DE69612148T2

DE69612148T2 - Ultraschall- Bildverarbeitungsvorrichtung und ein Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds

Info

Publication number: DE69612148T2
Application number: DE69612148T
Authority: DE
Inventors: Mitsuhiro Akahane; Takashi Mochizuki
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1995-07-17
Filing date: 1996-07-16
Publication date: 2001-07-19
Anticipated expiration: 2016-07-17
Also published as: EP0754957B1; EP0754957A2; DE69612148D1; CA2181326C; CA2181326A1; US5706816A; EP0754957A3

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Gebiet der Erfindung

Diese Erfindung betrifft eine Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung und ein Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds; insbesondere betrifft sie eine Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung zum selektiven Anzeigen, gegebenenfalls auf Echtzeitbasis von einem Objekt, das in einem dreidimensionalen Bereich in Form eines stereographischen Oberflächenbilds oder in Form eines stereographischen transparenten Bilds angeordnet ist, und ein Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds zur Verwendung in einer Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung.
Diese Erfindung kann beispielsweise auf eine Ultraschall- Diagnosevorrichtung zum Diagnostizieren eines lebenden Körpers angewendet werden. In diesem Fall vermag die Ultraschall- Bildverarbeitungsvorrichtung selektiv, gegebenenfalls auf Echtzeitbasis, nicht nur ein stereographisches Oberflächenbild eines Objekts, wie etwa eines inneren Organs oder eines Fötus, sondern auch ein stereographisches transparentes Bild zu erzeugen, welches die Weichteile eines Objekts transparent in Art eines Röntgenbilds darstellt. Außerdem kann ein Bild von einem anzuzeigenden Objekt sequentiell geändert werden von einem stereographischen Oberflächenbild in ein stereographisches transparentes Bild, falls Bedarf hierfür vorliegt, wodurch ein gewünschtes Bild beobachtet werden kann. Außerdem kann die Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß dieser Erfindung angewendet werden auf Fehlerdetektoren, Fischzüchtungsdetektoren, Sonargeräte und dergleichen. In diesen Anwendungen kann die Bildverarbeitungsvorrichtung auch selektiv, gegebenenfalls auf Echtzeitbasis, ein Objekt bilden und darstellen, das in einem dreidimensionalen Bereich in Form eines stereographischen Oberflächenbilds oder in Form eines stereographischen transparenten Bilds angeordnet ist unter transparenter Darstellung der Weichteile des Objekts.

