultraschallpulse aussendet und zurückgeworfene Echosignale empfängt. Die
ermittelten Ultraschall-Echosignale entsprechen einer bestimmten
R-, θ-Position
im interessierenden Bereich. Zum Beispiel werden bei einem bestimmten θ einem radialen
Abstand R1, R2 etc. entsprechende Echosignale empfangen, die einen üblicherweise
so genannten Datensignal-Vektor bilden. Andere Vektoren bei variierenden
Werten von θ werden
aufgenommen, um einen Scan des interessierenden Bereichs zu vervollständigen.
Obwohl die Daten in Übereinstimmung
mit R-, θ-Positionen
erfasst werden, zeigen CRT-Bildschirme, die konventionelle Rasterscans
verwenden, Pixel in Übereinstimmung
mit kartesischen oder X-, Y-Positionen an. Jedes Element der Bildschirmpixelanzeige
weist eine Position mit X-, Y-Koordinate innerhalb eines Rasterscans
auf. Diese Position mit X-, Y-Koordinate muss einer korrelierten
Position in dem interessierenden Bereich zugeordnet werden, so dass
eine Ebene in der Bildschirmpixelanzeige zugewiesen. wird, wodurch
ein Bild auf der Anzeige gebildet wird. Die korrelierte Position
im interessierenden Bereich stimmt nicht einfach mit der R-, θ-Position der erfassten
Daten überein.
Dementsprechend wird die Ebene in der Bildschirmpixelanzeige generiert,
indem die Signale interpoliert werden, die Echos von R-, θ-Positionen entsprechen,
die der korrelierten Position benachbart sind. Die Zuordnung und
Interpolation von Daten von R-, θ-Koordinaten in X-,
Y-Koordinaten vor dem Abbilden auf dem CRT ist bekannt als Konversion
des Scans.
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Konversion
des Scans und Anzeige von diagnostischen Bildern wird durch die
Wünsche
von Klinikern komplizierter, die in Echtzeit folgendes wollen: a)
bilde so viel wie möglich
des interessierenden Bereiches ab, aber ebenso b) zeige so viel
Detail wie möglich
im resultierenden Bild. Eine Vielzahl von konventionellen „Zoom"-Techniken können verwendet
werden, um Teile eines Haupt- oder Orientierungsbildes zu vergrößern, während im
Hauptbild immer noch die vollständige
Tiefe des interessierenden Bereiches angezeigt wird. Jedoch führten Lösungen entsprechend
dem Stand der Technik, die „Zoom"-Techniken anwendeten, nicht gleichzeitige und
unabhängige
Konversion der Scans des Hauptbildes und des vergrößerten Bildes
aus.
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Zum
Beispiel offenbaren Roundhill et al., U.S. Pat. Nr. 5,471,989, ein
System zum Verarbeiten von Zoom-Ultraschallbildern.
Der Anwender umreißt einen
Teil eines angezeigten Bildes. Der umrissene Bereich des Bildes
wird dann vergrößert und
belegt den größeren Bereich
des ursprünglichen
Bildes. Obwohl Roundhill et al. eine variierende Filter-Bandbreite veröffentlichen,
die darauf optimiert ist, den Informationsgehalt des angezeigten
Bildes zu maximieren, konvertiert ihr System nicht unabhängig die Scans
des Hauptfensters und des Fensters des vergrößerten Bildes, so dass diese
simultan angezeigt werden. Folglich besteht eine Notwendigkeit in
der Anwendung für
ein Abbildungssystem, das unabhängig
ein Hauptbild und ein vergrößertes Bild
gleichzeitig verarbeiten kann. Die vorliegende Erfindung stellt ein
System bereit, das die Anzeige von beiden, geringer Vergrößerung und
hoher Vergrößerung,
zur selben Zeit gestattet, jedoch in verschiedenen Bereichen des
Bildes.
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Ein
Ultraschall-Abbildungssystem und ein Verfahren zum Anzeigen von
zweidimensionalen Zieldaten, gewonnen aus Ultraschallechos, ist
in
EP 0 520 397 beschrieben.
