DE4236757C2

DE4236757C2 - Ultraschalldiagnosegerät

Info

Publication number: DE4236757C2
Application number: DE4236757A
Authority: DE
Inventors: Miyuki Iizuka; Akira Shiba; Isamu Yamada; Takaki Shimura
Original assignee: Fujitsu Ltd
Current assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Priority date: 1991-10-31
Filing date: 1992-10-30
Publication date: 1997-11-27
Anticipated expiration: 2012-10-31
Also published as: DE4236757A1; US5355887A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Ultraschalldiagnosege rät, mittels dessen Ultraschallwellen empfangen werden, die in einen menschlichen Körper gesendet und von den Organen des menschlichen Körpers reflektiert wurden, welches eine Berechnungseinrichtung enthält, um aus den reflektierten Ultraschallwellen Datensignale abzuleiten, um ein Tomogramm des Körpers zu erzeugen und um das Tomogramm optisch darzustellen.

Beschreibung des verwandten Standes der Technik

Es ist ein Ultraschalldiagnosegerät verwendet worden, welches die Diagnose von erkrankten Teilen in einer Probe, insbesondere in Organen des menschlichen Körpers, erleichtert, durch Empfangen von Ultraschallwellen, welche den Organen des menschlichen Körpers zugeführt und von diesen reflektiert wurden, um Signale zu erhalten, die den Zustand der Organe des menschlichen Körpers darstellen, Erstellen eines Bildes der Organe des menschlichen Körpers auf der Basis der Signale und Anzeigen des Bildes. Verfahren zur Bestimmung einer kleinen Verschiebung verschiedener Teile des menschlichen Körpers sind zusammen mit einem Erstellen von Tomogrammen zum Beispiel in Y. Araki, S. Yagi und K. Nakayama, "Local Displacement Velocity Analysis of Soft Tissue using Doppler Method", Tagungsbericht des 55. Treffens der Japanischen Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin, 55-314, S. 689-690 (Dez. 1989) (Zitat [1]) vorgeschlagen worden.

Das im Zitat [1] geoffenbarte Verfahren führt einen Impuls eines Ultraschallstrahles einige Male Organen des menschlichen Körpers in derselben Richtung zu und bestimmt die winzige Verschiebung von Teilen an spezifischen Tiefen in der Fort pflanzungsrichtung des Impulses des Ultraschallstrahles durch das Impuls-Doppler-Verfahren.

Das Kreuzkorrelationsverfahren ist ein weiteres Verfahren zum Bestimmen einer winzigen Verschiebung im menschlichen Körper (S. Yagi und K. Nakayama, "Local Displacement Analysis of Inhomogenous Soft Tissue by 2-Dimensional Analytic Signal Correlation", Tagungsbericht des 54. Treffens der Japanischen Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin, 54-116, S. 359-360 (Mai. 1989) (Zitat [2]).

Das im Zitat [2] geoffenbarte Verfahren führt viele Impulse von Ultraschallstrahlen in verschiedenen Richtungen dem menschlichen Körpers zu, erhält Signale, die zwei Tomogrammen entsprechen und bestimmt die winzige zweidimensionale Ver schiebung im menschlichen Körper durch Berechnen der zweidi mensionalen Kreuzkorrelation der Signale. Das Verfahren im Zitat [2] ist auch für das Berechnen der winzigen Verschiebung hinsichtlich der Tiefenrichtung parallel zur Abtastlinie brauchbar.

Da die Bestimmung der winzigen Verschiebung nicht Gegen stand der vorliegenden Erfindung ist, und das Kreuzkorrela tionsverfahren und die Impuls-Doppler-Verfahren gut bekannte Techniken sind, wird die Beschreibung eines Verfahrens zum Bestimmen der winzigen Verschiebung weggelassen.

Der Gegenstand der vorliegenden Erfindung besteht darin, die winzige Verschiebung, die durch die vorstehenden, bekannten Verfahren bestimmt wurde, auf eine Weise anzuzeigen, die für eine Diagnose brauchbar ist.

Die Fig. 7(A), 7(B) und 7(C) sind Hilfsansichten zum Erklären von Anzeigeverfahren des Standes der Technik.

Fig. 7(A) ist eine Darstellung eines Bildes, welches durch Anzeigeverfahren angezeigt wird, die im Zitat [1] angegeben sind, in welchem die Tiefe entlang einer Abtastlinie in einem Tomogramm 10 des menschlichen Unterleibs, welches Tomogramm die Schatten des Diaphragmas 11 und eines Blutgefäßes 12 besitzt, auf der Horizontalachse gemessen wird, die winzige Verschiebung auf der Abtastlinie, welche durch das Verfahren nach dem Stand der Technik bestimmt wurde, wird auf der vertikalen Achse ge messen, und die Zeit wird auf einer Achse gemessen, die senk recht auf eine Ebene steht, welche durch die horizontale Achse und die vertikale Achse definiert wird. Es ist unmöglich, alle der winzigen Verschiebungen von Punkten auf dem Querschnitt auf einen Blick im Tomogramm zu erkennen.

Ein anderes Anzeigeverfahren bestimmt die winzige Ver schiebung von jedem der Punkten in einem Tomogramm 10 (jeder Punkt ist durch einen Punkt a dargestellt) zu einem Zeitpunkt, in welchem ein Bild gebildet wird, welches das Tomogramm 10 zeigt, stellt die winzige Verschiebung durch eine Bildleucht dichte, einen Wert oder eine Chrominanz oder eine Farb-Va riation (hiernach als "Bildleuchtdichte oder ähnliches" benannt) dar, wie in Fig. 7(B) dargestellt, überlagert die winzige Verschiebung jedes Punktes, der durch eine Bildleucht dichte oder ähnliches auf dem Tomogramm in jedem Bild darge stellt wird und zeigt sequentiell Bilder an, wie in Fig. 7(C) gezeigt.

Da sich jedoch jeder Punkt in Organen des menschlichen Körpers in einer sehr kurzen Zeit bewegt, zum Beispiel nach dem Herzschlag, ändert sich die winzige Verschiebung jedes Punktes im Tomogramm in einer sehr kurzen Zeit. Es ist daher schwierig, eine abnorme winzige Verschiebung eines Punktes zu finden, oder es ist möglich, sie nicht zu finden, welcher Punkt im Tomogramm zur Diagnose eines Tumors oder ähnlichem erscheint. Die Diagnose das Tomogramm verwendende Diagnose erfordert daher großes Geschick.

Das Doppler-Verfahren (Zitat [1]) und das Verfahren nach der zweidimensionalen Kreuzkorrelation (Zitat [2]) sind reprä sentative Verfahren des Standes der Technik zum Bestimmen der Verschiebung jedes Teils.

Während das Doppler-Verfahren insofern Vorteile aufweist, daß eine Verschiebung durch Operation einer relativ kleinen Operationsgröße berechnet und das Tomogramm in einem Echtzeit-Mo dus angezeigt werden kann, ist das Doppler-Verfahren nur in der Lage, eine Verschiebung entlang der Richtung der Abtast linien zu berechnen. Während das Verfahren nach der zweidimen sionalen Kreuzkorrelation in der Lage ist, eine zweidimensio nale Verschiebung zu berechnen, benötigt das Verfahren nach der zweidimensionalen Kreuzkorrelation eine große Operationsgröße zum Berechnen der zweidimensionalen Verschiebung und ist nicht In der Lage, ein Tomogramm in einem Echtzeit-Modus anzuzeigen.