Beschreibung des Standes der Technik

Auf dem Gebiet von Bildverarbeitungsvorrichtungen, die Ultraschallwellen nutzen, sind Ultraschalldiagnosevorrichtungen, Fehlerdetektoren, Fischzüchtungsdetektoren und Sonarvorrichtungen und dergleichen bekannt. Nachfolgend wird Stand der Technik für die vorliegende Erfindung unter bezug auf eine Ultraschalldiagnosevorrichtung diskutiert, von welcher davon ausgegangen wird, daß sie die praktikabelste Anwendung der vorliegenden Erfindung darstellt.
Eine Ultraschalldiagnosevorrichtung emittiert Ultraschallstrahlen von einer Ultraschallsonde zu einem zu diagnostizierenden Teil eines Patienten und sie empfängt von dort reflektierte Echos, um ein Bild der internen Gewebe des Patienten auf einem Bildschirm auf Grundlage der empfangenen Echos anzuzeigen. Bei einer derartigen Ultraschalldiagnosevorrichtung wird das Bild der Gewebe normalerweise mit einem tomographischen Echtzeitbild angezeigt, das als B-Modulbild bezeichnet wird. In einem derartigen B-Modusbild wird ein Abschnitt eines zu untersuchenden internen Gewebes dargestellt durch Ändern von Helligkeitspegeln. Insbesondere visualisiert ein tomographisches Ultraschallbild (B-Modusbild) ausschließlich als zweidimensionales Bild Information auf einer Abtastebene, entlang welcher Ultraschallstrahlen abgetastet bzw. abgetastet geführt werden. Im Fall eines B-Modusbilds kann nicht die gesamte Struktur eines diagnostizierten zu untersuchenden Teils mit einem einzigen Bild angezeigt werden. Wenn ein weiterer Teil des diagnostizierten Teils untersucht werden muß, ist es deshalb notwendig, die Abtastebene durch Verschieben und Kippen der Ultraschallsonde zu ändern.
Da eine derartige Änderung der Abtastebene lediglich ein tomographisches Bild entlang der geänderten Abtastebene erzeugt, war es bislang nicht möglich, daß eine Bedienperson die Gesamtheit des diagnostizierten Teils des Patienten dreidimensional (räumlich) erfaßt.
Angesichts der vorstehend angeführten Probleme ist eine Ultraschalldiagnosevorrichtung vorgeschlagen worden, welche ein dreidimensionales Ultraschallbild zu erzeugen vermag, das einen diagnostizierten Teil dreidimensional visualisiert. Bei einer derartigen Vorrichtung wird eine Abtastebene, gebildet durch eine elektronische Abtastung durch eine Ultraschallsonde, die mehrere Array-Wandler aufweist, in einer Richtung senkrecht zur Abtastebene bewegt, um einen dreidimensionalen Abtastbereich zu erzeugen, und ein dreidimensionales Ultraschallbild wird durch Verarbeiten von Echos erzeugt die von dem dreidimensionalen Abtastbereich reflektiert werden.
Als eines der Verfahren zum Erzeugen eines derartigen dreidimensionalen Bilds ist ein Ultraschall- Bildverarbeitungsverfahren unter Nutzung einer Oberflächen- Wiedergabetechnik bekannt. Bei diesem Verfahren wird zunächst ein dreidimensionaler Bereich, in welchem ein zu untersuchendes Objekt angeordnet ist, durch Ultraschallstrahlen abgetastet, die von einem Wandler emittiert werden, und von dort reflektierte Echos werden durch den Wandler empfangen. Als nächstes wird eine Oberfläche des in dem dreidimensionalen Bereich angeordneten Objekts auf Grundlage von Echodaten ermittelt, die von den empfangenen Echos erhalten werden, und die Oberfläche wird unter Verwendung von dreidimensionalen Koordinatenwerten (x, y, z) auf Grundlage der Echodaten festgelegt. Die erhaltenen Koordinatenwertdaten werden in einem geometrischen Datenspeicher gespeichert. Daraufhin wird eine enorm große Anzahl von infinitesimalen Ebenen (üblicherweise infinitesimalen Dreiecken) auf der Oberfläche des Objekts auf Grundlage der gespeicherten Koordinatenwertdaten derart festgelegt, daß die Oberfläche des Objekts unter Verwendung dieser infinitesimalen Ebenen wiedergegeben wird. Daraufhin wird angenommen, daß eine Lichtquelle, von welcher die Ultraschallstrahlen projiziert werden, in einer speziellen Position angeordnet ist, die als Betrachtungspunkt betrachtet wird, ausgehend von welchem das Objekt gesehen wird, und daß die Oberfläche des Objekts durch Licht von dieser Lichtquelle beleuchtet wird. Daraufhin wird ein Helligkeitswert der jeweiligen infinitesimalen Ebenen auf Grundlage eines Winkels ermittelt, der zwischen einem Lichtstrahl von der Lichtquelle und jeder infinitesimalen Ebene auf der Oberfläche des Objekts ermittelt wird, d. h., auf Grundlage eines Winkels zwischen der Sichtlinie und jeder infinitesimalen Ebene. Das dreidimensionale Oberflächenbild des Objekts wird daraufhin auf Grundlage der derart erhaltenen Helligkeitswerte der jeweiligen infinitesimalen Ebenen berechnet.
Dieses Verfahren erfordert jedoch ziemlich viel Berechnungszeit zum Verarbeiten der Daten zur Bildung eines dreidimensionalen Bilds aufgrund der Notwendigkeit, daß eine enorm große Anzahl von infinitesimalen Ebenen aus einer enorm großen Anzahl von Koordinatenwertdaten gewählt werden muß, die in einem geometrischen Datenspeicher gespeichert sind. Selbst dann, wenn ein für Hochgeschwindigkeitsverarbeitung geeigneter Computer verwendet wird, erfordert es mehr als mehrere Minuten, um die erforderlichen Daten zu berechnen, wodurch eine Echtzeitverarbeitung unmöglich gemacht wird. Weil ein für Hochgeschwindigkeitsverarbeitung geeigneter teurer Computer erforderlich ist, hat es die Verwendung eines derartigen Verfahrens schwierig gemacht, eine praktische Bildverarbeitungsvorrichtung bei günstigen Kosten bereitzustellen. Da bei diesem Verfahren ausschließlich Daten auf der Oberfläche eines Objekts, wie etwa eines Fötus, zum stereographischen Anzeigen der Oberfläche des Objekts mit Änderungen der Helligkeitspegel extrahiert werden, vermag es ausschließlich ein stereographisches Oberflächenbild des Objekts anzuzeigen. Das bedeutet, daß eine Ultraschalldiagnosevorrichtung unter Verwendung dieses Verfahrens kein transparentes Bild zu erzeugen vermag, welches das Innere des Objekts (ähnlich wie bei einem Röntgenbild) zeigt. Außerdem besteht das Problem, daß es nicht in der Lage ist, eine unklare Grenze einer Oberfläche eines Objekts (d. h., eine Grenze von zwei Substanzen, die ähnliche akustische Impedanzen aufweisen) zu visualisieren, weil es schwierig ist, Koordinatenwerte an der Oberfläche aufgrund geringer Änderungen ihrer Echos zu identifizieren.
Wie vorstehend erläutert, ist die herkömmliche Vorrichtung zum Gewinnen eine dreidimensionalen Ultraschallbilds, obwohl sie in der Lage ist, eine Oberfläche eines Objekts stereographisch anzuzeigen, nicht nur mit den Problemen bezüglich Echtzeitverarbeitung und der Herstellungskosten behaftet; vielmehr besitzt sie nur eine begrenzte Fähigkeit zum Visualisieren der Oberflächengestalt eines Objekts.
Ein weiterer vorgeschlagener Ansatz zum Erzielen eines dreidimensionalen Ultraschallbilds ist beispielsweise in der japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. HEI 5-245146 gezeigt. Bei diesem Verfahren werden von einer Anzahl von Abtastpunkten entlang einem projizierten Ultraschallstrahl gewonnene Echodaten multipliziert, um einen Helligkeitswert des Ultraschallstrahls zu ermitteln, und ein dreidimensionales Bild wird auf Grundlage der derart gewonnenen Helligkeitswerte der jeweiligen Ultraschallstrahlen erzeugt.
Dieses Verfahren bringt jedoch dieselben Probleme in bezug auf Echtzeitdarstellung und Herstellungskosten wie das vorstehend erläuterte Verfahren mit sich, weil auch dieses Verfahren einen dreidimensionalen Echodatenspeicher ähnlich dem geometrischen Datenspeicher erfordert, um die enorm große Menge an Echodaten zu verarbeiten.
Aus der WO-A-9103792 sind eine Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung und ein -verfahren bekannt, aufweisend einen Ultraschallwandler zum sequentiellen Emittieren von Ultraschallstrahlen in Richtung auf einen dreidimensionalen Bereich und zum Empfangen von Echos von den Ultraschallstrahlen zum Abtasten des dreidimensionalen Bereichs, eine dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung zum sequentiellen Gewinnen von Echodaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen von dem Echo der jeweiligen Ultraschallstrahlen bei Empfang des Echos durch den Ultraschallwandler und zum sequentiellen Erzeugen auf Grundlage von Echodaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen von Helligkeitswertdaten für jede Ultraschallstrahlenspeichereinrichtung, die Adressen entsprechend den jeweiligen Pixeln in dem Ultraschallbild aufweist, um die Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen sequentiell zu speichern, die durch die dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung an den entsprechenden Adressen erzeugt werden, und eine Anzeigeeinrichtung zum Anzeigen des Ultraschallbilds des dreidimensionalen Bereichs auf Grundlage der Helligkeitswertdaten, die in der Speichereinrichtung gespeichert sind. In Übereinstimmung mit dieser Vorrichtung und diesem Verfahren wird eine Datenrekonstruktion zwischen dem zweidimensionalen Bild und dem dreidimensionalen Bild ausgeführt.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Diese Erfindung ist angesichts der bei herkömmlichen Vorrichtungen und Verfahren angetroffenen Probleme gemacht worden. Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht demnach darin, eine Ultraschallverarbeitungsvorrichtung und ein Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds zu schaffen, die in der Lage sind, ein dreidimensionales Ultraschallbild auf Echtzeitbasis zu erzeugen, ein stereographisches transparentes Bild zu bilden, welches die Weichteile eines Objekts, wie etwa eines lebenden Körpers, transparent in Art eines Röntgenbilds zusätzlich zu einem stereographischen Oberflächenbild des Objekts zeigt, eine beobachtbare Distanz (Tiefe) in dem stereographischen transparenten Bild des Objekts zu ermöglichen, das frei einstellbar ist und zum selektiven Anzeigen eines stereographischen Oberflächenbilds bzw. eines stereographischen transparenten Bilds des Objekts.
Diese Aufgabe wird hinsichtlich der Vorrichtung durch die Merkmale des Anspruchs 1 und hinsichtlich des Verfahrens durch die Merkmale des Anspruchs 11 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen festgelegt.
Bei der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung mit der vorstehend genannten Struktur werden Helligkeitswertdaten, die einem Helligkeitswert P (x, y) an einem [1] Pixel eines Ultraschallbilds entsprechen, aus den Echodaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen gewonnen. Die Vorrichtung vermag deshalb sequentiell derartige Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Strahlen in der Abfolge des Empfangs der Echodaten zu erzeugen. Infolge hiervon ist es unter gleichzeitiger Abtastung des dreidimensionalen Bereichs möglich, ein dreidimensionales Ultraschallbild für den dreidimensionalen Bereich im wesentlichen in Echtzeit zu erzeugen. Da die Vorrichtung die Echodaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen verarbeitet und die verarbeiteten Daten sequentiell in einem Speicher, wie etwa einem Vollbild(bzw. Halbbild-)speicher abspeichert, ist es nicht länger erforderlich, einen teuren Speicher bereitzustellen, wie etwa einen herkömmlichen Echodatenspeicher (einen geometrischen Speicher), wodurch es möglich ist, Herstellungskosten zu senken und praktikable kostengünstige Maschinen bereitzustellen.
Die Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann außerdem als Sichtlinien die Ultraschallstrahlen nutzen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich emittiert werden. Diese Konfiguration ermöglicht es, ein Ultraschallbild entsprechend einem Bild zu erzeugen, das auf einer Abbildungsebene gebildet ist, die virtuell in Positionen festgelegt ist, auf welchen die Ultraschallstrahlen, welche den dreidimensionalen Bereich durchsetzen, projiziert werden. Das derart gewonnene Bild ist ähnlich zu demjenigen, das durch Betrachten des dreidimensionalen Bereichs aus einem Punkt gewonnen wird, in welchem die Ultraschallstrahlen emittiert werden. Mit anderen Worten ist es möglich, ein dreidimensionales Ultraschallbild zu erzeugen, welches ein in dem dreidimensionalen Bereich angeordnetes Objekt derart visualisiert, daß das Objekt von einem Punkt aus gesehen wird.
Bei der erfindungsgemäßen Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung kann der dreidimensionale Bilddatengenerator außerdem einen transparenten Bilddatengenerator umfassen. Der transparente Bilddatengenerator erzeugt transparente Bilddaten bei Empfang des Echos der jeweiligen Ultraschallstrahlen. Die transparenten Bilddaten reflektieren eine Änderung der Stärke des Echos in den jeweiligen Echodaten in mehreren Abtastpunkten des Ultraschallstrahls entlang der Strahlprojektionsrichtung zu den Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl derart, daß eine derartige Änderung in dem Helligkeitswert im entsprechenden Pixel des Ultraschallbilds visualisiert wird.
Dieser transparenter Bilddatengenerator gewinnt eine Quantität des ausgegebenen Lichts an jedem der mehreren Abtastpunkte aus jeweiligen Echodaten in jedem der mehreren Abtastpunkte auf dem Ultraschallstrahl; daraufhin betreibt er die Quantität des ausgegebenen Lichts in jedem der mehreren Abtastpunkte entlang der Strahlprojektionsrichtung und er ermittelt die Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl auf Grundlage des Ergebnisses des vorstehend genannten Betriebs.