Dieses Dokument vermittelt ein System, das zweidimensionale Ultraschalldaten als
ein Hintergrundbild auf einem Bildschirm darstellt. Zusätzlich wird
einem Anwender ermöglicht,
im Vordergrund der Anzeige ein Fenster zu definieren. In diesem
Fenster wird ein vergrößerter interessierender
Bereich, der ein Teil des Hintergrundbildes ist, auf dem Bildschirm
dargestellt. Jedoch sind das System und das Verfahren, die in
EP 0 520 397 beschrieben werden,
auf den Fall beschränkt,
dass der vergrößerte interessierende
Bereich den Vordergrund des Bildes darstellt und die gesamten Ultraschall-Echodaten
das Hintergrundbild darstellen.
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In
GB 2 089 537 ist ein Gerät zum Interpolieren
von Daten entlang radialer Linien, so dass sie an Anzeigenpunkten
dargestellt werden können,
die in orthogonalen Zeilen und Spalten angeordnet sind, offenbart.
Zu diesem Zweck werden gespeicherte Werte rekursiv addiert, um Signale
abzuleiten, die die radiale Position jedes Anzeigenpunktes entlang
der radialen Datenlinien und seine Winkelposition zwischen den radialen
Datenlinien anzeigen. Es wird in dem in Dokument
GB 2 089 537 vermittelten Inhalt keine
Zoomtechnik und kein gleichzeitiges/paralleles Durchführen von
Konversion von Scans von unterschiedlichen Teilen der Daten angewendet.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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In
einem erfinderischen Aspekt stellt die vorliegende Erfindung ein
System und ein Verfahren bereit, um unabhängig und gleichzeitig die Scans
eines Haupt-Ultraschallbildes und eines vergrößerten Bereiches des Hauptbildes
zu konvertieren. Ein konventioneller Wandler scannt einen interessierenden
Bereich und verarbeitet empfangene Ultraschall-Echosignale. Ein
Speicher speichert die Vielzahl an empfangenen Signalen. Diese empfangenen
Signale entsprechen dem Ultraschallecho von verschiedenen Positionen
des gesamten interessierenden Bereiches. Pixelpositionen in einer
Anzeigevorrichtung für sowohl
das Hauptfenster als auch das vergrößerte Fenster werden die entsprechende
korrelierte Position innerhalb des interessierenden Bereiches zugeordnet.
Signale, die Echos von der korrelierten Position benachbarten Positionen
entsprechen, werden aus dem Speicher ermittelt, so dass ein Satz
an ermittelten Signalen gebildet wird. Sollte die gewünschte Position
einem Bereich innerhalb des Hauptbildes entsprechen, wird ein Anzeigesignal
aus den erfassten Signalen durch Nutzen eines ersten Untersatzes an
Koeffizienten interpoliert. Wenn die gewünschte Position einem Bereich
innerhalb des vergrößerten Bildes
entspricht, wird ein Anzeigesignal aus den erfassten Signalen durch
Nutzen eines zweiten Untersatzes an Koeffizienten interpoliert.
Die Untersätze können durch
einen Anwender verändert
werden entsprechend der räumlichen
Beziehung zwischen den korrelierten Positionen und den Positionen
benachbarter Signale. Zusätzlich
kann, abhängig
von den zu betonenden Bildcharakteristika, der Wert des ersten Satzes
und des zweiten Satzes an Koeffizienten entsprechend der Umgebung
der korrelierten Position verändert
werden. Folglich gestattet die vorliegende Erfindung unabhängige und
gleichzeitige Konversion der Scans sowohl eines Hauptbereiches als
auch eines vergrößerten Bereiches
eines Ultraschallbildes. Sowohl der Hauptbereich als auch der vergrößerte Bereich können zur
gleichen Zeit auf entweder einer konventionellen CRT-Anzeige oder
einer anderen geeigneten Anzeigevorrichtung angezeigt werden.
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Beschreibung
der Zeichnungen
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1 zeigt
eine Darstellung von R-, θ-Positionen,
die erfassten Echosignalen in einem Ultraschall-Scan entsprechen.