Aus IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Fre quency Control, Vol 37, 1990, S. 45-53 ist es bekannt, eine winzige Verschiebung eines Gewebes aufgrund von beispielsweise Herzschlägen zu messen, jedoch wird dabei eindeutig nicht das lokale Maximum einer winzigen Verschiebung berechnet und zusam men mit dem ermittelten Auftrittszeitpunkt dieses Maximums dar gestellt.

Bei dem Verfahren nach der IEEE Transactions on Medical Ima ging, Vol. 8; 1989, S. 143-153 werden sog. Geschwindig keitsfelder von Gewebe, beispielsweise dem Herzen, anhand von mehreren Meßparametern ermittelt. Dabei wird keine abtastrich tungsabhängige Messung von bestimmten Parametern vorgenommen wird, sondern offensichtlich ein großer Rechnungsaufwand be trieben wird, um die Richtung einer Gewebebewegung und die Grö ße dieser Bewegung möglichst genau zu ermitteln.

Auch bei dem Stand der Technik nach IEEE Transactions on Biome dical Engineering, Vol. BME-34, 1987, S. 356-364, wird eine Vielzahl von Bewegungsparametern ermittelt wird und daher sind komplexe Berechnungen zur Ableitung des exakten Bewegungsver laufes erforderlich.

Die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe soll darin gesehen werden, ein Ultraschall-Diagnosegerät zu schaffen, welches in der Lage ist, bei der Erstellung von Tomogrammen die Härte von Geweben von Organen des menschlichen Körpers, die Geschwindig keit und den Fortpflanzungsbereich von Vibrationen durch das Gewebe und Charakteristika und Eigenschaften von Geweben, in klusive der Größe und der Richtung der Bewegung innerer Teile von Geweben darzustellen.

Diese Aufgabe ist durch die Merkmale des Anspruch 1 gelöst.

Die Fig. 1, 2 und 3 sind typische Hilfsansichten zum Erklären von Mitteln zum Erreichen des ersten Ziels der vor liegenden Erfindung. Obwohl die vorliegende Erfindung nicht auf ein Anzeigeverfahren und ähnliches, das in den Fig. 1, 2 und 3 dargestellt ist, beschränkt ist, wird die vorliegende Erfindung mit Bezug auf die Fig. 1, 2 und 3 erklärt, um das Verstehen der vorliegenden Erfindung zu erleichtern.

Fig. 1 ist eine typische Hilfsansicht zum Erklären eines Ultraschalldiagnosegerätes in einem ersten Aspekt der vorlie genden Erfindung. Das Ultraschalldiagnosegerät empfängt Ultra schallwellen, die Organen des menschlichen Körpers zugeführt und von den Organen des menschlichen Körpers reflektiert wurden, erzeugt Signale, welche den reflektierten Ultraschall wellen entsprechen und bestimmt winzige Verschiebungen von Punkten in einem Querschnitt des Körpers auf der Basis der Signale durch das im Zitat [1] gezeigte Impuls-Doppler-Ver fahren oder durch das im Zitat [2] gezeigte Kreuzkorrelations verfahren, oder bestimmt das Differential der winzigen Verschiebung hinsichtlich der Abtastrichtung, das ist die Richtung in die Tiefe des Körpers. Da das Differential in der Tat der winzigen Verschiebung im Erklären der vorliegenden Erfindung im wesentlichen äquivalent ist, werden das Differential und die winzige Verschiebung zusammen als "winzige Verschiebung" oder einfach als "Verschiebung" bezeichnet.

Dann wird das lokale Maximum der zeitabhängigen, veränderlichen winzigen Verschiebung jedes Punktes a im Querschnitt, wie in Fig. 1(A) gezeigt, bestimmt. Die lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen von Punkten im Querschnitt werden jeweils in verschiedenen Bildern, das heißt zu ver schiedenen Zeiten, aufscheinen. Zum Beispiel werden die lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen von Punkten im Querschnitt in einem Zeitintervall zwischen einem Herzschlag und dem nächsten Herzschlag bestimmt. Fig. 1(B), welche ähnlich der Fig. 7(C) ist, zeigt die sich verändernde Verschiebung jedes Punktes, welche in einer entsprechenden Bildleuchtdichte in den sequentiellen Bildern angezeigt ist. Das Ultraschalldiagnose gerat im ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung zeigt das lokale Maximum der sich verändernden winzigen Verschiebung jedes Punktes in entsprechender Bildleuchtdichte oder ähnlichem an, wie in Fig. 1(C) gezeigt.

Fig. 2 ist eine typische Hilfsansicht zum Erklären eines Ultraschalldiagnosegerätes in einem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung zum Erreichen des ersten Zieles.

Das Ultraschalldiagnosegerät im zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung bestimmt, ähnlich dem Ultraschalldia gnosegerät im ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung, die winzigen Verschiebungen von Punkten a, b, c, . . . und d auf der Basis von Signalen, die reflektierten Ultraschallwellen entsprechen, und bestimmt dann, wie in Fig. 2(A) gezeigt, Zeiten τa, τb, τc, . . . und τd, wann die zeitlichen lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen der Punkte a, b, c, . . . und d in einem Zeitintervall zwischen vorbestimmten Zeiten, zum Beispiel in einem Zeitintervall zwischen zwei aufeinanderfol genden Herzschlägen, aufscheinen. Die Zeiten τa, τb, τc, . . . und τd entsprechen jeweils Zeiten, die für eine Vibration benötigt werden, welche von einem vorbeschriebenen Teil im Körper, zum Beispiel dem Herzen, zur Fortpflanzung zu den Punkten a, b, c, . . . und d erzeugt wird.

Fig. 2(B) zeigt Bilder der Zeiten, wann die zeitlichen lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen der Punkte jeweils aufscheinen, durch entsprechende Bildleuchtdichten, wie in Fig. 2(A) gezeigt, gebildet in den Bildern 3, 4 und 5, welche jeweils zu den Zeiten τa, τb, τc, . . . und τd, gezeigt in Fig. 2(A), erzeugt werden. Im Bild 3 ist nur die Zeit τa für den Punkt a angezeigt, und die Zeiten τb, τc, . . . und τd für die Punkte b, c, . . . und d sind nicht angezeigt, weil die lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen der Punkte b, c, . . . und d nicht bestimmt worden sind. Im Bild 4 sind die Zeiten τa und τb für die Punkte a und b bestimmt und angezeigt. Im Bild 5 sind die Zeiten τa, τb und τc für die Punkte a, b und c bestimmt und angezeigt. Fig. 2(C) zeigt ein Endbild, welches die jeweiligen Zeiten aller Punkte im Querschnitt zeigt. Auf diese Weise zeigt das Ultraschalldiagnosegerät im zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung die so bestimmten Zeiten τa, τb, τc, . . . und τd an.

Fig. 3 ist eine typische Hilfsansicht zum Erklären eines Ultraschalldiagnosegerätes in einem dritten Aspekt der vorlie genden Erfindung, um das erste Ziel zu erreichen.

Das Ultraschalldiagnosegerät im dritten Aspekt der vor liegenden Erfindung und ein Ultraschalldiagnosegerät im vierten Aspekt der vorliegenden Erfindung, ähnlich jenem im ersten und zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung, bestimmen die winzigen Verschiebungen von Punkten a, b, c, . . . und d in einem Querschnitt auf der Basis von Signalen, welche reflektierten Ultraschallwellen entsprechen, bestimmen, ähnlich dem Ultra schalldiagnosegerät im zweiten Aspekt der vorliegenden Erfin dung, die Zeiten τa, τb, τc und τd, wann die lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen der Punkte a, b, c, . . . und d auftreten, wie in Fig. 2(A) gezeigt, die Zeiten τa, τb, τc, und τd sind jeweils den Punkten a, b, c, . . . und d zugeteilt, zweidimensionalen Gradienten im Bild, wenn die Zeiten τa, τb, τc, . . . und τd als Bildelementdaten verwendet werden, und die Gradienten an den Punkten zu den Zeiten sind angezeigt.