Da diese Konfiguration es ermöglicht, eine Änderung der Stärke des Echos in den jeweiligen Echodaten in einer Mehrzahl von Abtastpunkten (Voxels) des Ultraschallstrahls entlang der Strahlprojektionsrichtung zu den Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl derart zu reflektieren, daß eine derartige Änderung des Helligkeitswert im entsprechenden Pixel des Ultraschallbilds visualisiert wird, ist es möglich, ein dreidimensionales Ultraschallbild zu erzeugen, welches die Weichteile des in dem dreidimensionalen Bereich zu liegen kommenden Objekts transparent ähnlich wie ein Röntgenbild mit dem Gefühl von Tiefe zu erzeugen. In diesem Hinblick wird bemerkt, daß ein Experiment bestätigt hat, daß dieses Ultraschallbild transparente Bildeigenschaften und dreidimensionale stereographische Bildeigenschaften besitzt. Bei der vorliegenden Erfindung ist bevorzugt, daß der transparente Bilddatengenerator aufweist:
Eine Opazitätsoperatoreinrichtung zum Erzielen einer Opazität in jedem der mehreren Abtastpunkte aus den Echodaten in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten auf dem Ultraschallstrahl, wobei die Opazität durch einen Wert der jeweiligen Echodaten festgelegt ist;
eine Transparenzoperatoreinrichtung zum Gewinnen einer Transparenz in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten aus den Echodaten in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten auf dem Ultraschallstrahl, wobei die Transparenz durch den Wert der jeweiligen Echodaten festgelegt ist;
eine Lumineszenzmengenoperatoreinrichtung zum Gewinnen einer Lumineszenzmenge in jedem der mehreren Abtastpunkte, wobei die Lumineszenzmenge gewonnen wird durch Multiplizieren der Echodaten in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten mit der Opazität, und
eine Transmissionslichtmengenoperatoreinrichtung zum Gewinnen einer Transmissionslichtmenge in jedem der mehreren Abtastpunkten, wobei die Transmissionslichtmenge gewonnen wird durch Multiplizieren der Transparenz in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten mit einer Ausgabelichtmenge in ihrem unmittelbar vorausgehenden Abtastpunkt: wobei
die ausgegebene Lichtmenge in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten gewonnen wird durch Addieren der Lumineszenzmenge zu der Transmissionslichtmenge.
In diesem Fall ist bevorzugt, daß die Opazität (Kehrwert des Durchlaßgrades) als Funktion der Echodaten festgelegt ist, und daß eine Opazitätsverändungseinrichtung zusätzlich zum Verändern eines in der Funktion enthaltenen Koeffizienten vorgesehen ist.
Die vorstehend genannte Konfiguration der Ultraschall- Bildverarbeitungsvorrichtung und die geeignete Veränderung des Opazitätseinstellkoeffizienten ermöglicht es, daß eine Anzeige eines in einem dreidimensionalen Bereich angeordneten Objekts sequentiell von dem stereographischen Oberflächenbild in das stereographische transparente Bild ähnlich wie ein Röntgenbild geändert werden kann, wie vorstehend erläutert, oder in umgekehrter Abfolge. Wenn die vorliegende Erfindung auf eine Ultraschalldiagnosevorrichtung zum Diagnostizieren eines Fötus oder dergleichen angewendet wird, ist es deshalb möglich, einen gewünschten Teil des Fötus durch ein stereographisches Oberflächenbild oder ein stereographisches transparentes Bild gegebenenfalls selektiv zu beobachten. Dies ist beim Diagnostizieren einer Anomalität eines Fötus von Vorteil. Ihre Anwendung auf einen Fehlerdetektor ermöglicht außerdem, daß ein notwendiger Teil eines in einem dreidimensionalen Bereich angeordneten Objekts in transparenter Weise durch ein stereographisches transparentes Bild seiner Weichteile angezeigt wird, was das Leistungsvermögen eines derartigen Fehlerdetektors erhöht.
Das Ultraschallbilderzeugungsverfahren in Übereinstimmung mit der Erfindung ermöglicht es, daß ein dreidimensionales Ultraschallbild in Echtzeitbasis gebildet wird. Das Verfahren erlaubt außerdem die Gewinnung eines dreidimensionalen Oberflächenbilds eines in einem dreidimensionalen Bereich angeordneten Objekts sowie als stereographisches transparentes Bild wie ein Röntgenbild unter Darstellung der Weichteile des Objekts.
Einem Fachmann auf diesem Gebiet der Technik erschließen sich ohne weiteres zusätzliche sowie weitere Merkmale und Aufgaben der vorliegenden Erfindung aus der nachfolgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen und den anliegenden Zeichnungen.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 zeigt ein Blockdiagramm des Gesamtaufbaus einer Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 2A zeigt eine Darstellung zur Erläuterung der Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich und einem projizierten Bild;
Fig. 2B zeigt eine Darstellung zur Erläuterung eines dreidimensionalen Ultraschallbilds, gewonnen in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung;
Fig. 3 zeigt eine weitere Darstellung zur Erläuterung der Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich und einem projizierten Bild;
Fig. 4 zeigt eine Darstellung der Beziehung zwischen der Menge an eingegebenem Licht und der Menge an ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20;
Fig. 5 zeigt eine Darstellung zur Erläuterung der Menge an Lumineszenz in jedem Voxel 20;
Fig. 6 zeigt eine Erläuterung der Menge von ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20;
Fig. 7 zeigt ein Blockdiagramm eines konkreten Beispiels des in Fig. 1 gezeigten dreidimensionalen Bilddatenverarbeitungsabschnitts; und
Fig. 8 zeigt ein Blockdiagramm einer Modifikation des in Fig. 7 gezeigten dreidimensionalen Bilddatenverarbeitungsabschnitts.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Nachfolgend erläutert befindet sich eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung unter Bezug auf die anliegenden Zeichnungen. In diesem Hinblick wird bemerkt, daß, obwohl die folgende Erläuterung unter Bezug auf den Fall erfolgt, daß die vorliegende Erfindung auf eine Ultraschalldiagnosevorrichtung zum medizinische Einsatz erfolgt, die Anwendung der vorliegenden Erfindung in keinster Weise ausschließlich auf eine derartige Ultraschalldiagnosevorrichtung beschränkt ist.
Fig. 1 zeigt ein Blockdiagramm des Gesamtaufbaus einer Ultraschall-Bildverarbeitungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Eine Ultraschallsonde 22 umfaßt einen Wandler zum Emittieren von Ultraschallstrahlen zu einem Objekt, wie einem lebenden Körper, und zum Empfangen der Strahlen, die von einem internen Gewebe des Objekts reflektiert werden, d. h. Echos. Bei dieser Ausführungsform weist die Ultraschallsonde 22 einen linearen Ärray-Wandler auf.
Durch elektronisches Abtasten des linearen Array-Wandlers der Ultraschallsonde 22 wird eine Abtastebene 10 in einer X-Y-Ebene gebildet, wie in Fig. 2A gezeigt. Durch mechanisches Abtasten der Ultraschallsonde 22 in Z-Richtung wird die Abtastebene 10 in Z-Richtung verschoben, wodurch ein dreidimensionaler Echodatenerfassungsbereich 12 gebildet wird, wie in Fig. 2A gezeigt (nachfolgend als "dreidimensionaler Bereich" bezeichnet).
Bei dieser Ausführungsform wird ein derartiges mechanisches Abtasten durch einen Treiber 24 ausgeführt. Während des mechanischen Abtastens ermittelt ein Drehkodierer 26 eine Position der Ultraschallsonde 22 in der Z-Richtung und erzeugt Z- Koordinatendaten für die Ultraschallsonde 22. Diese Z- Koordinatendaten werden einem digitalen Abtastwandler (DSC) 28 (nachfolgend erläutert) zugeführt, und die Z-Koordinatendaten werden in dem DSC 28 zum Schreiben von Helligkeitswertdaten in einen darin vorgesehen Vollbild(Halbbild)speicher verwendet.
Durch mechanisches Abtasten der Ultraschallsonde 22 in der Z- Richtung, während Ultraschallstrahlen zu einem Objekt emittiert werden und Echos der von dem Objekt reflektierten Strahlen empfangen werden, ist es möglich, die Echos von dem dreidimensionalen Bereich 12 zu gewinnen.
Bei dieser Ausführungsform erfolgt eine Erläuterung für den Fall, daß die Ultraschallsonde 22 mechanisch in Z-Richtung mittels des Treibers 24 angetrieben wird. Es versteht sich jedoch, daß die Ultraschallsonde 22 manuell durch eine Bedienperson bewegt werden kann, um eine Abtastung in der Z-Richtung durchzuführen. In diesem Fall ist es auch erforderlich, Z- Koordinatendaten der Ultraschallsonde 22 unter Verwendung eines geeigneten Mittels zu erfassen.
Obwohl bei dieser Ausführungsform eine Ultraschallsonde mit einem linearen Array-Wandler verwendet wird, ist es auch möglich, anderen Typen von Ultraschallsonden mit konvexem ode r sektorförmigem Array-Wandler für das dreidimensionale Abtasten einzusetzen. Beispiele einer derartigen Ultraschallsonde sind beispielsweise im US-Patent 5 460 179 und dem US-Patent Nr. 5 152 294 offenbart. In derartigen Fällen werden die Z- Koördinatendaten, d. h. die Gierwinkeldaten der Sonde zu dem digitalen Abtastwandler (DSC) 28 übertragen.
Unter Bezug auf Fig. 1 führt ein Signalsende- und -empfangsabschnitt 30 ein Sendesignal einer Ultraschallsonde 22 zu, um den Wandler mit Energie zu versorgen, damit dieser Ultraschallstrahlen emittiert. Der Signalsende- und -empfangsabschnitt 30 empfängt außerdem ein Echosignal, erzeugt auf Grundlage von Echos der reflektierten Strahlen, die durch den Wandler der Ultraschallsonde 22 empfangen werden. Ein von dem Signalsende- und -empfangsabschnitt 30 ausgegebenes Echosignal wird zunächst durch einen Verstärker 32 verstärkt und daraufhin durch einen LOG-Verstärker 34 logarithmisch verstärkt. Das Bereitstellen des LOG-Verstärkers 34 verbessert die Qualität eines Ultraschallbilds. Ein A/D-Wandler 36 wandelt das Echosignal in ein digitales Signal. Die gewandelten Digitalsignal (nachfolgend als "Echodaten" bezeichnet) werden zu einem dreidimensionalen Bilddatengenerator 37 übertragen.
Der dreidimensionale Bilddatengenerator 37 umfaßt einen Bildprozessor 38 als transparenten Bilddatengenerator. Der dreidimensionale Bilddatengenerator 37 verarbeitet Echodaten, die er von den empfangenen Echos der jeweiligen Ultraschallstrahlen empfängt, sequentiell, um letztendlich Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen immer dann zu erzeugen, wenn das Echo der jeweiligen Ultraschallstrahlen, die zu dem dreidimensionalen Bereich emittiert werden, empfangen wird (dies wird nachfolgend näher unter Bezug auf Fig. 7 und 8 erläutert). Die derart erzeugten Helligkeitswertdaten werden als Helligkeitswert P (x, y) eines Pixels in einem Ultraschallbild verwendet. Das Pixel wird so bezeichnet bzw. zugeordnet, daß es dem Ultraschallstrahl entspricht, dessen Echodaten verarbeitet worden sind.
Der Bildprozessor 38 ist so aufgebaut, daß er einen Opazitätseinstellungskoeffizienten β empfängt, der durch die Opazitätseinstelleinrichtung 44 ermittelt wird (dies ist nachfolgend ebenfalls näher erläutert). Eine geeignete Wahl des Werts für den Opazitätseinstellungskoeffizienten β ermöglicht es, daß die Opazität α in jedem Abtastpunkt (Voxel) in einer Strahlrichtung in gewünschter Weise gewählt wird.
Die Helligkeitsbilddaten, die durch den dreidimensionalen Bilddaten 37 entsprechend jeweiligen Ultraschallstrahlen gewonnen werden, wird sequentiell an den DSC 28 ausgegeben und daraufhin in vorbestimmte Adressen des Vollbild(Halbbild)speichers in den DSC 28 geschrieben. Dieser Vollbildspeicher besitzt X-Y- Adressen entsprechend den Pixeln eines Anzeigeschirms zum Anzeigen eines Ultraschallbilds auf 1 : 1-Basis. Eine Reihe von Helligkeitswertdaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich projiziert werden, werden dadurch veranlaßt, sequentiell in entsprechende vorbestimmte Adressen geschrieben zu werden. Bei Beendigung einer Abtastung für den dreidimensionalen Bereich speichert der Vollbildspeicher des DSC 28 die Helligkeitswertdaten (Abtastdaten) der Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich projiziert werden, d. h., Ultraschallbilddaten für ein einziges Vollbild eines dreidimensionalen Ultraschallbilds. In diesem Fall, wie vorstehend erläutert, werden die jeweiligen Ultraschallstrahlen durch X-Z-Koordinaten identifiziert, und die Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen werden in entsprechende vorbestimmte X-Y-Adressen in den Vollbildspeicher geschrieben (siehe Fig. 2A und Fig. 2B).
Von bzw. aus dem DSC 28 gelesene Ultraschallbilddaten werden, nachdem sie durch einen D/A-Wandler 40 in ein analoges Signal gewandelt wurden, zu einer Anzeigeeinrichtung 42, wie etwa einer CRT übertragen. Daraufhin zeigt die Anzeigeeinrichtung 42 ein dreidimensionales Ultraschallbild in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung an.
Nachfolgend erfolgen Erläuterungen unter bezug auf die Erzeugung von dreidimensionalen Echtzeitbilddaten und die Erzeugung von transparenten Bilddaten, durchgeführt durch den vorstehend erläuterten dreidimensionalen Bilddatengenerator 37, den Bildprozessor 38 und die Opazitätseinstelleinrichtung 44.