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2 zeigt
die kartesische Anordnung von Pixeln in einer typischen CRT-Anzeige.
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3 zeigt
ein intravaskuläres
Ultraschallbild, das ein Fenster aufweist, das einen vergrößerten Bereich
entsprechend einer Ausführungsform
der Erfindung darstellt.
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4 zeigt
ein intravaskuläres
Ultraschallbild, in dem der vergrößerte Bereich die Anzeige belegt
und das Hauptbild in ein Fenster auf dem vergrößerten Bereich komprimiert
ist.
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5 ist
ein Blockdiagramm eines Konversionsprozesses eines Scans gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung.
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Detaillierte
Beschreibung der Erfindung
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Unter
Bezug auf die Figuren ist in 1 eine Wiedergabe
der verschiedenen Positionen dargestellt, denen Ultraschallechos
in einem intravaskulären
Ultraschall-Scan entsprechen. Da ein rotierender Wandler die Ultraschall-Pulse
aussendet und die Ultraschall-Echos empfängt, entspricht jedes einzelne Echosignal
einem speziellen radialen Abstand und einem speziellen radialen
Winkel (R und θ)
bezüglich des
Wandlers. Zum Beispiel seien betrachtet Positionen des Echosignals 10a,
des Echosignals 10b und des Echosignals 10c. Jedes
befindet sich bei demselben Winkel θ, wobei Position 10a einem
Radius R1 entspricht, Position 10b entspricht einem größeren Radius
R2 und Position 10c entspricht einem noch größeren Radius
R3 und so weiter für
andere, nicht dargestellte Positionen. Die Echosignale, die Positionen
unter dem gleichen Winkel, jedoch mit verschiedenen Radien entsprechen,
werden üblicherweise
als ein Vektor 16 bezeichnet. Ein intravaskulärer Ultraschall-Wandler kann, wie
abgebildet, viele solcher Vektoren 16 erfassen, die aus
Echos von Signalpositionen 10 unter dem gleichen Winkel θ, jedoch
mit unterschiedlichen Radien bestehen.
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Ein
Problem besteht darin, die erfassten Daten entsprechend den Positionen 10 in 1 bei
Verwendung einer typischen CRT-Anzeige anzuzeigen. Wie in 2 gezeigt,
sind Pixel 30 in solch einer Anzeige in einem Rasterscan-Muster
beleuchtet. Dadurch sind die Pixel 30 in einem kartesischen
(oder X-, Y-) Muster angeordnet. Jedes Pixel 30 muss einer korrelierten
Position innerhalb des gescannten interessierenden Bereiches zugeordnet
werden, so dass ein Bild auf der Anzeige gebildet wird. Eine gegebene Rasterscan-Position 5 oder
Position 7 wird, wenn sie ihrer korrelierten Position innerhalb
des interessierenden Bereiches zugeordnet wird, normalerweise nicht
in einer Linie mit irgendeiner Position 10 des Echosignals
liegen, wie in 1 gezeigt. Wie dargestellt wird
der Rasterscan-Position 5 die korrelierte Position 1 zugeordnet,
während
der Rasterscan-Position 7 die korrelierte Position 2 zugeordnet
wird. Keine der Positionen entspricht irgendeiner der Positionen 10,
deren Daten erfasst worden waren. Folglich wird die Signalebene
der korrelierten Position 1 oder der korrelierten Position 2 durch
eine Interpolation der am nächsten
stehenden R-, θ-Positionen 10 berechnet.
Zum Beispiel würde
die Signalebene der korrelierten Position 1 aus Signalen
interpoliert, die den R-, θ-Positionen 35, 36, 37 und 38 entsprechen. Die
Interpolation und Zuordnung der Signale aus den erfassten R-, θ-Signalpositionen 10 auf
die kartesischen Positionen, die Pixeln in der CRT-Anzeige entsprechen,
ist konventionell bekannt als Konversion der Scans.
