DE69736311T2 - Ultraschall-Bildverarbeitungssystem und Verfahren zum Erzeugen und Anzeigen der Ultraschall-Bilder des Systems - Google Patents

Ultraschall-Bildverarbeitungssystem und Verfahren zum Erzeugen und Anzeigen der Ultraschall-Bilder des Systems Download PDF

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Description

  • Diese Erfindung betrifft eine Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung in Übereinstimmung mit dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und ein Verfahren zum Bilden und Anzeigen von Ultraschallbildern in Übereinstimmung mit dem Oberbegriff des Anspruchs 11. Insbesondere betrifft die Erfindung eine Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung und ein Verfahren zum Bilden und Anzeigen von Ultraschallbildern durch die Vorrichtung, um es zu ermöglichen, ein dreidimensionales (stereoskopisches) Bild zu erzeugen, das ein Objekt wiedergibt, wie etwa ein inneres Organ eines Lebewesens, das über die Außenseite nicht erfasst werden kann.
  • Beschreibung des Standes der Technik
  • Als Bildverarbeitungsvorrichtungen unter Nutzung von Ultraschallwellen sind Ultraschalldiagnosegeräte, Fehlerdetektoren, Fischschuldetektoren und Sonargeräte sowie dergleichen bekannt. In diesen Bildverarbeitungsvorrichtungen werden Ultraschalldiagnosevorrichtungen zum Diagnostizieren eines Lebewesens genutzt, wobei Ultraschallwellen von einer Sonde in Richtung auf ein Objekt in einem lebenden Körper (beispielsweise in Richtung auf ein inneres Organ oder einen Fötus oder dergleichen) ausgesendet und Echos der Ultraschallwellen durch die Sonde empfangen werden, um Ultraschallsignale zu gewinnen, und ein tomografisches Bild (ein zweidimensionales oder B-Modus-Bild) oder dergleichen werden auf Grundlage der Echosignale erzeugt, um dieses auf einer Anzeige oder einem Bildschirm, wie etwa einem CRT oder dergleichen, anzuzeigen.
  • Auf dem Gebiet derartiger Ultraschalldiagnosegeräte sind zwischenzeitlich verschiedene Techniken vorgeschlagen worden, um ein dreidimensionales Ultraschallbild eines Objekts zu erhalten durch Aussenden und Empfangen von Ultraschallwellen zu und ausgehend von einem dreidimensionalen Bereich, in dem das Objekt, wie etwa ein inneres Organ oder ein Fötus, zu liegen kommt. Diese Techniken haben den Vorteil, dass das Objekt dreidimensional oder räumlich über das dreidimensionale Ultraschallbild erfasst werden kann.
  • Bei den Techniken gemäß dem Stand der Technik besteht das Problem, dass sie ausgiebig Berechnungszeit zum Verarbeiten einer enormen Anzahl von Koordinatendaten zur Bildung eines dreidimensionalen Bilds erfordern. Es ist deshalb nicht möglich, ein dreidimensionales Ultraschallbild in Echtzeit zu gewinnen, weshalb diese Vorrichtungen keine praktische Verwendung haben. Außerdem vermögen die Vorrichtungen gemäß dem Stand der Technik lediglich ein dreidimensionales Oberflächenbild des Objekts zu erzeugen, weshalb sie nicht hinreichen, eine Diagnose für den inneren Zustand des Objekts zu gewinnen. Ein derartiges Problem ergibt sich nicht nur in Ultraschalldiagnosegeräten zum medizinischen Einsatz, sondern auch bei Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtungen zur Verwendung auf anderem Gebiet, wie etwa bei Sonaren und Fehlerdetektoren und dergleichen.
  • Die Druckschrift EP 0 612 502 A1 beschreibt eine mehrdimensionale Visualisierungsvorrichtung zum Betrachten von Gewebe und zum Erzeugen tomografischer (zweidimensionaler) Ultraschallbilddaten in Bezug auf parallele Querschnitte von Gewebe, das beobachtet werden soll. Diese bekannte Vorrichtung umfasst einen Bildspeicher zum vorübergehenden Speichern der tomografischen Bilddaten für einhundert tomografische Bilder.
  • Der Bildspeicher arbeitet als Puffer zwischen der Diagnosevorrichtung und einem digitalen Computer. Der Computer ist dazu ausgelegt, die gespeicherten tomografischen Bilddaten in dreidimensionale Daten eines dreidimensionalen Bilds unter Darstellung der Hautoberfläche durch mehrere Kurven anzuzeigen, die die jeweiligen Querschnitte darstellen. Dadurch kann ein dreidimensionales Hautoberflächenbild nahe einem tomografischen Bild auf demselben Bildschirm angezeigt werden. Auf Grund des erforderlichen Bildspeichers und der Datenberechnung (Datenrekonstruktion) zur Erzeugung des dreidimensionales Oberflächenbilds erfordert diese bekannte Vorrichtung ausgiebig Rechenzeit für die Datenverarbeitung, weshalb sie keine Bilder auf Echtzeitbasis bereitstellen kann.