[Erzeugung von dreidimensionalen Echtzeitbilddaten]

Wie vorstehend angeführt, handelt es sich bei Fig. 2A um eine Darstellung der Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich 12 und einem projizierten Bild.
Wenn, wie in Fig. 2A gezeigt, ein in Y-Richtung emittierter Ultraschallstrahl in der X-Richtung abgetastet wird, wird eine Abtastebene 10 auf der X-Y-Ebene gebildet. Die Abtastebene 10 wird in der Z-Richtung bewegt, um eine mechanische Abtastung durchzuführen und ein dreidimensionaler Bereich (ein dreidimensionaler Echodatenerfassungsbereich) wird erzeugt. Immer dann, wenn das Echo eines in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich 12 projizierten Ultraschallstrahls empfangen wird, wird ein Bildverarbeitungsvorgang zum Erzeugen von Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl ausgeführt. Wenn die derart erhaltenen Helligkeitswertdaten für sämtliche der Ultraschallstrahlen, die aufeinander folgend in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich projiziert werden, auf einer Abbildungsebene 16 angezeigt werden bzw. aufgetragen werden (d. h. eine X-Z- Ebene 16), die virtuell als Ebene festgelegt ist, in welche die Ultraschallstrahlen den dreidimensionalen Bereich 12 durchsetzen, wird ein Ultraschallbild für den dreidimensionalen Bereich auf der Abbildungsebene gebildet. Das Ultraschallbild entspricht einem dreidimensionalen Ultraschallbild, erhalten durch die Bildverarbeitungsvorrichtung in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung.
Fig. 2B zeigt eine Darstellung zur Erläuterung eines dreidimensionalen Ultraschallbilds, das in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung gewonnen wird. Durch Durchführen einer Bilddatenverarbeitung für jedes Datum der Echodaten der Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich 12 emittiert wurden, wird ein in Fig. 2B gezeigtes Ultraschallbild 100 auf Grundlage der Helligkeitwertsdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen gewonnen.
Das vorstehend erläuterte Verarbeiten wird nacheinander für die Echodaten für sämtliche der Ultraschallstrahlen ausgeführt, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich 12 emittiert werden. Infolge hiervon wird auf Grundlage der Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen ein einziges Vollbild (Halbbild) eines Ultraschallbilds 100 für den dreidimensionalen Bereich gebildet. Das derart gebildete Ultraschallbild 100 wird als äquivalent zu dem Bild angesehen, welches auf der Abbildungsebene 16 aufgetragen ist, wie in Fig. 2B gezeigt. In dem Ultraschallbild 100 entspricht eine [1] Zeile bzw. Linie 100a der X-Richtung einer einzigen Abtastebene 10. Die Anzahl von Auftragungen auf der Abbildungsebene 10 stimmen überein mit der Anzahl der Ultraschallstrahlen. Dies bedeutet, daß jeder der Ultraschallstrahlen einen [1] Pixel des Ultraschallbilds 100 entspricht. Mit anderen Worten entspricht gemäß der vorliegenden Erfindung ein [1] Ultraschallstrahl, der auf den dreidimensionalen Bereich projiziert wird, einem [1] Pixel in dem Ultraschallbild 100.
Das Ultraschallbild 100 ist ähnlich zu einem durch Betrachten eines dreidimensionalen Bereichs ausgehend von einem Punkt gewonnenen Bild, ausgehend von welchem die Ultraschallstrahlen emittiert werden. Wenn der Emissionspunkt der Ultraschallstrahlen als Blick- bzw. Betrachtungspunkt genommen wird, kann deshalb jeder der Ultraschallstrahlen als Sichtlinie verwendet werden. Dies erlaubt es, daß der diagnostizierte Teil (der dreidimensionale Bereich) so beobachtet wird, als ob er durch ein nacktes Auge beobachtet werden würde.
Fig. 3 zeigt eine Darstellung einer weiteren Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich 12 und einem projizierten Bild. In dem in Fig. 3 gezeigten Fall wird insbesondere eine Abtastung für einen dreidimensionalen Bereich durch eine Ultraschallsonde mit einem konvexen Array-Wandler durchgeführt, wie etwa mit einem in den vorstehend genannten US-Patenten offenbarten Wandler.
Wie in der Zeichnung gezeigt, wird die Position der Ultraschallsonde mit einem konvexen Array-Wandler in einer Position gewählt, die als Betrachtungspunkt in bezug auf den dreidimensionalen Bereich (ein Objekt) angesehen wird, ausgehend von welchem Ultraschallstrahlen in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich emittiert werden. In dem Array-Wandler legen von den beiden Enden des Wandlers emittierte Ultraschallstrahlen einen Winkel von sechzig [60] Grad fest, um dazwischen eine Abtastebene zu bilden, Der Array-Wandler wird außerdem über einen Winkel von sechzig [60] Grad geschwenkt, um eine mechanische Abtastung durchzuführen. Auf diese Weise wird für den dreidimensionalen Bereich eine Abtastung durchgeführt.
Während des Abtastens emittiert der Array-Wandler sequentiell Ultraschallstrahlen in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich und empfängt ihre von dort reflektierten Echos. Die empfangenen Echos werden sequentiell verarbeitet, um Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen entlang den jeweiligen Richtungen der projizierten Ultraschallstrahlen zu erzeugen. In derselben Weise wie in Fig. 1 gezeigt, in welchem eine Ultraschallsonde 22 eines linearen Array-Wandlers verwendet wird, entsprechen die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen einem Helligkeitswert in bzw. an einem entsprechenden Pixel eines Ultraschallbilds, das auf einer Abbildungsebene aufgetragen ist, die virtuell als Ebene gewählt ist, auf welche die Ultraschallstrahlen, die den dreidimensionalen Bereich durchsetzen, projiziert werden. In diesem in Fig. 3 gezeigten Fall stimmt die Anzahl von Pixeln in dem Ultraschallbild mit der Anzahl der Ultraschallstrahlen überein.
In dem dreidimensionalen Ultraschallbild gemäß der vorliegenden Erfindung stimmen die Richtungen der Ultraschallstrahlen mit den Richtungen der Sicht- bzw. Beobachtungslinien zur Bilderfassung überein, wie vorstehend erläutert. Mit anderen Worten ist das Ultraschallbild äquivalent zu einem Bild, das unter Verwendung eines Ultraschallstrahls als Sichtlinie verwendet wird. Es ist deshalb möglich, ein dreidimensionales Ultraschallbild zu erzeugen, das im wesentlichen dem durch Betrachten des dreidimensionalen Bereichs (Objekts) aus einem Betrachtungspunkt entspricht, ausgehend von welchem die Ultraschallstrahlen emittiert werden.
Da die Echodaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen immer dann verarbeitet werden, wenn das Echo des Ultraschallstrahls empfangen wird, ist es außerdem möglich, Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen in Reihe zu erzeugen. Durch dieses Ergebnis kann ein Ultraschallbild des bereits abgetasteten Teils eines dreidimensionalen Bereichs nahezu gleichzeitig mit der Verschiebung (Abtastung) einer Ultraschallsonde erstellt bzw. konstruiert werden. Dies wiederum erlaubt es, daß ein Ultraschallbild eines dreidimensionalen Bereichs nahezu gleichzeitig mit Beendigung der Verschiebung (Abtastung) einer Sonde erstellt werden kann. Dies beseitigt die Notwendigkeit zum Aufzeichnen einer enorm großen Menge an dreidimensionalen Daten in einem Speicher, wie etwa einem geometrischen Speicher, und das Wiederauslesen derselben aus dem Speicher für eine Bildkonstruktion, wodurch es möglich ist, ein dreidimensionales Bild auf Echtzeitbasis zu erzeugen. Auf diese Weise ist es möglich, die zur Konstruktion eines dreidimensionalen Bilds erforderliche Zeitdauer stark zu verringern. Da kein zusätzlicher Echodatenspeicher, wie etwa ein geometrischer Speicher, erforderlich ist, ist es möglich, die Anzahl von Teilen zu verringern und dadurch eine praktisch einsetzbare Ultraschalldiagnosevorrichtung zu schaffen, die in der Lage ist, ein dreidimensionales Ultraschallbild mit relativ niedrigen Kosten zu erzeugen.

[Erzeugung von transparenten Bilddaten (Einstellung der Opazität) - Volumenerfassung bzw. -wiedergabe]