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Die
vorliegende Erfindung gestattet eine unabhängige und gleichzeitige Konversion
der Scans von sowohl dem Hauptbild als auch einem vergrößerten Teil
des Hauptbildes (konventionell bekannt als „Zoom"-Bild). Eine typische Anzeige, wie sie
von einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung generiert wird, ist in 3 dargestellt.
Ein intravaskuläres
Ultraschallbild 9 ist auf einer Anzeigevorrichtung 11 wie
einer CRT-Anzeige angezeigt. Innerhalb des Bildes 9 erscheint
ein Blutgefäß 15 mit
Plaque 16. Orientierungsfenster 19, das die gesamte
Anzeige 11 einnehmen kann, enthält Bild 9. Ein Vergrößerungsfenster 20 zeigt
ein vergrößertes Bild
der Plaque 16 innerhalb der äußeren Gefäßwand 17 und der inneren
Gefäßwand 18.
Die Größe, Position
und Vergrößerungsfaktor
im Vergrößerungsfenster 20 können in Echtzeit
verändert
werden. Zusätzlich
können
verschieden Interpolationsfaktoren in den beiden Fenstern verwendet
werden, während
sich die Umgebung der Fenster verändert. Der Anwender kann diese Faktoren
verändern
oder das System kann die Faktoren automatisch gemäß vorbestimmten
Bilderfordernissen verändern.
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Eine
alternative Anzeige, die durch eine Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung generiert wird, ist in 4 dargestellt.
In dieser Ausführungsform
nimmt das Vergrößerungsfenster 20 die
Anzeige 11 ein. Während
das intravaskuläre
Bild 9 die Anzeige in 3 einnahm,
ist es in 4 in einem kleineren Orientierungsfenster 19 platziert.
Ein Fenster des interessierenden Bereiches 21 in Bild 9 innerhalb des
Orientierungsfensters 19 markiert den zu vergrößernden
Teil. Wie in 3 können der Vergrößerungsfaktor,
die Größe und Position
des Fensters des interessierenden Bereiches 21 in Echtzeit
verändert werden.
Zusätzlich
können
verschiedene Interpolationsfaktoren in dem Orientierungsfenster 19,
das das Bild 9 darstellt, und in dem Vergrößerungsfenster 20 verwendet
werden.
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Ein
System 22 zum Generieren der verschiedenartigen Anzeigefenster,
die verschiedene Vergrößerungsfaktoren
gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung aufweisen, ist in 5 dargestellt.
Ein Wandler (nicht dargestellt) sendet Ultraschallpulse aus und
empfängt
die zurückkommenden
Echosignale. Ein Empfänger
(nicht dargestellt) ermittelt die zurückkommenden Echosignale und
digitalisiert diese Signale. Da der Wandler einen ganzen Scan vervollständigt, wird
ein Satz von Echosignalen 25 erfasst und die digitalisierten
Echosignale 25 werden in einem Speicher 28 gespeichert.
Speicher 28 besteht vorzugsweise aus Zwillings-RAM-Blöcken 31 und 30. Dies
gestattet effizienteren Betrieb, da die Blöcke abwechselnd beschrieben
und ausgelesen werden können.
Zum Beispiel würde,
während
System 22 einen gegenwärtigen
Datensatz aus Block 31 liest, der laufend noch gebildete
Satz in Block 30 geschrieben und so weiter.
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Für die im
Speicher 28 befindlichen Daten 25 muss eine Konversion
des Scans durchgeführt
werden, bevor sie angezeigt werden. Block 40 und Block 41 repräsentieren
die Übersetzungseinheiten
der X- und Y-Rasterscans. Der Fachmann wird richtig beurteilen,
dass diese Blöcke
als Software oder Hardware ausgeführt sein können. Ihre Funktion kann durch
die nachfolgende Diskussion verständlich werden. Wie in 2 dargestellt,
besteht eine typische CRT-Anzeige aus Pixeln 30, die in
kartesischen X- und Y-Positionen angeordnet sind. Die X-, Y- Adresse
der Pixel im angezeigten Bild entsprechen einer X-, Y-Position in
Bild 9 oder in dem Vergrößerungsfenster 20.