Der zweidimensionalen Gradient ∇t(x, y) wird durch folgende Gleichung dargestellt:

in der (x, y) die zweidimensionalen Koordinaten im Querschnitt sind, τ(x, y) die Zeit ist, wann das zeitliche, lokale Maximum der winzigen Verschiebung des Punktes (x, y) auftritt, ii der Einheitsvektor der x-Richtung ist und jj der Einheitsvektor in y-Richtung ist.

Fig. 3(A) ist eine Vektordarstellung des Gradienten, der durch Pfeile angezeigt ist, und Fig. 3(B) zeigt Stromlinien entlang des Gradienten an den Punkten im Querschnitt. Auf diese Weise zeigt das Ultraschalldiagnosegerät im dritten Aspekt der vorliegenden Erfindung die Gradienten an Punkten in einem Querschnitt an.

Die Darstellung des Ultraschalldiagnosegerätes im vierten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird weggelassen. Das Ultra schalldiagnosegerät im vierten Aspekt der vorliegenden Erfindung bestimmt auf ähnliche Weise wie das mit Bezug auf Fig. 3 erklärte Ultraschalldiagnosegerät die Gradienten an Punkten in einem Querschnitt, bestimmt die Größe der Gradienten, dargestellt durch Vektoren entsprechend der Information der Richtungen der Gradienten durch Abbilden, und zeigt dann die Größen in entsprechenden Bildleuchtdichten an.

Die Größe oder die absolute Größe des Gradienten wird durch folgende Gleichung dargestellt:

Die Fig. 3(C) und 3(D), die der Fig. 3(A) ähnlich sind, zeigen ein Bild, welches erzeugt wird durch Überlagern der Pfeile, die die Gradienten an den Punkten darstellen, mit den lokalen Maxima der Verschiebungen der Punkte (Fig. 1(C)), und ein Bild, welches erzeugt wird durch Überlagern der Pfeile, die die Gradienten an den Punkten darstellen, mit den Zeiten, wann die lokalen Maxima der Verschiebungen der Punkte jeweils auftreten (Fig. 2(C)). Fig. 3(E) zeigt zweidimensionale Farbblöcke, die die lokalen Maxima der Verschiebungen der Punkte (Fig. 1(C)) anzeigen sollen und die Zeiten, wann die lokalen Maxima der Verschiebungen der Punkte auftreten (Fig. 2(C)), dargestellt durch zwei Faktoren aus der vorhergehenden Bildleuchtdichte und ähnlichem, inklusive Intensität und Wert und ähnlichem. Die vorliegende Erfindung kann somit gleich zeitig anzeigen: einige der lokalen Maxima, die Zeiten, wann die lokalen Maxima auftreten, die Gradienten und die Größen der Gradienten, oder kann einige dieser Variablen und andere Variablen, als diese Variablen, auf einem Bildschirm gleich zeitig anzeigen.

Das Ultraschalldiagnosegerät im ersten Aspekt der vor liegenden Erfindung bestimmt die lokalen Maxima von winzigen Verschiebungen oder ähnlichem und zeigt die lokalen Maxima an, wie zum Beispiel in Fig. 1(C) gezeigt. Dementsprechend er möglicht das Ultraschalldiagnosegerät einen sofortigen Zugang zur Information, welche für eine Diagnose brauchbar ist, ohne daß irgendein großes Geschick erforderlich ist. Zum Beispiel wird von einem Bereich, wo die lokalen Maxima kleiner sind verglichen mit jenen in den umliegenden Bereichen, entschieden, daß die Gewebe in dem Bereich verhärtet sind.

Das Ultraschalldiagnosegerät im zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung bestimmt die Zeiten, wann die lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen auftreten und zeigt, zum Beispiel in einem Bild, wie in Fig. 2(C) gezeigt, die Zeiten an, um die sofortige Erkennung von Punkten zu ermöglichen, wo der Fortpflanzungsbereich von Vibrationen oder der Fort pflanzungsmodus von Vibrationen abnorm ist, verglichen mit jenen in den umliegenden Punkten. Zum Beispiel wird von einem Punkt, wo die Fortpflanzungsgeschwindigkeit von Vibrationen hoch ist, entschieden, daß das Gewebe an dem Punkt verhärtet ist. Das Ultraschalldiagnosegerät ermöglicht auf diese Weise, ähnlich jener im ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung, die sofortige Erfassung von Information, die für eine Diagnose brauchbar ist, ohne daß irgendein großes Geschick erforderlich ist.

Das Ultraschalldiagnosegerät im dritten Aspekt der vor liegenden Erfindung bestimmt die Gradienten der Zeiten, wann die lokalen Maxima der winzigen Verschiebungen auftreten und zeigt die Gradienten an, wie zum Beispiel in den in den Fig. 3(A) und 3(B) gezeigten Bildern, was ermöglicht, daß die Richtung und die Größe der Bewegung von Gewebe leicht erkannt wird und ermöglicht, daß ein Punkt, wo die Richtung und die Größe der Bewegung von Gewebe abnorm sind, verglichen mit jenen in den umliegenden Punkten, leicht gefunden wird.

Wenn die Richtungen der Gradienten durch Pfeile oder Stromlinien angegeben werden, ist es unmöglich, die Gradienten eingehend über der gesamten Fläche des Schirms anzuzeigen; die Gradienten werden unstetig angezeigt, wie zum Beispiel in den Fig. 3(A) und 3(B) gezeigt. Andererseits ermöglicht das Ultra schalldiagnosegerät im vierten Aspekt der vorliegenden Erfin dung, daß die Verteilung der Fortpflanzungsgeschwindigkeit von Vibrationen sofort erkannt wird durch eingehendes Anzeigen der Größen der Gradienten über der gesamten Fläche des Schirms, so daß sogar ein kleiner abnormer Punkt nicht übersehen wird und leicht gefunden werden kann.

Das Ultraschalldiagnosegerät der vorliegenden Erfindung zeigt, verglichen mit dem Ultraschalldiagnosegerät des Standes der Technik (Fig. 7), welches die Verschiebungen von Punkten anzeigt, die zu einer bestimmten Zeit auftraten, die Charak teristiken und Eigenschaften von Geweben klarer an, wie die maximale Verschiebung und Härte von Geweben, die Fortpflan zungsgeschwindigkeit von Vibrationen durch Gewebe und die Richtung und die Größe der Gewebe.

Das Ultraschalldiagnosegerät erzeugt in einem fünften Aspekt der vorliegenden Erfindung, erfunden, um das zweite Ziel der vorliegenden Erfindung zu erreichen, Originaldaten aus Ultraschallwellen, die Organen des menschlichen Körpers zugeführt und von diesem reflektiert werden und zeigt ein Tomogramm an, das auf Basis der Daten erstellt ist. Dieses Ultraschalldiagnosegerät umfaßt:

(1) Spezifizierungsmittel zum Spezifizieren zumindest eines erwünschten Punktes und zumindest einer erwünschten Richtung in einem Tomogramm, das auf einer Anzeige angezeigt ist;
(2) Datenerzeugungsmittel zum Erzeugen von Berechnungs daten entlang eines Linienabschnittes, welcher den spezifizierten erwünschten Punkt passiert und sich in die spezifizierte Richtung erstreckt, auf Basis der Originaldaten, für eine Vielzahl von Tomogrammen, die jeweils zu verschiedenen Zeiten erhalten werden;
(3) Berechnungsmittel zum Berechnen von Information auf Basis der Verschiebungen der erwünschten Punkte entlang der erwünschten Richtung, oder der Änderungsgeschwindigkeiten der Verschiebungen entlang der erwünschten Richtung; und
(4) Anzeigemittel zum Anzeigen der Information.