Wie vorstehend erläutert, ist es in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung möglich, nicht nur ein stereographisches Oberflächenbild eines Objekts anzuzeigen, das in einem dreidimensionalen Bereich angeordnet ist, sondern auch ein stereographisches transparentes Bild eines Objekts, ähnlich wie ein Röntgenbild, falls erforderlich (durch die Erfinder als "Vol.- Modusbild" bezeichnet). Die transparenten Bilddaten gemäß dieser Erfindung werden erzeugt durch Anwenden einer Volumenerfassungstechnik, die auf dem Gebiet der Computer-Bildverarbeitung verwendet wird, auf eine Ultraschallbildverarbeitung mit Merkmalen, die für Ultraschallwellen speziell gelten. Das der Volumenerfassung zugrundeliegende Prinzip wird zunächst unter Bezug auf Fig. 4, Fig. 5 und Fig. 6 erläutert.
Von diesen Zeichnungen zeigt Fig. 4 eine Darstellung zur Erläuterung der Beziehung zwischen einer Menge an eingegebenem Licht und einer Menge an ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20, und
Fig. 5 zeigt eine Darstellung zur Erläuterung einer Lumineszenzmenge in jedem Voxel 20.
Insbesondere zeigen Fig. 4 und Fig. 5 das Konzept eines Voxels 20. Es wird bemerkt, daß ein [1] Voxel 20 einem [1] Echodatum entspricht, das gewonnen wird durch A/D-Wandlung eines Echosignals, das erhalten wird von einem Echo eines Ultraschallstrahls. Mit anderen Worten ist ein Voxel 20 festgelegt als Volumenelement in einem von mehreren Abtastpunkten. Der Abtastpunkt wird ermittelt in Übereinstimmung mit einem [1] Zyklus der A/D-Wandlungsrate des A/D-Wandlers 36 (in Fig. 1 gezeigt), der in Synchronisation zu einem Abtasttakt betrieben wird, wie nachfolgend im einzelnen erläutert. Das heißt, das Voxel 20 versteht sich als einer von mehreren Abtastpunkten, die entlang der Strahlprojektionsrichtung angeordnet sind. Bei der Anwendung der Volumenerfassungstechnik auf die Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung wird deshalb ein Ultraschallstrahl als eine Abfolge bzw. Reihe einer Anzahl von Voxeln genommen und eine Ultraschallwelle wird als äquivalent zu Licht angenommen. Mit anderen Worten werden gemäß der vorliegenden Erfindung Echos von Ultraschallwellen als Bild unter der Annahme visualisiert, daß die Ultraschallwellen durch Licht ersetzt sind.
Fig. 4 zeigt jeweilige Voxel 20 i-1 bis LLAST. Ein durch Verarbeiten einer Anzahl von Voxeln eines Ultraschallstrahls sequentiell aus dem ersten (anfänglichen) Voxel 20 erhaltener Strahl entspricht einem Helligkeitswert P(x,y) eines [1] Pixels in dem Ultraschallbild 100 auf dem Anzeigebildschirm.
In Übereinstimmung mit der Volumenerfassungstechnik sind dabei eine Opazität α und eine Transparenz (1-α) für jedes Voxel 20 festgelegt. Der Wert α kann in Übereinstimmung mit der Gewebeart geändert werden. Wenn Absorptionsverlust in einem Voxel 20 ignoriert wird, verläuft sämtliches Licht gerade durch oder wird reflektiert in unterschiedlichen Richtungen in einem Voxel 20, wie in Fig. 5 gezeigt. Die Opazität α korreliert mit der Diffusionsrate einer Ultraschallwelle in einem Voxel 20. Insbesondere ist die Opazität α äquivalent zu dem Verhältnis einer willkürlichen Lichtlumineszenz in einem Voxel 20 zu seiner Umgebung im Vergleich zur eingegebenen Lichtmenge. Die Transparenz (1-α) korreliert mit der Transmissionsrate einer Ultraschallwelle in einem Voxel 20. Insbesondere ist die Transparenz (1-α) äquivalent zum Übertragungsverhältnis des Lichts in einem Voxel 20, das von dem vorausgehenden Voxel zugeführt wurde. Bei dieser Ausführungsform ist die Opazität α festgelegt in einem Bereich zwischen null [0] und eins [1]. Das heißt, 0 ≤ α < 1. Gemäß der vorliegenden Erfindung ist die Opazität α festgelegt als Funktion von Echodaten, weshalb sie beispielsweise durch folgende mathematische Gleichung (1) darstellbar ist:
α = β · eγ .... (1)
Hierbei stellt e einen Echodatenwert dar. Insbesondere bedeutet e die relative Größe eines Echos in jedem Abtastpunkt nach A/D- Wandlung in digitale Echodaten. In dieser Beschreibung wird deshalb auf e bezug genommen als normalisierte Echodaten. Bei dieser Ausführungsform wird der Wert von e dargestellt durch Bitdaten, beispielsweise durch acht [8] Bitdaten zum Erzeugen eines monochromen Bilds oder sechzehn [16] Bitdaten zum Erzeugen eines Farbbilds. Außerdem stellt β einen Opazitätseinstellkoeffizienten dar, der variabel gewählt ist zum Wiedergeben von entweder einem stereographischen Effekt oder einem transparenten Effekt bei der Erzeugung eines stereographischen transparenten Bilds. γ stellt außerdem einen Echostärkeneinstellkoeffizienten dar, bei dem es sich um eine Größe zum Wählen des Werts e der normalisierten bzw. normierten Echodaten handelt. Der Wert γ kann gegebenenfalls für die Gewebeart in einem Voxel 20 geändert werden. Ein Wert bevorzugt größer als eins [1] beispielsweise oder zwei [2] oder drei [3] wird für γ eingesetzt. Es wird aber angenommen, daß γ = 2 oder γ = 3. Ein Nutzer kann den Wert γ willkürlich wählen, um die Bildklarheit auf seine bzw. ihre speziellen Erfordernisse zum Optimieren des Bilds einzustellen. Infolge hiervon ändert sich die Opazität α nicht linear relativ zum Wert e der normalisierten Echodaten.
Wie in Fig. 4 für ein i-tes Voxel 20 gezeigt, sind eine eingegebene Lichtmenge CINi und eine ausgegebene Lichtmenge COUTi festgelegt. In diesem Fall ist die Menge des eingegebenen Lichts CINi gleich einer Menge des ausgegebenen Lichts COUTi-1 eines (i-1)ten Voxels 20, welches dem i-ten Voxel 20 unmittelbar vorangeht. Diese Beziehung kann deshalb durch folgende Gleichung (2) wiedergegeben werden:
CINi = COUTi - 1.... (2)
Es wird bemerkt, daß CINi = 0 für ein erstes Voxel ist.
Für jedes Voxel werden auf Grundlage der vorstehend genannten Opazität α und Transparenz (1-α) eine Lumineszenzmenge und eine Menge an durchgelassenem Licht festgelegt. Eine Lumineszenzmenge des i-ten Voxels 20 ist deshalb festgelegt als Produkt zwischen einer Opazität αi und normalisierten Echodaten ei, d. h., αi x ei. Die Menge an durchgelassenem Licht des 1-ten Voxels 20 ist festgelegt als ein Produkt zwischen einer Transparenz (1-αi) und einer eingegebenen Lichtmenge CINi, d. h., (1-αi) · CINi. In diesem Fall entspricht die Lumineszenzmenge dem Beitragsgrad des Voxels 20 zum Helligkeitswert P(x,y) des Ultraschallstrahls im entsprechenden Pixel. Der Wert einer Menge an durchgelassenem Licht entspricht seiner Transmissionsrate im iten Voxel 20, wenn es als Übertragungsmedium einer Ultraschallwelle betrachtet wird. Wenn der Wert der Transparenz (1-αi) im Voxel 20 größer ist, wird auch sein letztendlicher Beitrag zum Helligkeitswert P(x,y) größer.
Fig. 6 zeigt eine Darstellung einer Menge von ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20. Wie in Fig. 6 gezeigt, werden gemäß der vorliegenden Erfindung die Lumineszenzmenge αi x e1 und die Menge an durchgelassenem Licht (1-α1) x CINi in einem i-ten Voxel 20 addiert, wie in der folgenden Gleichung (3) gezeigt, um die Menge an ausgegebenem Licht COUTi in dem i-ten Voxel 20 zu ermitteln.
COUTi = (1-αi) x CINi + αi · ei .... (3)
Es wird bemerkt, daß in der Gleichung (3) aus Gleichung (2) zu entnehmen ist: CINi = COUT-1. Dies bedeutet, daß das Ergebnis der Berechnung der Menge an ausgegebenem Licht in einem vorausgehenden Voxel zum Berechnen in dem aktuellen Voxel verwendet wird.
Während die Verarbeitung für ein erstes Voxel und seine nachfolgenden Voxel sequentiell in Übereinstimmung mit der Gleichung (3) ausgeführt wird, wird die Opazität αi in jedem der Voxel 20 summiert. Wenn seine Summe Σα1 eins [1] erreicht, endet die Verarbeitung. Die Verarbeitung endet auch, wenn die Verarbeitung das Voxel LLAST erreicht, bei dem es sich um das letzte Voxel bzw. ein Voxel handelt, welches einer vorgewählten Tiefe entspricht. Das heißt, eine Endermittlungsbedingung für die Verarbeitung ist dargestellt durch die folgende Gleichung (4):
Σαi = 1 oder i = LLAST .... (4)
Das Ende der Verarbeitung bei Erfüllung der Endermittlungsbedingung Σαi = 1 in Gleichung (4) bedeutet, daß die Verarbeitung beendet ist, wenn der kumulative Wert der Opazität αi in jedem der Voxel 20 eins [1] erreicht. Selbstverständlich ist es möglich, die Endermittlungsbedingung von Gleichung (4) so zu ändern, daß einer speziellen Situation entsprochen wird. Ein vorbestimmter Endermittlungswert K, der in diesem Fall eins [1] ist, kann zum Einstellen eines Maximums die Summe Σαi geändert werden in eine andere Zahl.
Bei dieser Ausführungsform wird die Menge an ausgegebenem Licht COUTi in dem Voxel 20 zu dem Zeitpunkt, wenn die Endermittlungsbedingung erfüllt ist, als Helligkeitswertdaten eines Ultraschallstrahls angenommen, d. h. als Helligkeitswert P(x,y) des entsprechenden Pixels in einem Ultraschallbild. Die vorstehend genannte Verarbeitung wird auch ausgeführt für die Echodaten für nachfolgend empfangene Ultraschallstrahlen, und diese Verarbeitung wird fortgesetzt, bis sie für sämtliche der Ultraschallstrahlen vollständig ist, die zu einem dreidimensionalen Bereich emittiert werden.
Wie durch die Gleichung (3) ausgedrückt, gibt der Helligkeitswert P(x,y) in dem Pixel in dem Ultraschallbild auf dem Anzeigeschirm die Werte sämtlicher normalisierter Echodaten e eines Ultraschallstrahls, ausgehend von einem ersten Voxel zu einem Voxel wieder, das als Endvoxel beurteilt wird. Im Gegensatz zu einem losen einfachen kumulativen Wert von Echodaten, wie bei dem vorstehend erläuterten Stand der Technik, gibt der Helligkeitswert, der in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung gewonnen wird, sowohl das Streuen (Diffusion) wie die Absorption einer Ultraschallwelle in den jeweiligen Voxeln wieder. Es ist deshalb möglich, in effektiver Weise ein stereographisches transparentes Ultraschallbild mit einem Gefühl für Tiefe (stereographisches Gefühl) und Transparenz ähnlich einem Bild zu erzeugen, das durch Licht gebildet wird, welches von einer Lichtquelle emittiert und durch jeweilige Voxel mit Streuung und Absorption hindurchgeschickt wird. Es ist auch möglich, einen Teil zu visualisieren, der eine unklare Grenze aufweist, d. h. eine Grenze von Geweben, deren akustische Impedanzen sich nicht voneinander unterscheiden.