In der Tat ist Bild 9 lediglich eine Wiedergabe der Signalstärken, die
in den R-, θ-Positionen 10 aus
Bild 1 empfangen wurden. Diese Positionen können ebenso
in einem kartesischen X, Y-Koordinatensystem beschrieben werden. Übersetzungseinheit 40 und Übersetzungseinheit 41 übersetzen
die X-, Y-Position von Pixeln auf der CRT-Anzeige in X-, Y-Positionen innerhalb
des Bildes 9 oder des Vergrößerungsfensters 20.
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Übersetzungseinheit 40 für den X-Rasterscan
kann vier Eingänge 42, 43, 44 und 45 aufweisen.
Eingang 42 ist die X-Adresse des Startpunkts für das Haupt-
oder Orientierungsfenster 19. Eingang 43 ist der
Vergrößerungsfaktor
in der X-Richtung für
Orientierungsfenster 19. Eingang 44 stellt die
Adresse des Startpunkts für
das Vergrößerungsfenster 20 bereit,
während
der Eingang 44 den entsprechenden Vergrößerungsfaktor in der X-Richtung
für Vergrößerungsfenster 20 liefert.
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In
gleicher Weise kann Übersetzungseinheit 41 für den Y-Rasterscan, die die
Adressenposition des Y-Rasterscans generiert, vier Eingänge 46, 47, 48 und 49 aufweisen.
Eingang 46 ist die Y-Adresse des Startpunkts für das Haupt-
oder Orientierungsfenster 19. Eingang 47 ist der
Vergrößerungsfaktor
in der Y-Richtung für
Orientierungsfenster 19. Eingang 48 stellt die
Adresse des Startpunkts für
das Vergrößerungsfenster 20 bereit,
während
der Eingang 49 den entsprechenden Vergrößerungsfaktor in der Y-Richtung
für Vergrößerungsfenster 20 liefert.
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Übersetzungseinheit 40 und Übersetzungseinheit 41 geben
ein Signal der X-Position 50 bzw. ein Signal der Y-Position 51 aus.
Da Signale 25 als eine Vielzahl von R-, θ-Vektoren
in Speicher 28 gespeichert sind, müssen dieses Signal 50 und
dieses Signal 51 in die entsprechenden Zylinder-Koordinaten
der R-Position 53 und der θ-Position 54 in der Einheit
für Koordinatentransformation 52 übersetzt werden.
Der Fachmann wird richtig einschätzen, dass
eine solche Einheit als Software oder Hardware ausgeführt sein
kann. Wie im Vorangegangenen im Hinblick auf Rasterscan-Position 5 oder
Rasterscan-Position 7 in 1 diskutiert,
werden R-Position 53 und θ-Position 54 nicht
einfach der Position 10 eines aufgenommenen Echosignals
entsprechen. Somit ist normalerweise Interpolation der Signale aus Speicher 28,
die R-, θ-Positionen entsprechen,
die R-Position 53 und θ-Position 54 benachbart
sind, notwendig, um die Signalstärke
bei R-Position 53 und θ-Position 54 zu
berechnen.
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Erfassungseinheit 55 erfasst
die Signale, die benachbarten Positionen entsprechen, aus dem Speicher 28.
Wie vorher beschrieben, speichert Speicher 28 die erhaltenen
Signale in Zwillings-RAM-Blöcken 30 und 31.
Nachdem ein laufender Datensatz auf einen Zwillings-RAM-Block geschrieben
wurde, schreibt Speicher 28 auf den anderen Zwillings-RAM-Block.
Erfassungseinheit 55 erfasst dann Daten aus dem Zwillings-RAM-Block, der den laufenden
Datensatz speichert. Auf diese Weise kann Erfassungseinheit 55 Daten
eines laufenden Satzes erfassen, ohne dass die Daten durch neue Daten
verdorben werden, die über
einen laufenden Datenwert geschrieben werden. Erfassungseinheit 55 selektiert
Signale, die Positionen entsprechen, die der R-Position 53 und
der θ-Position 54 benachbart sind,
aus dem Zwillings-RAM-Block, der den laufenden Datensatz speichert.