Die Berechnungsmittel können die Verschiebung oder die Änderungsgeschwindigkeit der Verschiebung selbst als die Information berechnen, oder können eines oder einige der zeitlichen lokalen Maxima in der Verschiebung oder der Änderungsgeschwindigkeit der Verschiebung, die Zeit, ent sprechend dem zeitlichen lokalen Maximum, den Gradienten der Zeit und die Größe des Gradienten als die Information berechnen.

Die Spezifizierungsmittel können eine Vielzahl von erwünschten Richtungen spezifizieren, oder können eine oder eine Vielzahl von erwünschten Richtungen unter einer Vielzahl von vorbestimmten Richtungen spezifizieren.

Die Spezifizierungsmittel können einen Durchgang einer Vielzahl von erwünschten Punkten spezifizieren, die eine Linie entlang der erwünschten Richtung bilden, oder können eine Vielzahl von erwünschten Punkten in einer zweidimensionalen Anordnung spezifizieren.

Die Datenerzeugungsmittel können Berechnungsdaten durch Interpolieren zwischen den Originaldaten berechnen oder können, falls die Datenerzeugungsmittel zusätzlich mit Interpo lierungsmitteln zum Ausführen der Interpolation über den gesamten Bereich eines Schirms versehen sind, spezifische Berechnungsdaten aus den durch Interpolation erhaltenen Daten extrahieren.

Wenn ein Ultraschalldiagnosegerät zum Beispiel zur Unter suchung der Leber verwendet wird, bewegt sich das Parenchym der Leber synchron mit dem Herzschlag, und eine große Verschiebung des Parenchyms der Leber tritt nur in einer fixierten Richtung auf. Dementsprechend können zufriedenstellende Daten durch Beobachtung der Verschiebung des Parenchyms nur entlang der fixierten Richtung erhalten werden. Das Ultraschalldiagnose gerät der vorliegenden Erfindung ist auf Basis einer solchen Tatsache gebaut worden. Das Ultraschalldiagnosegerät der vorliegenden Erfindung spezifiziert erwünschte Punkte und eine erwünschte Richtung auf einem Tomogramm (Mittel in (1) angegeben), erzeugt Berechnungsdaten, wobei ein erwünschter Punkt entlang einer erwünschten Richtung durch interpolieren zwischen den Originaldaten für eine Vielzahl von erhaltenen Tomogrammen zu jeweils verschiedenen Zeiten (Mittel in (2) angegeben) bewegt wird, berechnet die Verschiebungen der erwünschten Punkte entlang der erwünschten Richtung oder die jeweiligen Änderungsgeschwindigkeiten der Verschiebungen auf Basis der Berechnungsdaten (Mittel in (3) angegeben) und zeigt die berechneten Verschiebungen oder die Änderungsgeschwindig keiten der Verschiebungen (Mittel in (4) angegeben) an. Das ultraschalldiagnosegerät ist auf diese weise in der Lage, die Verschiebungen durch eine eindimensionale Operation einer relativ kleinen Operationsgröße zu berechnen, die Verschie bungen in einem Echtzeit-Modus anzuzeigen und Verschiebungen entlang einer erwünschten Richtung, die für eine Diagnose effektiv ist, vorzusehen.

Das Ultraschalldiagnosegerät im ersten bis vierten Aspekt der vorliegenden Erfindung berechnet winzige Verschiebungen oder ähnliches, oder berechnet, zusätzlich zu den winzigen Verschiebungen, die jeweiligen lokalen Maxima der Verschie bungen, die sich mit der Zeit ändern, Zeiten, wann die lokalen Maxima auftreten, die Gradienten der Zeiten und die absoluten Größen der Gradienten und zeigt diese berechneten Werte an, statt einfach die berechneten winzigen Verschiebungen anzu zeigen, die zu den Zeiten auftreten. Dementsprechend können die Charakteristiken und die Eigenschaften von Geweben, inklusive der Härte von Geweben, der Fortpflanzungsgeschwindigkeit von Vibrationen und die Größe und die Richtung der Bewegung des Inneren der Gewebe erkannt werden. Darüberhinaus zeigen die Ultraschalldiagnosegeräte die Charakteristiken und Eigen schaften der Gewebe in einem visuell klaren Bild an, wobei Bildleuchtdichten, Farbwerte, Intensitäten oder Vektoren, entsprechend den berechneten Daten, verwendet werden.

Das Ultraschalldiagnosegerät im fünften Aspekt der vor liegenden Erfindung spezifiziert erwünschte Punkte und eine erwünschte Richtung auf einem Tomogramm, erzeugt Berechnungs daten durch Interpolieren zwischen den Originaldaten für eine Vielzahl von erhaltenen Tomogrammen zu jeweils verschiedenen Zeiten, bestimmt die Information auf der Basis der Verschie bungen der erwünschten Punkte entlang der erwünschten Richtung, oder auf der Basis der Änderungsgeschwindigkeit der Verschie bungen der erwünschten Punkte entlang der erwünschten Richtung auf der Basis der Berechnungsdaten und zeigt die Information an. Die Verschiebung selbst, die Änderungsgeschwindigkeit der Information selbst, das zeitliche lokale Maximum in der Verschiebung oder die Änderungsgeschwindigkeit der Verschie bung, die Zeit, die dem zeitlichen lokalen Maximum entspricht, der Gradient der Zeit und die Größe des Gradienten sind als Information brauchbar. Dementsprechend können die diagnostisch effektiven Verschiebungen der erwünschten Punkte in einem Echtzeit-Modus durch eine eindimensionale Operation einer relativ kleinen Operationsgröße angezeigt werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 sind typische Hilfsansichten zum Erklären eines Ultraschalldiagnosegerätes in einer ersten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung;

Fig. 2 sind typische Hilfsansichten zum Erklären eines Ultraschalldiagnosegerätes in einer zweiten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung;

Fig. 3 sind typische Hilfsansichten zum Erklären eines Ultraschalldiagnosegerätes in einer dritten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung;

Fig. 4 ist ein Blockdiagramm des Ultraschalldiagnose gerätes in der ersten Ausführungsform;

Fig. 5 ist ein Blockdiagramm eines Teiles des Ultraschalldiagnosegerätes in der zweiten Ausführungsform, welche sich vom in Fig. 4 gezeigten Ultraschalldiagnosegerät unterscheidet;

Fig. 6 ist ein Blockdiagramm eines Teiles des Ultra schalldiagnosegerätes in der dritten Ausführungsform, welche sich vom in Fig. 4 gezeigten Ultraschalldiagnosegerät unterscheidet;

Fig. 7 sind bildhafte Hilfsansichten zum Erklären eines Anzeigeverfahrens nach dem Stand der Technik;

Fig. 8 ist ein Blockdiagramm eines Ultraschalldiagnose gerätes, welches die vorliegende Erfindung verkörpert;

Fig. 9 sind Hilfsansichten zum konkreten Erklären eines Verfahrens, erwünschte Punkte und erwünschte Richtungen zu spezifizieren;

Fig. 10 sind Hilfsansichten zum konkreten Erklären eines Verfahrens, erwünschte Punkte und erwünschte Richtungen zu spezifizieren;

Fig. 11 sind schematische Hilfsansichten zum Erklären eines Verfahrens zur Berechnung von Daten durch Erzeugungs mittel für Berechnungsdaten;

Fig. 12 ist ein Blockdiagramm von Mitteln zur Verschie bungsberechnung;

Fig. 13 sind Hilfsgraphe zum Erklären der Funktion von Mitteln zur Entfernung von sehr niedrig frequenten Komponenten; und

Fig. 14 sind Graphe, welche Anzeigearten einer Verschie bungen und einer Änderungsgeschwindigkeit der Verschiebung zeigen.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden hiernach mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben.