In Verbindung mit der Anwendung der Volumenerfassungstechnik auf die vorliegende Erfindung wird bemerkt, daß eine Bildvearbeitungstechnik unter Nutzung einer derartigen Volumenerfassungstechnik bereits angewendet wurde in einer Röntgenstrahl- CT-Vorrichtung (siehe beispielsweise IEEE Computer Graphics and Applications, Band 8, Nr. 5, Mai 1988, S. 29-37). Da jedoch eine Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung ein Objekt mit quantitativen CT-Werten ungeachtet der Richtung eines projizierten Röntgenstrahls ermittelt, ist es nicht möglich, ein stereographisches Bild unter Verwendung der ermittelten Daten zu erzeugen, so wie sind. Aus diesem Grund ist es bei der Röntgenstrahl-CT- Vorrichtung zur Erzeugung eines stereographischen Bilds erforderlich, eine virtuelle Lichtquelle (einen Betrachtungspunkt) vorab zu wählen, und daraufhin die ermittelten Daten zu verarbeiten, unter der Annahme, daß das Objekt ausgehend von dem Betrachtungspunkt betrachtet wird, und zwar unter Verwendung eines komplexen Algorithmus.
Im Gegensatz zu der Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung liegen bei Vorrichtungen unter Verwendung von Ultraschallwellen die folgenden Merkmale vor. Im Fall von Ultraschallwellen wird insbesondere ein relativ starkes Echo von einer Ebene senkrecht zu einer Ultraschallstrahlrichtung gewonnen, während ein relativ schwaches Echo von einer Ebene gewonnen wird, die relativ zur Ultraschallstrahlrichtung geneigt ist. Eine Reflexion von einem harten Teil zeigt außerdem ein starkes Echo, während eine Reflexion von einem weichen Teil ein schwaches Echo erzeugt.
Folglich geben bei Bildverarbeitungsvorrichtungen unter Verwendung von Ultraschallwellen mit den vorstehend genannten Eigenschaften gewonnene Daten, d. h., normalisierte Echodaten, das Merkmal eines Gewebes ebenso wie die Richtung des Ultraschallstrahls relativ zu einem Objekt wieder, nämlich einen Winkel, der zwischen der Richtung einer Sichtlinie und der Oberfläche eines Objekts gebildet ist. Bei Bildverarbeitungsvorrichtungen unter Verwendung von Ultraschallwellen ist es deshalb möglich, in einfacher Weise ein Bild mit stereographischem Gefühl (Tiefenwirkung bzw. -gefühl) unter Verwendung der gewonnenen Echodaten so wie sie sind zu erzeugen. Die Anwendung einer Volumenerfassungstechnik auf Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtungen hat insbesondere den Vorteil, daß es möglich ist, problemlos mit einem relativ einfachen Algorithmus ein stereographisches transparentes Bild mit Tiefeneindruck zu erzeugen, welches durch eine Vorrichtung gemäß dem Stand der Technik bzw. ein Verfahren gemäß dem Stand der Technik bislang nicht erzielt wurde.
Fig. 7 zeigt ein Blockdiagramm eines konkreten Beispiels einer Schaltungskonfiguration des Bildprozessors 28, der in Fig. 1 gezeigt ist. Wie in Fig. 7 gezeigt, werden normalisierte Echodaten ei in einem i-ten Voxel 20, die bereits A/D-gewandelt wurden, sequentiell in den Bildprozessor 38 eingegeben. Die eingegebenen Echodaten ei werden zunächst durch eine Verriegelungsschaltung 50 verriegelt und daraufhin in einen Lumineszenzmengen-Operator 52, einen Opazitätsoperator 54 und einen Transparenzoperator 56 eingegeben. Der Lumineszenzmengen- Operator 52 umfaßt einen Multiplizierer bzw. Vervielfacher 58. Der Multiplizierer 58 berechnet die Lumineszenzmenge als Produkt ei · αi durch Multiplizieren von normalisierten Echodaten ei mit einer Opazität αi in jedem Voxel 20. Bei dieser Ausführungsform umfaßt der Opazitätsoperator 54 einen α-ROM. Der α- ROM umfaßt eine Tabelle mit Daten betreffend eine Entsprechungsbeziehung zwischen den normalisierten Echodaten ei und der Opazität αi in jedem Voxel 20. In ähnlicher Weise umfaßt der Transparenzoperator 56 einen (1-α)-ROM, der eine Tabelle mit Daten umfaßt, die eine Entsprechungsbeziehung zwischen den normalisierten Echodaten ei und der Transparenz (1-αi) in jedem Voxel 20 betrifft.
Wenn die normalisierten Echodaten ei eines i-ten Voxels 20 in den Opazitätsoperator 54 eingegeben werden, gibt infolge hiervon der Opazitätsoperator 54 eine Opazität αi im Voxel 20 aus. Wenn die normalisierten Echodaten ei des i-ten Voxels 20 in den Transparenzoperator 56 eingegeben werden, gibt der Transparenzoperator 56 in dem Voxel 20 die Transparenz (1-αi) aus.
Der Opazitätsoperator 54, der Transparenzoperator 56, die Verriegelungsschaltung 50, eine Verriegelungsschaltung 60 und eine Verriegelungsschaltung 62 werden sämtliche über ein AND-Gatter 64 mit einem Abtast- bzw. Probenahmetakt versehen. Dieser Probenahmetakt wird außerdem dem A/D-Wandler 36, der in Fig. 1 gezeigt ist, für eine A/D-Wandlung zugeführt. Infolge hiervon veranlaßt der Probenahmetakt die anderen in Fig. 7 gezeigten Schaltungen dazu, synchron zum A/D-Wandler 36 zu arbeiten. Dies ermöglicht es, daß normalisierte Echodaten e in jedem Probenahmepunkt, d. h., normalisierte Echodaten ei in jedem Voxel 20 sequentiell verarbeitet werden.
Das Ausgangssignal bzw. die Ausgabe des Transparenzoperators 56 wird einem Transmissionslichtmengen-Operator 66 zugeführt, der einen Multiplizierer 68 umfaßt. Der Multiplizierer-68 multipliziert eine Transparenz (1-αi), die von dem Transparenzoperator 56 ausgegeben wird, mit einer ausgegebenen Lichtmenge COUTi-1 des unmittelbar vorausgehenden (i-1)-ten Voxels 20, die durch die Verriegelungsschaltung 62 verriegelt wurde. Insbesondere gibt der Transmissionslichtmengen-Operator 66 eine Menge an durchgelassenem Licht als Produkt CINi x (1-αi) durch Multiplizieren einer eingegebenen Lichtmenge CINi des i-ten Voxels mit einer Transparenz (1-αi) im Voxel 20 aus.
Ein Lichtmengenaddierer 70, der aus einem Addierer 72 besteht, addiert die Lumineszenzmenge zu der Menge an durchgelassenem Licht auf Grundlage der Gleichung (3), um die Summe als ausgegebene Lichtmenge COUTi in dem i-ten Voxel 20 auszugeben. Die ausgegebene Lichtmenge COUTi, die von dem Lichtmengenaddierer 70 ausgegeben wird, wird einer Verriegelungsschaltung 74 zugeführt, die eine Gatter- bzw. Gatefunktion hat, bzw. der Verriegelungsschaltung 62. Das heißt, die ausgegebene Lichtmenge im i-ten Voxel 20 wird über die Verriegelungsschaltung 62 rückgekoppelt zu dem Transmissionslichtmengen-Operator 66 zum Berechnen einer Menge an durchgelassenem Licht in einem unmittelbar nachfolgenden (i+1)-ten Voxel 20.
Ein Endermittlungsabschnitt 77 ermittelt ein Ende des vorstehend genannten Verarbeitungsvorgangs, durchgeführt entlang der Projektionsrichtung eines Ultraschallstrahls, d. h. entlang einer Reihe von Voxeln. Insbesondere umfaßt der Endermittlungsabschnitt 77 einen Addierer 76, eine Verriegelungsschaltung 60 und einen Vergleicher bzw. Komparator 78. Der Addierer 76 empfängt sequentiell Opazität αi des jeweiligen Voxels 20 als sein Eingangssignal, während der Addierer 76 an seinem anderen Eingangsanschluß ein Ausgangssignal von dem Addierer 76 in Rückkopplungsweise über die Verriegelungsschaltung 60 empfängt.
Diese Konfiguration erlaubt es dem Addierer 76, von seinem Ausgangsanschluß einen kumulativen Wert Σαi auszugeben, bei dem es sich um die Summe der Opazität αi in jedem der Voxel 20 handelt, sequentiell summiert ausgehend von einer im ersten Voxel 20.
Der Komparator 78 vergleicht den kumulativen Wert Σαi mit einem vorbestimmten Endermittlungswert K. Wenn beide Werte übereinstimmen, gibt der Komparator 78 einen Endermittlungsimpuls aus. Insbesondere gibt der Endermittlungsabschnitt 77 einen Endermittlungsimpuls aus, wenn der kumulative Wert Σαi, der gewonnen wird durch die Opazität α der jeweiligen Voxel in sequentieller Weise, den vorbestimmten Endermittlungswert K erreicht. Der Wert K ist üblicherweise mit eins [1] gewählt.
Der Endermittlungsimpuls wird den AND-Gatter 64 zugeführt, nachdem er durch einen Inverter an einem [1] seiner Eingangsanschlüsse invertiert wurde, und der Endermittlungsimpuls sperrt bzw. hält einen Durchlauf des Probenahmetakts. Außerdem wird der Endermittlungsimpuls der Verriegelungsschaltung 74 zugeführt, um eine Verriegelung einer ausgegebenen Lichtmenge COUTi der Voxel 20 aufzuheben bzw. freizugeben, die von dem Lichtmengenaddierer 70 ausgegeben wird.
Die ausgegebene Lichtmenge COUTi wird zu den Helligkeitswertdaten des Ultraschallstrahls, die dem Helligkeitswert P(x,y) in einem Pixel in dem Ultraschallbild auf einem Anzeigeschirm entspricht. In diesem Hinblick wird bemerkt, daß das Pixel den Helligkeitsewrt P(x,y) für den entsprechenden Ultraschallstrahl hält bzw. sperrt, dessen Echodaten verarbeitet wurden, wie vorstehend erläutert. Die derart erzeugten Helligkeitswertdaten werden daraufhin dem DSC 28 zugeführt. In dem DSC 28 werden die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen sequentiell in einer vorbestimmten Adresse eines Vollbild(Halbbild)speichers gespeichert.
Wie vorstehend erläutert, hält bzw. sperrt der Endermittlungsabschnitt 77 das Verarbeiten von Echodaten in ähnlicher Weise wie vorstehend erläutert. Nicht nur dann, wenn das vorstehend genannte Verarbeiten für sämtliche der Voxel durchgeführt wurde, die das letzte Voxel 20 eines Ultraschallstrahls enthalten, sondern auch dann, wenn das vorstehend genannte Verarbeiten ausgeführt wurde für die jeweiligen Voxel, die dem VoXel 20 vorangehen, entsprechend einer vorgewählten Tiefe entlang der Strahlrichtung. Der Endermittlungsabschnitt 77 ermittelt insbesondere ein Verarbeitungsende, wenn das Verarbeiten ein Voxel einer vorgewählten Tiefe (oder des letzten Voxels) erreicht, oder dann, wenn die Summe Σαi eine Opazität αi in den jeweiligen Voxeln 20 summiert, ausgehend von einer in einem ersten Voxel 20, den vorbestimmten Endermittlungswert K erreicht, der üblicherweise mit eins [1] gewählt ist.
In dem Fall, daß jeweilige Werte der Opazität α von Voxeln auf einem Ultraschallstrahl (auf einer Sichtlinie), die sequentiell addiert werden, groß genug sind, sperrt der Endermittlungsabschnitt 77 die Verarbeitung in einem relativ frühen Zustand, um beispielsweise ein transparentes Bild nur bis zur Gewebeoberfläche zu erzeugen, anstatt tief hinein in Gewebeweichteile. Wenn mit anderen Worten eine Opazitätsveränderungseinheit zum Verändern des Opazitätswerts zusätzlich vorgesehen ist, ist es möglich, einen gewünschten Wert auf die Opazität α in bezug auf die normalisierten Echodaten e einzustellen, die als veränderlicher Faktor in der Endermittlungsbedingung des Endermittlungsabschnitts 77 verwendet werden.