Wie in 1 dargestellt, können in einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung vier benachbarte Positionen 35, 36, 37 und 38 ausgewählt werden,
um einen Wert für
Position 5 zu interpolieren, der der R-Position 53 und
der θ-Position 54 entspricht,
wie durch Übersetzungseinheit des
X-Rasterscans 40 und Übersetzungseinheit
des Y-Rasterscans 41 ermittelt. Der Durchschnittsfachmann
wird richtig einschätzen,
dass eine Zahl größer oder
kleiner als vier benachbarter Signalpositionen durch Erfassungseinheit 55 ausgewählt werden könnten, ohne
von der Erfindung abzuweichen. Der Durchschnittsfachmann wird ebenso
richtig einschätzen,
dass Erfassungseinheit 55 als Hardware, Software oder einer
Kombination aus beidem ausgeführt sein
kann.
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Erfassungseinheit 55 erfasst
Signale 90, 91, 92 und 93, die
Positionen 35, 36, 37 bzw. 38 entsprechen.
Benachbarte Signale 90, 91, 92 und 93 werden in
MUX 60 eingegeben, der Signale 90 bis 93 derart gleichzeitig
bearbeitet, dass diese Signale in einer Ausführungsform der Erfindung aus
einem von beiden, Zwillings-RAM-Block 30 oder Zwillings-RAM-Block 31,
für einen
gegebenen Datensatz stammen und für den nächsten Datensatz aus dem anderen
von beiden, Zwillings-RAM-Block 30 oder Zwillings-RAM-Block 31,
stammen. Signale 90 bis 93 werden in dieser Reihenfolge
in separate Multiplizierer 75a bis 75d eingegeben.
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Multiplizierer 75a bis 75d empfangen
ebenfalls Koeffizienten 71 bis 74 in dieser Reihenfolge,
so dass Multiplizierer 75a Koeffizient 71 empfängt, Multiplizierer 75b empfängt Koeffizient 72,
und so weiter. Multiplizierer 75a bis 75d multiplizieren
Signale 90 bis 93 mit Koeffizienten 71 bis 74,
so dass Ausgangssignale erzeugt werden, die dann aufsummiert werden,
so dass ein interpoliertes Signal 80 erzeugt wird. Koeffizienten 71 bis 74 werden
durch Koeffizienten-RAM 70 geliefert, wie sie durch eine
angemessene/geeignete Kombination von Hardware und Software ausgewählt werden.
Koeffizienten 71 bis 74 werden wie folgt verändert. Betrachtet
wird das Beispiel der korrelierten Position 1 und der korrelierten Position 2 in 1.
Position 2 ist viel dichter an der Wandlerposition (dem
Schnittpunkt der Vektoren 16) als Position 1.
Folglich ist korrelierte Position 2 viel dichter an Positionen 10 der
benachbarten Echosignale als korrelierte Position 1 an
ihren Positionen 35, 36, 37 und 38 der
benachbarten Echosignale. Dementsprechend sollten die Signale 90 bis 93 in
anderer Weise interpoliert werden, um korrelierter Position 1 einen
Wert zuzuordnen, als die Weise, in der korrelierte Position 2 aus
Signalen, die benachbarten Positionen 10 entsprechen, interpoliert
würde.
Diesem Unterschied wird durch räumliches
Signal 77 Rechnung getragen. Räumliches Signal kann durch
Umwandlungseinheit 52 generiert werden. Räumliches Signal 77 bringt
in Verbindung, wo sich die korrelierte Position befindet, die der
R-Position 53 und der θ-Position 54 entspricht,
im Verhältnis
zu ihren benachbarten Signalpositionen 35, 36, 37 und 38.
Koeffizienten 71 bis 74, die im Koeffizienten-RAM 70 gespeichert
werden, werden als eine Funktion des räumlichen Signals 77 ausgewählt.