Bezugnehmend auf Fig. 4, welche ein Ultraschalldiagnose gerät in einer ersten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung in einem Blockdiagramm zeigt, sendet eine Steuer einheit 16 ein Übertragungssteuerungssignal einer Übertra gungsschaltung 4, und dann gibt die Übertragungsschaltung 4 ein Übertragungssignal an einen Ultraschallprüfkopf 3 ab. Der Ultraschallprüfkopf 3 wandelt das Übertragungssignal in eine Ultraschallwelle 2 um und sendet die Ultraschallwelle 2 in den Körper 1. Der Ultraschallprüfkopf 3 empfängt die reflektierte Ultraschallwelle 2, die von inneren Geweben des Körpers 1 reflektiert wurde, und wandelt dieselbe in Datensignale um. Eine Empfangsschaltung 5 empfängt die Datensignale und unterwirft dieselben einer Verzögerung und einer Addition zur dynamischen Fokussierungskorrektur und zum Abtasten unter der Steuerung der Steuereinheit 16. Die verzögerten und addierten Datensignale werden von einem AD-Konverter 6 in proportionale digitale Daten umgewandelt, und die digitalen Daten werden vorübergehend in einem Speicher 7 gespeichert. Beim Speichern der digitalen Daten gibt die Steuereinheit 16 ein Steuerungs signal an einen Adressenzähler 8 ab, um den Adressenzähler 8 zu steuern, um eine Adresse jedem Datum X(t, F) zuzuweisen, welches ein Bild F und die Zeit t im Bild F darstellt.

Dann werden das Datum x(t, F) eines Bildes F und das Datum X(t, F-1) des vorhergehenden Bildes F-1 aus dem Speicher 7 zu (Differential)Berechnungsmitteln 9 für winzige Verschiebungen übertragen. Dann berechnen die (Differential)Berechnungsmittel 9 für die winzigen Verschiebungen die winzige Verschiebung jedes Punktes in einem Querschnitt hinsichtlich der Abtast richtung oder das Differential der winzigen Verschiebung jedes Punktes hinsichtlich der Tiefenrichtung (hiernach einfach als "winzige Verschiebung" bezeichnet) ΔX(t, F).

Die winzige Verschiebung ΔX(t, F) kann durch jedes geeignete Verfahren berechnet werden, wie ein Kreuzkorre lationsverfahren oder ein Impuls-Doppler-Verfahren.

Die Steuereinheit 16 gibt Befehle an einen Adressengene rator 11 ab, um die winzige Verschiebung ΔX(t, F), welche von Berechnungsmitteln 9 für die winzigen Verschiebungen (Differentiale) berechnet wurde, zu steuern, um die winzigen Verschiebungen ΔX(t, F) zu speichern, während sequentiell und rekursiv F von 1 bis n die Speicher 10-1, 10-2 und 10-3, in dieser Reihenfolge, durchläuft.

Entsprechende Pixeldaten ΔX1(t), ΔX2(t) und ΔX3(t) von den Daten, welche die winzigen Verschiebungen ΔX(t, F) in drei Bildern darstellen, werden gleichzeitig aus den drei Speichern 10-1, 10-2 und 10-3 gelesen, und dann werden die Pixeldaten den Mitteln 12-1 zur Unterscheidung lokaler Maxima zugeführt, welche Mittel in den Mitteln 12 zur Berechnung lokaler Maxima enthalten sind. Mittel 12-2 zum Setzen von Schwellenwerten liefern einen Schwellenwert Th an die Mittel 12-1 zur Unterscheidung lokaler Maxima. Dann vergleichen die Mittel 12-1 zur Unterscheidung lokaler Maxima die drei Eingangsdaten ΔX1(t), ΔX2(t) und ΔX3(t) jedes Pixels in den aufeinanderfol genden drei Bildern F-1, F und F+1, und bestimmen, daß die Daten ΔX2(t) für das mittlere Bild F hinsichtlich der Zeit ein lokales Maximum ΔXm(t) ist, wenn das Datum ΔX2(t) folgende Ungleichungen erfüllt:

ΔX1(t) ΔX2(t) - Th
ΔX3(t) ΔX2(t) - Th (1)

Dann werden die Daten des nächsten Bildes in dem Speicher gespeichert, welcher die Daten des frühesten Bildes unter den Speichern 10-1, 10-2 und 10-3 speichert, und die Daten für die drei aufeinanderfolgenden Bilder F, F+1 und F+2 werden der Unterscheidung des lokalen Maximums unterworfen.

Das von den Mitteln 12-1 zur Unterscheidung lokaler Maxima unterschiedene lokale Maximum ΔXm(t) wird in einem Anzeigespeicher 13-1 gespeichert, und ein Freigabesignalen, welches die Unterscheidung des lokalen Maximums ΔXm(t) anzeigt, wird an den Adressengenerator 14 abgegeben. Der Adressengenerator 14 weist eine Adresse (eine Position im Querschnitt) dem lokalen Maximum ΔXm(t) zu und speichert die Adresse in einem Anzeigespeicher 13-2. Nachdem auf diese Weise die lokalen Maxima ΔXm(t) an Punkten im Querschnitt zu jeder Zeit und ihre Adressen in den jeweiligen Anzeigespeichern 13-1 und 13-2 akkumuliert wurden, werden die Daten, welche die lokalen Maxima ΔXm(t) darstellen, an eine Anzeige 15 abgegeben, um ein Pixelbild auf dem Schirm der Anzeige 15 mit Bildleuchtdichten anzuzeigen, die jeweils proportional den lokalen Maxima sind, wie gezeigt in Fig. 1(C).

Die Anzeige 15 kann die Bilder vorübergehend anzeigen, welche die winzigen Verschiebungen, welche sich mit der Zeit ändern, darstellen, zusätzlich zum Bild, welches die lokalen Maxima ΔXm(t) darstellt, die von den Mitteln 12 zur Berechnung lokaler Maxima berechnet wurden.

Fig. 5 zeigt ein Ultraschalldiagnosegerät in einer zweiten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, welche ähnlich ist dem Ultraschalldiagnosegerät in der in Fig. 4 gezeigten ersten Ausführungsform, und aus diesem Grund ist in Fig. 5 nur ein Teil gezeigt, welcher vom Ultraschalldiagnose gerät in der ersten Ausführungsform verschieden ist. Das Ultraschalldiagnosegerät in der zweiten Ausführungsform ist mit Mitteln 12B zur Berechnung lokaler Maximazeiten versehen, statt mit Mitteln 12A zur Berechnung lokaler Maxima, gezeigt in Fig. 4. Hiernach werden nur die Mittel 12B zur Berechnung lokaler Maximazeiten beschrieben.