In Übereinstimmung mit der in Fig. 7 gezeigten Schaltungskonfiguration und wie vorstehend erläutert, startet eine sequentielle Verarbeitung für Voxel 20 in jedem von mehreren Ultraschallstrahlen, ausgehend von dem ersten Voxel 20 entlang der Strahlprojektionsrichtung. Die ausgegebene Lichtmenge COUTi in einem i-ten Voxel 20, ausgegeben von der Menge des Lichtmengenaddierers 70 wird deshalb sequentiell verwendet, um eine ausgegebene Lichtmenge COUTi-1 in einem unmittelbar folgenden (i+1)-ten Voxel 20 in Rückkoppluügsweise zu erzeugen. Mit anderen Worten werden beim Berechnen einer ausgegebenen Lichtmenge COUTi in einem iten Voxel 20 die Echodaten der vorausgehenden Voxel dorthin reflektiert. Infolge hiervon werden in den Helligkeitswertdaten des Ultraschallstrahls, der der ausgegebenen Lichtmenge COUT entspricht, die Echodaten der jeweiligen Voxel des Ultraschallstrahls reflektiert und die dadurch gewonnenen Helligkeitswertdaten werden als Helligkeitswert P (x, y) für ein Pixel entsprechend dem Ultraschallstrahl genutzt. Die Helligkeitswertdaten P(x,y) werden sequentiell in einer vorbestimmten Adresse in dem Vollbild(Halbbild)speicher des. DSC 28 als Helligkeitswert P(x,y) des entsprechenden Pixels gespeichert.
Bei Beendigung der Verarbeitung des Ultraschallstrahls wie vorstehend erläutert, startet die Verarbeitung für einen nächsten Ultraschallstrahl. Wenn das vorstehend erläuterte Verarbeiten für sämtliche Ultraschallstrahlen durchgeführt ist, werden die Helligkeitswertdaten für die Ultraschallstrahlen in vorbestimmten Adressen des Vollbildspeichers als Helligkeitswerte in den entsprechenden Pixeln gespeichert, von wo aus ein einzelnes Vollbild eines Ultraschallbilds für den dreidimensionalen Bereich erzeugt wird.
Daraufhin werden die Helligkeitswertdaten aus dem Vollbildspeicher in dem DSC 28 sequentiell gelesen, um das Ultraschallbild auf dem Anzeigebildschirm 42 darzustellen bzw. anzuzeigen.
Bei dieser Ausführungsform wird zusätzlich die Opazität α in Übereinstimmung mit der Gleichung (2) ermittelt, und der Opazitätseinstellungskoeffizient β in der Gleichung (1) wird eingestellt durch die Opazitätseinstelleinrichtung 44. Durch geeignetes Einstellen der Opazitätseinstelleinrichtung 44 ist damit möglich, entweder den transparenten Effekt oder den stereographischen Effekt des Ultraschallbilds bevorzugt einzustellen, sowie die Tiefe eines stereographischen transparenten Bilds. Eine derartige Einstellung kann ausgeführt werden durch Einstellen einer Einstelleinrichtung, wie etwa eines Wählrads oder Hebels durch eine Bedienperson durch Beobachtung des auf einem Bildschirm in Echtzeit angezeigten Bilds.
Fig. 8 zeigt eine weitere Ausführungsform für die Schaltungskonfiguration des Bildprozessors 38 des dreidimensionalen Bilddatengenerators 37.
Bei dieser Ausführungsform ist die Schaltungskonfiguration des Bildprozessors 38 vereinfacht, auf Grundlage der Transformation der Gleichung (3), demnach die Transparenz festgelegt ist durch (1-αi). Da die Transparenz (1-αi) in der Gleichung (3) festgelegt ist unter Verwendung der Opazität αi kann insbesondere die Gleichung wie folgt transformiert werden, um einen Faktor der Transparenz aus der Gleichung offensichtlich zu beseitigen.
COUTi = (1-αi) x CINi + αi x ei .... (3)
= CINi + αi · (ei - CINi) .... (5-1)
= CINi + Δi .... (5-2)
Dabei gilt Δi = αi x (ei - CINi) und Δi wird als modifizierte Lichtmenge bezeichnet.
Insbesondere wird die Gleichung (5-1) transformiert von bzw. aus der Gleichung (3), und daraufhin wird [αi x (ei - CINi)] in Gleichung (5-1) ersetzt durch Δi, um die Gleichung (5-2) zu erhalten. Insbesondere wird eine ausgegebene Lichtmenge COUTi des i-ten Voxels betrachtet als Summe der eingegebenen Lichtmenge CINi und einer modifizierten Lichtmenge Δi. In diesem Fall ist ein Faktor der Transparenz (1-αi) latent enthalten in der Gleichung (5-1), so daß die Gleichungen (5-1) und (5-2) im wesentlichen als im Prinzip der Gleichung (3) entsprechend betrachtet werden können.
Die Schaltungskonfiguration des Bildprozessors 38, die in Fig. 8 gezeigt ist, ist in Übereinstimmung mit den Gleichungen (5-1) und (5-2) erstellt. In der Schaltung ist ein ROM 82 erstellt aus einer Tabelle mit Daten betreffend eine Beziehung zwischen Echodaten e1 und Opazität αi. Wenn Echodaten ei in den ROM 82 eingegeben werden, wird deshalb die Opazität αi entsprechend den Echodaten ausgegeben. Ein Subtrahierer 84 ist vorgesehen, um die Berechnung ei - CINi durchzuführen. Ein Multiplizierer 86 ist vorgesehen, um die Berechnung. von Δi - αi x (ei - CINi) durchzuführen. Ein Teil 87 der Schaltung, in welchem die vorstehend genannte Berechnung durchgeführt wird, kann aufgebaut sein aus Hardware, wie etwa einem ROM. Ein Ausgang bzw. ein Ausgangssignal COUTi-1 für ein (i-1)-tes Voxel von einem Addierer 88 wird einer Verzögerungsschaltung 90 zugeführt, und ein Ausgangssignal der Verzögerungsschaltung 90 wird dem Addierer in Rückkopplungsweise zugeführt, um zu einer modifizierten Lichtmenge Δi für ein i-tes Voxel addiert zu werden. Mit anderen Worten wird ein Ausgangssignal der Verzögerungsschaltung 90 als Eingabelichtmenge CINi für ein unmittelbar nachfolgendes (nächstes) Voxel verändert und es wird in den Subtrahierer 84 bzw. den Addierer 88 eingegeben.
In Übereinstimmung mit der vorstehend erläuterten Schaltungskonfiguration ist es möglich, die Schaltungskonfiguration für den in Fig. 7 gezeigten Bildprozessor 38 zu vereinfachen, wodurch es möglich wird, die Herstellungskosten der Bildverarbeitungsvorrichtung zu verringern.
Das Ultraschallbild, welches in Übereinstimmung mit der Erfindung gebildet wird, ist vorteilhaft für die Diagnose eines lebenden Körpers, weil es in ein stereographisches Oberflächenbild eines Objekts, wie etwa eines Organs oder eines Fötus gebildet ist, oder in ein stereographisches transparentes Bild, das geeignet ist, das Objekt in Art eines Röntgenbild anzuzeigen. Da in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung die jeweiligen Ultraschallstrahlen, welche in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich emittiert werden, den jeweiligen Pixeln in dem Ultraschallbild des dreidimensionalen Bereichs entsprechen und da ROM-Tabellen mit Daten betreffend eine Beziehung zwischen einem Wert von Echodaten und einer Opazität und Daten betreffend eine Beziehung zwischen einem Wert von Echodaten und einer Transparenz effektiv genutzt werden, ist es möglich, ein dreidimensionales Ultraschallbild in auf Echtzeit- Basis zu erzeugen.
In den vorstehend erläuterten Ausführungsformen wird sowohl der Opazitätsoperator 54 wie der Transparenzoperator 56 aus einem individuellen ROM gebildet. Gemäß der vorliegenden Erfindung ist es jedoch unter Verwendung einer binären digitalen Schaltung möglich, diese ROMS durch einen einzigen gemeinsamen ROM zu ersetzen. Bei dieser Modifikation wird ein Ausgangssignäl des gemeinsamen ROM invertiert, um ein Komplement von 1 [eins] zu gewinnen, und eine Transparenz (1-α) wird auf Grundlage des Ausgangssignals von dem ROM berechnet. Mehr im einzelnen wird eine Transparenz (1-αi) durch Subtrahieren einer Opazität αi, die von dem α-ROM ausgegeben wird von eins [1] gewonnen. Obwohl bei den vorstehend erläuterten Ausführungsformen die Gleichungen (4) eins [1] als vorbestimmten Endermittlungswert K verwendet, ist es auch möglich, eine Einrichtung zum Verändern dieses Werts K vorzusehen. Wenn eine derartige Einrichtung vorgesehen ist, wird es möglich, die Bildqualität eines Ultraschallbilds einzustellen, während das Ultraschallbild auf einem Bildschirm betrachtet wird, wobei das Bild in Echtzeit erzeugt wird.
Bei den vorstehend erläuterten Ausführungsformen fällt außerdem der Betrachtungspunkt, ausgehend von welchem angenommen wird, daß ein Objekt betrachtet wird, mit dem Punkt zusammen, ausgehend von welchem die Ultraschallstrahlen in Richtung auf das Objekt emittiert werden. Die vorliegende Erfindung ist jedoch in keinster Weise auf eine derartige Struktur beschränkt. Es ist möglich, den Betrachtungspunkt in einem Punkt unterschiedlich von dem Strahlemissionspunkt anzuordnen. In diesem Fall wird ein Algorithmus ähnlich zu einem Algorithmus, der in der Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung verwendet wird, zusätzlich ausgeführt, um ein dreidimensionales Bild zu erzeugen, von dem angenommen wird, das es ausgehend vom Betrachtungspunkt betrachtet wird.
Wenn die vorliegende Erfindung, wie vorstehend erläutert, auf eine Ultraschall-Diagnosevorrichtung angewendet wird, ist es möglich, daß Innere eines Objekts, wie etwa eines lebenden Körpers, entweder durch ein stereographisches transparentes Bild oder ein stereographisches Oberflächenbild zu beobachten, wodurch ein diagnostisch vorteilhaftes dreidimensionales Ultraschallbild bereitgestellt wird. Die vorliegende Erfindung hat jedoch außerdem den Vorteil, daß ein derartiges Bild auf Echtzeit-Grundlage gebildet werden kann. Die vorliegende Erfindung ermöglicht außerdem, daß die beobachtbare Tiefe bzw. Beobachtungstiefe (Abstand) von einer Oberfläche ausgehend frei eingestellt wird.
Die Anwendung der vorliegenden Erfindung auf eine Ultraschalldiagnosevorrichtung ist besonders nützlich für eine pränatale Diagnose eines Fötus. Es erübrigt sich, darauf hinzuweisen, daß die vorliegende Erfindung gleichermaßen geeignet ist zum Diagnostizieren anderer Teile eines lebenden Körpers, beispielsweise eines Zirkulationssystems, wie etwa einer Blutvene, sowie von Organen, wie etwa der Leber und Blase.
Wenn die vorliegende Erfindung auf Fehlerdetektoren, Sonargeräte und Fischaufzuchtdetektoren und dergleichen angewendet wird, ist es außerdem möglich, ein einzigartiges Ultraschallbild bereitzustellen, welches durch herkömmliche Vorrichtungen bislang nicht zugänglich war, wobei ein stereographisches transparentes Bild eines Objekts oder ein stereographisches Oberflächenbild des Objekts gegebenenfalls frei wählbar ist.
Obwohl diese Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsformen mit einem bestimmten Grad an Spezifität erläutert wurde, versteht es sich, daß die vorliegende Offenbarung der bevorzugten Ausführungsformen bezüglich Konstruktionseinzelheiten geändert werden können, und daß die Kombination und Anordnung von Teilen geändert werden kann, ohne vom Umfang dieser Erfindung abzuweichen, die nachfolgend beansprucht ist.