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In
einer Ausführungsform
der Erfindung sind Koeffizient 71 und Koeffizient 74 umgekehrt
proportional zum Abstand zwischen der korrelierten Position (zugeordnet
von der Rasterscan-Position, die Pixeln in entweder Bild 9 oder
Vergrößerungsfenster 20 entspricht)
und ihren entsprechenden benachbarten Signalpositionen 35, 36, 37 und 38.
Zum Beispiel wird betrachtet korrelierte Position 1 in 1.
Sie ist benachbarter Signalposition 37 am nächsten.
Somit sollte das Signal von Position 37 (Signal 92)
interpoliertes Signal 80 entsprechend der korrelierten
Position 1 stärker
beeinflussen als die anderen Signale 90, 91 und 93,
die Positionen 35, 36 und 38 entsprechen.
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Indem
die Koeffizienten umgekehrt proportional zum Abstand zwischen seiner
benachbarten Signalposition und der korrelierten Position gemacht wird,
würde gewährleistet,
dass das Signal 92, das Position 37 entspricht,
am stärksten
das interpolierte Signal 80 beeinflussen würde, da
Koeffizient 73 (der mit Signal 92 multipliziert
wird) größer ist
als die anderen Koeffizienten 71, 72 und 74.
Vorzugsweise ist in dieser Ausführungsform
die Summe der Koeffizienten 71 bis 74 gleich eins.
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Außerdem können, zusätzlich zur
Nutzung der räumlichen
Abhängigkeit,
Koeffizienten 71 bis 74 ebenso als eine Funktion
davon verändert
werden, ob das gegenwärtige
Anzeigenpixel (mit seiner entsprechenden R-Position 53 und θ-Position 54)
sich innerhalb des Hauptbildes 9 oder innerhalb des Vergrößerungsfensters 20 befindet.
Zum Beispiel kann Vergrößerungsfenster 20 auf
einen Bereich mit Plaque 16 konzentriert sein, der verkalkt
ist, und benötigt
somit eine andere Art von Interpolation als ein gegebenes Pixel
innerhalb des Hauptbildes 9. Dies gestattet eine Bildgebung
in Abhängigkeit
von der Umgebung. Räumliches
Signal 77 müsste
dementsprechend angepasst werden, um diese Information an Koeffizienten-RAM 70 weiter
zu leiten. Die vorliegende Erfindung gestattet es einem Anwender
ebenfalls, Auswahl der Koeffizienten in Koeffizienten-RAM 70 entsprechend
Anwendervorlieben unter Nutzung eines Eingangs (nicht dargestellt)
zu Koeffizienten-RAM 70 anzupassen. Somit könnte der
Anwender die Interpolation innerhalb des Hauptbildes 9 und des
Vergrößerungsfensters 20 unabhängig voneinander
anpassen.
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Unabhängig von
der verwendeten Art an Interpolation wird ein interpoliertes Signal 80 gebildet, indem
die Ausgänge
der Multiplizierer 75a bis 75d aufsummiert werden.
Interpoliertes Signal 80 kann dann in VRAM 65 gespeichert
werden, bevor es an Anzeige 66 ausgegeben wird. Auf diese
Weise generiert System 22 ein interpoliertes Signal 80 für jedes Pixel
in der Anzeige. Betrachtet werden die Vorzüge, die die vorliegende Erfindung
in der Ausführungsform des
Systems 22 bietet. R-, θ-Signale durchlaufen eine
Konversion der Scans und werden gleichzeitig und unabhängig dem
Hauptbild 9 und dem Vergrößerungsfenster 20 zugeordnet.
Dies geschieht in Echtzeit, unabhängig davon, ob die Anzeige
in der Ausführungsform
wie in 3 dargestellt vorliegt oder in der Ausführungsform
wie in 4 dargestellt. Außerdem werden Durchschnittsfachmänner richtig
beurteilen, dass die vorliegende Erfindung, obwohl hinsichtlich
eines Hauptbildes 9 und eines Vergrößerungsfensters 20 diskutiert,
leicht angepasst wird, so dass viele Vergrößerungsfenster 20 dargestellt
werden, die verschiedenen vergrößerten Teilen
des Hauptbildes 9 entsprechen.