Bezugnehmend auf Fig. 5 unterscheiden Mittel 12-1 zur Unterscheidung lokaler Maxima, die in den Mitteln 12B zur Berechnung lokaler Maximazeiten enthalten sind, ähnlich den Mitteln 12-1 der Fig. 4 zur Unterscheidung lokaler Maxima, ein lokales Maximum ΔXm(t), und liefern ein Freigabesignalen, wenn ein lokales Maximum ΔXm(t) gefunden wird. Mittel 12-3 zum Festsetzen von Anfangszeiten bestimmen eine Zeit, wenn ein Bild, für welches eine größte Anzahl von Freigabesignalen geliefert wird, entsprechend einer Vielzahl von Punkten auf einer räumlich fixierten Abtastlinie, unter Bildern erzeugt wird, welche sukzessive dazu geliefert werden, als eine Anfangszeit; das heißt, die Zeit, wenn die zum Beispiel durch einen Herzschlag verursachte Bewegung eines Punktes in einem Querschnitt ein Maximum erreicht, wird als Anfangszeit verwendet. Herzschläge können von einem äußeren Detektor detektiert werden, und die Anfangszeit kann jene Zeit sein, wenn ein Herzschlag detektiert wird. Ein Zeitzähler 12-4 wird zu jeder Anfangszeit gelöscht.

Wenn ein lokales Maximum gefunden und ein Freigabesignal geliefert wird, liefern die Mittel 12A zur Berechnung lokaler Maxima das Freigabesignale en und die Zeit, wenn das Freigabesignalen geliefert wird, an den in Fig. 4 gezeigten Anzeigespeicher 13-1 und an den Adressengenerator 14, und dann wird ein Pixelbild von Bildleuchtdichten, welche proportional sind den Zeiten T(t), die mit den lokalen Maxima übereinstimmen, welche in den Anzeigespeichern 13-1 und 13-2 (Fig. 2(B) und 2(C)) akkumuliert sind, auf der Anzeige 15 angezeigt.

Das Ultraschalldiagnosegerät kann mit Korrekturmitteln versehen sein zum Korrigieren der Zeitdifferenz zwischen dem Empfang von Echo von einem Punkt, welcher einem Ende des Schirms entspricht, und dem Empfang von Echo von einem Punkt, welcher dem anderen Ende des Schirms beim Berechnen der Zeit entspricht.

Fig. 6 zeigt einen Teil eines Ultraschalldiagnosegerätes in einer dritten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die vom Ultraschalldiagnosegerät in der in Fig. 4 gezeigten ersten Ausführungsform verschieden ist. Das Ultraschalldiagnosegerät in der dritten Ausführungsform ist mit Mitteln 12C zur Gradientenberechnung versehen, statt mit Mitteln 12A zur Berechnung lokaler Maxima.

Mittel 12-1 zur Unterscheidung lokaler Maxima und Mittel 12-2 zum Setzen von Schwellenwerten, welche in den Mitteln 12C zur Gradientenberechnung enthalten sind, sind in ihrer Funktion die gleichen, wie jene, die in den Fig. 4 und 5 gezeigt sind, und Mittel 12-3 zum Setzen von Anfangszeiten und ein Zeitzähler 12-4, welche in den Mitteln 12C zur Gradientenberechnung enthalten sind, sind in ihrer Funktion die gleichen, wie jene, die in Fig. 5 gezeigt sind, und ihre Beschreibung wird daher weggelassen.

Die Zeiten T(t), welche den Punkten lokaler Maxima ent sprechen, die vom Zeitzähler 12-4 synchron mit den Freigabe signalen en, die von den Mitteln 12-1 zur Unterscheidung lokaler Maxima geliefert werden, geliefert werden, werden in einem Speicher 12-5 gespeichert, gemäß der Adresseninformation, die von einem Adressenzähler 12-6 geliefert wird. Auf diese Weise wird ein Bild, welches durch Pixeldaten dargestellt wird, die den Zeiten T(t) entsprechen, im Speicher 12-5 gespeichert. Dann werden die Zeiten T(t), die aus dem Speicher 12-5 gelesen werden, den Mitteln 12-7 zur Gradientenberechnung geliefert. Die Mittel 12-7 zur Gradientenberechnung berechnen Differen tiale hinsichtlich einer x-Richtung und einer y-Richtung, welche auf der x-Richtung auf dem Bild senkrecht steht, um für jedes Pixel den Gradienten (ΔTx(t), ΔTy(t)) zu bestimmen. Der Gradient wird zusammen mit dem Freigabesignalen aus dem Speicher 12-5 ausgesendet.

Wenn es erwünscht ist, die Gradienten (ΔTx(t), ΔTy(t)) in einem wie in Fig. 3(A) oder 3(B) gezeigten Bild auf der in Fig. 4 gezeigten Anzeige 15 anzuzeigen, werden die aus den Mitteln 12-7 zur Gradientenberechnung ausgelesenen Gradienten und die vom Speicher 12-5 gelieferten Freigabesignale an jeweils dem Anzeigespeicher 13 und dem Adressengenerator 14 geliefert (Fig. 4).

Wenn es erwünscht ist, die Größen der Gradienten anzuzei gen, berechnen Mittel 12-8 zur Berechnung absoluter Größen die jeweiligen absoluten Größen V der Gradienten (ΔTx(t), ΔTy(t)), die von den Mitteln 12-7 zur Gradientenberechnung berechnet wurden, und dann werden die absoluten Größe V und die Freiga besignale en jeweils dem Anzeigespeicher 13-1 und dem Adres sengenerator 14 geliefert (Fig. 4).

Natürlich können irgendwelche zwei oder drei Mittel unter den in den Fig. 4, 5 und 6 gezeigten zugleich angezeigt werden.

Ein Ultraschalldiagnosegerät in einer fünften Ausfüh rungsform gemäß der vorliegenden Erfindung wird hiernach mit Bezug auf Fig. 8 beschrieben.

Bezugnehmend auf Fig. 8 erzeugt ein Oszillator ein Impulssignal, ein Strahlengenerator 4 verzögert das Impuls signal so, daß das Impulssignal an eine vorbestimmte Position innerhalb des Körpers 1 fokusiert wird, das verzögerte Impulssignal wird einem Ultraschall-Meßumwandler 2 geliefert, und dann sendet der Ultraschall-Meßumwandler Ultraschallwellen in den Körper 1. Die Ultraschallwellen werden von Geweben innerhalb des Körpers 1 reflektiert, und die reflektierten Ultraschallwellen werden vom Ultraschall-Meßumwandler 2 empfangen, und dann erzeugt der Ultraschall-Meßumwandler 2 Datensignale, die den reflektierten Ultraschallwellen entsprechen. Der Strahlengenerator 4 verzögert und addiert die Datensignale so, daß die Datensignale an eine vorbestimmte Position innerhalb des Körpers 1 fokussiert werden. Dann detektiert ein Detektor 5 die Datensignale, und die detektierten Datensignale werden einem Abtastkonverter 6 geliefert. Der Abtastkonverter 6 verarbeitet die detektierten Datensignale für eine Koordinatentransformation so, daß die detektierten Datensignale auf einer Anzeige 7 angezeigt werden können, und ein Tomogramm des Körpers wird auf der Anzeige 7 angezeigt. Die vorstehenden Operationen sind die gleichen, wie jene, die vom Ultraschalldiagnosegerät des Standes der Technik ausgeführt werden.