Claims

1. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung, aufweisend:

(a) einen Wandler (22) zum sequentiellen Emittieren von Ultraschallstrahlen in Richtung auf einen dreidimensionalen Bereich (12) und zum Empfangen von Echos der Ultraschallstrahlen zum Abtasten des dreidimensionalen Bereichs (12);

(b) eine dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung (37) zum Erzeugen von Helligkeitswertdaten auf Grundlage der empfangenen Echos von einem dreidimensionalen Ultraschallbild (100) für den dreidimensionalen Bereich (12);

(c) eine Speichereinrichtung (28) zum Abspeichern der Helligkeitswertdaten des Ultraschallbilds, die durch die dreidimensionale Bilddatenerzegungseinrichtung (37) erzeugt werden; und

(d) eine Anzeigeeinrichtung (42) zum Anzeigen des Ultraschallbilds für den dreidimensionalen Bereich auf Grundlage der Helligkeitswertdaten, die in der Speichereinrichtung (28) gespeichert sind,

wobei

die dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung (37) sequentiell Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen durch sequentielles Verarbeiten der Echos der jeweiligen Ultraschallstrahlen entlang den jeweiligen Richtungen der projizierten Ultraschallstrahlen erzeugt, wobei die Helligkeitswertdaten des jeweiligen Ultraschallstrahls einem Helligkeitswert für ein Pixel in dem Ultraschallbild (100) für den dreidimensionalen Bereich (12) entspricht die Speichereinrichtung (28) Adressen entsprechend jeweiligen Pixeln in dem Ultraschallbild aufweist, und die Speichereinrichtung (28) dazu ausgelegt ist, sequentiell die Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen zu speichern, die durch die dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung (37) in ihren entsprechenden Adressen erzeugt werden, und

das Ultraschallbild, welches auf der Anzeigeeinrichtung (42) angezeigt wird, äquivalent zu einem Bild ist, welches auf einer Abbildungsebene aufgetragen ist, das virtuell als Ebene festgelegt ist, auf welcher die Ultraschallstrahlen, die den dreidimensionalen Bereich durchsetzen, projiziert werden, wenn die Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich emittiert werden, als Sichtlinien angenommen werden.

2. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Anzahl von Pixeln in dem Ultraschallbild mit der Anzahl von Ultraschallstrahlen übereinstimmt.

3. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich ausgehend von dem Ultraschallwandler emittiert werden, den Pixeln in dem Ultraschallbild entsprechen, und die Speichereinrichtung die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen als Helligkeitswert für das entsprechende Pixel speichert.

4. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 3, wobei die Speichereinrichtung einen Vollbildspeicher umfaßt, der Adressen entsprechend den jeweiligen Pixeln in dem Ultraschallbild aufweist.

5. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 3, wobei immer dann, wenn die dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen erzeugt, die Speichereinrichtung die Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl speichert und die Speichereinrichtung Helligkeitswertdaten für sämtliche der Ultraschallstrahlen entsprechend den jeweiligen Pixeln in dem Ultraschallbild bei Beendigung der Abtastung für den dreidimensionalen Bereich rückhält.

6. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung dazu ausgelegt ist, Echodaten der Ultraschallstrahlen von dem Echo des jeweiligen Ultraschallstrahls bei ihrem Empfang durch den Ultraschallwandler zu gewinnen, und daraufhin die Helligkeitswertdaten für den jeweiligen Ultraschallstrahl auf Grundlage der Echodaten zu erzeugen, wobei die dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung aufweist:

Eine transparente Bilddatenerzeugungseinrichtung zum Erzeugen transparenter Bilddaten, welche eine Änderung der Stärke des Echos in den jeweiligen Echodaten in einer Mehrzahl von Abtastpunkten des Ultraschallstrahls entlang seiner Emissionsrichtung in den Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl derart wiedergeben, daß eine Änderung des Helligkeitswerts im entsprechenden Pixel des Ultraschallbilds visualisiert wird.

7. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 6, wobei die Erzeugungseinrichtung einen Volumenwiedergabevorgang für die Echodaten auf Grundlage der Annahme durchführt, daß der Ultraschallstrahl als Licht angesehen wird, wobei die Erzeugungseinrichtung ein Datum enthält, bei dem davon ausgegangen wird, daß es sich um eine Menge von ausgegebenem Licht in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten von jeweiligen Echodaten in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten auf dem Ultraschallstrahl handelt, wobei die Menge des ausgegebenen Lichts sich auf die Stärke des Echos bezieht, das von dem jeweiligen Abtastpunkt erhalten wird; wobei sie sequentiell die Menge des ausgegebenen Lichts in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten entlang der Strahlprojektionsrichtung handhabt bzw. bearbeitet, und wobei sie die Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl auf Grundlage des Ergebnisses der vorstehend genannten Handhabung ermittelt.

8. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 7, wobei die transparente Bilddatenerzeugungseinrichtung aufweist:

Eine Opazitätsoperatoreinrichtung zum Erzielen einer Opazität in jedem der mehreren Abtastpunkte aus den Echodaten in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten auf dem Ultraschallstrahl, wobei die Opazität durch einen Wert der jeweiligen Echodaten festgelegt ist;

eine Transparenzoperatoreinrichtung zum Gewinnen einer Transparenz in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten aus den Echodaten in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten auf dem Ultraschallstrahl, wobei die Transparenz durch den Wert der jeweiligen Echodaten festgelegt ist;

eine Lumineszenzmengenoperatoreinrichtung zum Gewinnen einer Lumineszenzmenge in jedem der mehreren Abtastpunkte, wobei die Lumineszenzmenge gewonnen wird durch Multiplizieren der Echodaten in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten mit der Opazität, und

eine Transmissionslichtmengenoperatoreinrichtung zum Gewinnen einer Transmissionslichtmenge in jedem der mehreren Abtastpunkten, wobei die Transmissionslichtmenge gewonnen wird durch Multiplizieren der Transparenz in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten mit einer Ausgabelichtmenge in ihrem unmittelbar vorausgehenden Abtastpunkt; wobei

die ausgegebene Lichtmenge in jedem der Mehrzahl von Abtastpunkten gewonnen wird durch Addieren der Lumineszenzmenge zu der Transmissionslichtmenge.

9. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 8, wobei die Opazität festgelegt ist als Funktion der Echodaten, und wobei eine Opazitätsveränderungseinrichtung außerdem vorgesehen ist, um einen in der Funktion enthaltenen Koeffizienten zu verändern.

10. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 8, wobei die Opazitätsoperatoreinrichtung eine ROM-Tabelle umfaßt, in welcher Daten entsprechend einer Beziehung zwischen dem Wert der Echodaten und der Opazität gespeichert sind.

11. Verfahren zum Erzeugen eines Ultraschallbilds, aufweisend die Schritte:

(a) Emittieren einer Mehrzahl von Ultraschallstrahlen ausgehend von einem Ultraschallwandler (22) sequentiell zu einem dreidimensionalen Bereich (12) und Empfangen ihrer Echos durch den Ultraschallwandler zum Abtasten des dreidimensionalen Bereichs (12);

(b) Erzeugen von Helligkeitswertdaten auf Grundlage der empfangenen Echos von einem dreidimensionalen Ultraschallbild für den dreidimensionalen Bereich;

(c) Speichern der Helligkeitswertdaten des Ultraschallbilds, die erzeugt werden durch eine dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung (37) in einer Speichereinrichtung (28);

(d) Anzeigen des Ultraschallbilds für den dreidimensionalen Bereich in einer Anzeigeeinrichtung (42) auf Grundlage der Helligkeitswertdaten, die in der Speichereinrichtung (28) gespeichert sind,

wobei in dem Schritt (b) die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen sequentiell erzeugt werden durch sequentielles Verarbeiten der Echos der jeweiligen Ultraschallstrahlen entlang der jeweiligen Richtungen der projizierten Ultraschallstrahlen, wobei die Helligkeitswertdaten des jeweiligen Ultraschallstrahls einem Helligkeitswert für ein Pixel in dem Ultraschallbild für den dreidimensionalen Bereich entspricht;

wobei im Schritt (c) die Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen in vorbestimmten Adressen in der Speichereinrichtung (28) gespeichert werden; und

wobei das Ultraschallbild, das auf der Anzeigeeinrichtung (42) angezeigt wird, äquivalent zu einem Bild ist, welches auf einer Wiedergabeebene aufgetragen ist, die virtuell als Ebene festgelegt ist, auf welcher die Ultraschallstrahlen, die den dreidimensionalen Bereich durchsetzen, projiziert werden, wenn die Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich emittiert werden, als Sichtlinien angenommen werden.

12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Anzahl von Pixeln in dem Ultraschallbild mit der Anzahl von Ultraschallstrahlen übereinstimmt.

13. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich von dem Ultraschallwandler emittiert werden, den Pixeln in dem Ultraschallbild entsprechen, und wobei die Speichereinrichtung die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen als den Helligkeitswert für das entsprechende Pixel speichert.

14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei die Speichereinrichtung einen Vollbildspeicher umfaßt, der Adressen entsprechend den jeweiligen Pixeln in dem Ultraschallbild aufweist.

15. Verfahren nach Anspruch 13, wobei die Speichereinrichtung Helligkeitswertdaten für sämtliche der Ultraschallstrahlen entsprechend den jeweiligen Pixeln in dem Ultraschallbild bei Beendigung des Abtastens für den dreidimensionalen Bereich rückhält.