Die vom Detektor 5 gelieferten, detektierten Datensignale werden vorübergehend in einem Speicher 8 gespeichert. Ein erwünschter Punkt und eine erwünschte Richtung werden im Tomogramm spezifiziert, welches auf einer Anzeige 7 mittels Spezifiziermitteln 12, welche eine Zeigeeinrichtung, wie eine Maus oder eine Steuerkugel enthalten, angezeigt wird. Der erwünschte Punkt und die erwünschte Richtung, die von den Spezifiziermitteln 12 spezifiziert sind, werden einem Anzeige datengenerator 11 geliefert, der Anzeigedatengenerator 11 erzeugt Anzeigedaten, und die vom Anzeigedatengenerator 11 erzeugten Anzeigedaten werden über das auf der Anzeige 7 angezeigte Tomogramm überlagert.

Die Fig. 9(a) bis 9(d) und 10(e) bis 10(g) sind Hilfsan sichten zum Erklären einer konkreten Weise, den erwünschten Punkt und die erwünschte Richtung zu spezifizieren.

Fig. 9(a) und 9(b) zeigen die Spezifizierung eines Punktes, die Fig. 9(c) und 9(d) zeigen die Spezifizierung einer Vielzahl von Punkten auf einem Linienabschnitt, und die Fig. 10(e) bis 10(g) zeigen die Spezifizierung einer Vielzahl von Richtungen auf einer Fläche.

Fig. 9(a) zeigt auf einem Bild eine Richtung und einen Zentralpunkt, der durch einen vollen Kreis angegeben ist, zur Berechnung einer Verschiebung. Der Punkt und die Richtung können fakultativ mittels einer Maus oder ähnlichem geändert werden. Der durch einen vollen Kreis angezeigte Zentralpunkt braucht nicht notwendigerweise angezeigt werden.

Fig. 9(b) zeigt die Auswahl einer Vielzahl von vorbe stimmten Richtungen, die durch Markierungen angezeigt sind. In Fig. 9(b) ist eine Richtung, welche durch eine Markierung Nr. 2 angezeigt ist, unter den vier Markierungen Nrn. 1, 2, 3 und 4 ausgewählt.

Fig. 9(c) zeigt die Spezifizierung einer Vielzahl von Punkten auf einem Linienabschnitt. Fig. 9(d) zeigt die Auswahl einer von einer Vielzahl von Markierungen, die jeweils eine Vielzahl von Richtungen angeben, und die Spezifizierung einer Vielzahl von Punkten auf einem Linienabschnitt, welcher sich in eine Richtung erstreckt, die durch die ausgewählte Markierung angegeben ist. Statt einer kann eine Vielzahl von Richtungen spezifiziert werden.

Die Fig. 10(e), 10(f) und 10(g) zeigen die Spezifizierung einer rechtwinkeligen Fläche, einer Sektorfläche bzw. einer Ringfläche.

Nachdem ein erwünschter Punkt oder Punkte und eine erwünschte Richtung oder Richtungen spezifiziert worden sind, wird eine Information, welche den erwünschten Punkt oder die Punkte und eine erwünschte Richtung von Richtungen darstellt, an einen Generator 9 zur Datenberechnung abgegeben. Dann erzeugt der Generator 9 zur Datenberechnung Berechnungsdaten zum Bestimmen einer Vielzahl von Pixel, die auf einem Linienabschnitt oder auf Linienabschnitten aufgereiht sind, welche den erwünschten Punkt oder Punkte passieren und sich in die erwünschte Richtung der Richtungen erstrecken.

Die Fig. 11(a) und 11(b) sind Hilfsansichten zum Erklären der Erzeugungsoperation der Berechnungsdaten des Generators 9 für die Berechnungsdaten.

Bezugnehmend auf Fig. 11(a) sind Abtastpunkte auf Ultra schallabtastlinien durch leere Kreise angezeigt, und Datenpunkte, inklusive der von den Spezifizierungsmitteln 12 spezifizierten und auf einer Linie angeordneten Punkte, die sich in der spezifizierten Richtung erstreckt, sind durch volle Kreise angezeigt. Daten von Datenpunkten, die durch ausgezogene Kreise angezeigt sind, sind Berechnungsdaten. Datenpunkte, von welchen die Daten berechnet werden sollen, stimmen nicht notwendigerweise mit Datenpunkten auf den Ultraschallabtast linien überein. Dementsprechend ist es notwendig, die Daten der durch volle Kreise angezeigten Datenpunkte auf der Basis der Daten der Abtastpunkte zu erzeugen, die durch leere Kreise angezeigt sind.

Der Generator 9 für Berechnungsdaten erzeugt die Daten der Datenpunkte, die durch ausgezogene Kreise angezeigt sind. Die Datenerzeugungsoperation des Generators 9 für Berechnungsdaten wird mit Bezug auf Fig. 11(b) beispielhaft beschrieben. Es wird angenommen, daß ein Berechnungsdatum F unter Verwendung von Daten von vier Abtastpunkten erzeugt wird, die durch leere Kreise um einen Datenpunkt angezeigt sind, der durch einen ausgezogenen Kreis angezeigt ist. Bezugnehmend auf Fig. 11(b) ist der Abstand zwischen den Punkten A und D d, der Abstand zwischen den Punkten C und B ist auch d, die Länge eines Kreisbogens GFH, in dem G der Schnittpunkt eines Linienab schnitts AD und dem Kreisbogen ist, und H der Schnittpunkt eines Linienabschnitts BC und dem Kreisbogen ist, ist w. Da ein Sektorabtasten angenommen wird, ist in diesem Beispiel die Linie zwischen den Punkten G und H ein Kreisbogen. Wenn ein lineares Abtasten angenommen wird, ist die Linie zwischen den Punkten G und H eine gerade Linie.

Das Mittel der Daten der Punkte A, B, C und D ist durch folgende Ausdrücke definiert. In den folgenden Ausdrücken sind die Daten der Punkte durch die Zeichen dargestellt, welche die Punkte anzeigen.

G = (d - b)/d _* A + b/d _* D (1)

H = (d - b)/d _* B + b/d _* C (2)

F = (w - a)/w _* G + a/w _* H
= (d - b)(w - a)/wd _* A + (d - b) a/wd _* B + ba/wd _* C + (w - a) b/wd _* D (3)

Eine Datenserie, die unter Verwendung dieser Ausdrücke berechnet wurde, ist durch s(r, t) dargestellt, in welcher das Argument r eine spezifizierte Richtung und t die Zeit anzeigt, entsprechend den Daten.

Die Berechnungsdaten s(r, t), die auf diese Weise vom Generator 9 für Berechnungsdaten erzeugt wurden, werden von den Mitteln 10 zur Verschiebungsberechnung betrieben, um die Verschiebung des Punktes zu bestimmen, der von den Spezifizierungsmitteln 12 spezifiziert ist.

Fig. 12 ist ein Blockdiagramm der Mittel 10 zur Verschiebungsberechnung.

Mittel 10-1 zur Korrelationsberechnung operieren die Berechnungsdaten s(r, t) unter Verwendung des folgenden Ausdrucks (4) zum Berechnen der Kreuzkorrelation, um die Verschiebung zu bestimmen.

C(τ) = Σ S(r, t1)·(S(r+τ, t2) (4)

worin s(r, t1) die Berechnungsdaten zur Zeit t1 sind, s(r, t2) die Berechnungsdaten zur Zeit t2 sind, C(τ) die Kreuzkorre lationsfunktion ist und -T/2 bis T/2 der Bereich des Raum fensters ist.

Der Wert τ, der dem Maximumwert C, entspricht, ist die Verschiebung.

Die auf diese Weise für eine Vielzahl von Bildern sequentiell bestimmten Verschiebungen und die Verschiebungen werden vorübergehend in einem Speicher 10-2 gespeichert. Die Verschiebungen werden aus dem Speicher 10-2 ausgelesen und von Mitteln 10-3 zur Entfernung einer Komponente mit sehr niedriger Frequenz operiert.

Die Fig. 13(a) und 13(b) sind Hilfsgraphe zum Erklären einer Berechnung, die von Mitteln 10-3 zur Entfernung einer Komponente mit sehr niedriger Frequenz ausgeführt werden soll.

Wie in Fig. 13(a) gezeigt, ist die Variation der berechneten Verschiebung, die durch eine kontinuierliche Linie angezeigt ist, die Überlagerung einer langsamen Variation der Verschiebung, die Atmen oder ähnlichem zuschreibbar ist, und eine schnelle Variation der Verschiebung, welche dem Pulsieren des Herzens zuschreibbar ist. Die Mittel 10-3 zur Entfernung von Komponenten mit sehr niedriger Frequenz entfernen die langsame Variation der Verschiebung, die Atmen oder ähnlichem zuschreibbar ist, um nur jene Verschiebung zu extrahieren, die der Pulsierung des Herzens zuschreibbar ist, wie in Fig. 13(b) gezeigt. Die Mittel 10 zur Verschiebungsberechnung geben die Verschiebung, die der Pulsierung des Herzens zuschreibbar ist, falls notwendig, nach Differenzierung derselben durch Differenziermittel 10-4 an den Anzeigedatengenerator 11 ab.

Die Differenziermittel 10-4 verarbeiten die so bestimmte Verschiebung in räumlicher Differenzierung hinsichtlich der spezifizierten Richtung (Fig. 10(a)), um den Gradienten der Verschiebung hinsichtlich der spezifizierten Richtung zu bestimmen. Der Anzeigedatengenerator 11 empfängt die Verschiebung oder den so bestimmten Gradienten und erzeugt Bilddaten, die der Verschiebung oder dem Gradienten entsprechen, und die Anzeige 7 zeigt dann das durch die Bilddaten dargestellte Bild an.

Die Fig. 14(a) bis 14(d) sind Graphe, welche den Anzeigemodus der Verschiebung und des Gradienten zeigen.

Fig. 14(a) zeigt die Variation der Verschiebung eines spezifizierten Punktes mit der Zeit in der spezifizierten Richtung, wenn nur ein Punkt spezifiziert ist, wie in den Fig. 9(a) und 9(b) gezeigt.

Fig. 14(b) zeigt einen Modus zum Anzeigen der Verschie bungen einer Vielzahl von Punkten, die auf einer Linie aufgereiht sind, welche sich in der spezifizierten Richtung erstrecken, wie in den Fig. 9(c) und 9(d) gezeigt, in welcher die Variation der Verschiebung jedes spezifizierten Punktes mit der Zeit in der spezifizierten Richtung in einem dreidimensio nalen Bild angezeigt wird.

Wenn eine Fläche wie in den Fig. 10(e), 10(f) oder 10(g) gezeigt, spezifiziert wird, können die Verschiebung oder der Gradient in Farbdifferenzsignale durch einen Farbkodierer transformiert werden, und die Farbdifferenzsignale können auf das Tomogramm überlagert werden.

Fig. 14(c) und 14(d) zeigen die Variation des Gradienten der Verschiebung mit der Zeit. Die Fig. 14(c) und 14(d) entsprechen jeweils den Fig. 14(a) und 14(b).

Auf diese Weise wird eine Richtung fakultativ spezifi ziert, die Verschiebung oder der Gradient hinsichtlich der spezifizierten Richtung berechnet, und die berechnete Verschiebung oder der berechnete Gradient angezeigt. Dementsprechend können die Verschiebung oder der Gradient hinsichtlich einer erwünschten Richtung bekannt sein. Eine Richtung, in welcher ein Punkt groß angezeigt wird, kann leicht gefunden werden, indem verschiedene Richtungen spezifiziert werden. Im Grunde genommen ist die Operation zur Berechnung der Verschiebung oder des Gradienten eine eindimensionale Operation und die Operationsgröße der Operation ist relativ klein.

Das Ultraschalldiagnosegerät in der fünften Ausführungs form kann die Verschiebung oder ähnliches auf Basis von Datensignalen bestimmen, die direkt im Speicher 8 gespeichert sind, ohne vom Detektor 5 detektiert zu werden, oder kann die Verschiebung oder ähnliches auf der Basis von Bildsignalen bestimmen, die vom Abtastkonverter 6 verarbeitet werden, wie durch unterbrochene Linien in Fig. 8 angezeigt, statt die Verschiebung oder ähnliches auf der Basis der von Detektor 5 detektierten Datensignale zu bestimmen. Wenn die Verschiebungen oder ähnliches auf der Basis von Datensignalen bestimmt werden, die vom Abtastkonverter 6 verarbeitet werden, werden die Daten vor der Interpolierung (Punkte, die in Fig. 11(a) durch leere Kreise angezeigt sind) an den Ecken eines Quadrates angeordnet, um die Interpolierung zu erleichtern. Falls die Datensignale für ausreichend feine Koordinatentransformation und Interpo lierung vom Abtastkonverter 6 verarbeitet werden, kann der Wert F (durch einen ausgezogenen Kreis angezeigte Daten) als die Werte der umgebenden Punkte ohne Ausführen zusätzlicher Interpolierung bestimmt werden.

Claims

1. Ultraschall-Diagnosegerät, mittels dessen Ultraschallwellen empfangen werden, die in einen menschlichen Körper gesendet und von den Organen des menschlichen Körpers reflektiert wurden, welches eine Berechnungseinrichtung enthält, um aus den reflektierten Ultraschallwellen Datensignale abzuleiten, um ein Tomogramm des Körpers zu erzeugen und um das Tomo gramm optisch darzustellen, bei dem die Berechnungseinrich tung

a) eine Verschiebung von Gewebe, die min gleichmäßiger und/oder mit sich ändernder Geschwindigkeit erfolgt, auf der Grundlage der Datensignale berechnet oder das Differential der Verschiebung gemäß der Richtung parallel zu einer Aus wertelinie innerhalb des Körpers berechnet,
b) anhand des beim Schritt a) erhaltenen Berechnungs ergebnisses das lokale Maximum der Verschiebung berech net und
c) das beim Schritt b) erhaltene Ergebnis auf einer gemein samen Zeitbasis zusammen mit beim schritt a) erhaltenen Bilddaten darstellt.

2. Ultraschall-Diagnosegerät nach Anspruch 1, bei dem die Berechnungseinrichtung die Verschiebungen zusammen mit dem Auftrittszeitpunkten derselben berechnet.

3. Ultraschall-Diagnosegerät nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die Berechnungseinrichtung anhand der beim Schritt a) erhaltenen Berechnungsergebnisse einen Geschwindig keitsgradienten oder einen Beschleunigungsgradienten innerhalb eines Zeitintervalles, das erforderlich ist, bis ein lokales Maximum der Verschiebung auftritt, berechnet, wobei das Zeitintervall zu einem vorher festgelegten Zeitpunkt beginnt.

4. Ultraschall-Diagnosegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die Berechnungseinrichtung die Änderung des Auftrittszeitpunktes der lokalen Maxima der Verschiebung berechnet.