  • Jede der Druckschriften XP 101 00 579 A, "Visualization of 3D Ultrasound Data" (17.10.1994) und XP 22 76 298 A, "Processing and Volume of 3D Ultrasonic Data" (Juli 1995) erläutert ein experimentelles System, durch das Rohdaten "off-line" erfasst werden durch ein Ultraschallabtastvorgang und durch Speichern dieser Daten in einem Speicher. Diese Daten werden zu beliebiger Zeit später rekonstruiert, um zweidimensionale Scheiben zu erzeugen und anzuzeigen sowie dreidimensionale Visualisierung zur selben Zeit. Dies wird in der Druckschrift als "in Echtzeit" bezeichnet; dieses "in Echtzeit" ist jedoch in Wirklichkeit keine "Echtzeitbasis" in Bezug auf den Ultraschallabtastvorgang. Diese Technik gemäß dem Stand der Technik führt deshalb zu denselben Nachteilen, wie sie vorstehend unter Bezug auf die EP 0 612 502 A1 erläutert sind.
  • Diese Erfindung ist im Hinblick auf die Probleme gemacht worden, die bei den Vorrichtungen gemäß dem Stand der Technik angetroffen werden. Die Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung besteht deshalb darin, eine Ultraschallbildverarbei tungsvorrichtung und ein Verfahren zum Bilden und Anzeigen von Ultraschallbildern zu schaffen, und zwar unter Ermöglichung der Anzeige eines dreidimensionalen Bilds eines Objekts, das in einem vorbestimmten dreidimensionalen Bereich zu liegen kommt, zusammen mit einem tomografischen Bild (einem B-Modus-Bild) des Objekts zur selben Zeit, und in einfacher sowie schneller Weise, und damit in Echtzeit in Bezug auf die Ultraschallabtastung.
  • Gelöst wird diese Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche 1 und 11. Spezielle Ausführungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen festgelegt.
  • In Übereinstimmung mit der Erfindung kann ein Objekt, das in einem dreidimensionalen Bereich zu liegen kommt, durch ein stereoskopisches Bild oder ein tomografisches Bild oder, falls erforderlich, durch beide Bilder betrachtet werden. In einem Fall, in dem die Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung zur Anwendung auf ein Ultraschalldiagnosegerät zum Diagnostizieren eines Patienten zur Anwendung kommt, ist es insbesondere möglich, den Patienten mittels eines stereoskopischen Bilds eines zu diagnostizierenden Objekts zu diagnostizieren. Die Diagnose unter Nutzung des stereoskopischen Bilds kann ausgeführt werden unter Heranziehen von Information der B-Modus-Diagnose, die bereits in die Praxis umgesetzt wurde. Wenn das B-Modus-Bild gemeinsam mit dem stereoskopischen Bild gleichzeitig bei der Diagnose des Patienten angezeigt wird, kann eine neuartige, einzigartige Diagnose durchgeführt werden, die durch Vorrichtungen gemäß dem Stand der Technik nicht gewonnen werden konnte, wodurch es möglich ist, eine zuverlässigere Diagnose durchzuführen.
  • In Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ist es bevorzugt, dass das stereoskopische Bild und das tomografische Bild (B-Modus-Bild) gleichzeitig auf einer einzigen Anzeige in Kontrastweise bzw. kontrastierend angezeigt werden können.
  • In dieser Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung ist es außerdem ferner bevorzugt, dass ein tomografisches Bild entlang einer Schnittebene erhalten wird, die durch eine Linie festgelegt ist, die auf dem angezeigten stereoskopischen Bild frei gezogen wird.
  • In diesem Fall kann die Linie durch einen Cursor oder das angezeigte stereoskopische Bild angezeigt werden. Um eine derartige Cursorlinie auf dem stereoskopischen Bild anzuzeigen, können bekannte Mittel zum Einsatz kommen, wie etwa ein Trackball oder eine Maus.
  • Ferner ist es auch bevorzugt, dass zwei entlang der Ultraschallstrahlrichtung beabstandete Punkte auf dem angezeigten tomografischen Bild bezeichnet werden, um einen Datenverarbeitungsbereich, einschließlich der beiden Punkte, zu ermitteln, und ein stereoskopisches Bild wird auf Grundlage der Echodaten erzeugt, die in dem Datenverarbeitungsbereich enthalten sind. Auf diese Weise ist es möglich, ein stereoskopisches Bild anzuzeigen, das durch keinerlei Abschattungen beeinträchtigt ist, die vor oder hinter dem bezeichneten Datenverarbeitungsbereich zu liegen kommen.
  • In diesem Fall kann der Datenverarbeitungsbereich auf dem angezeigten tomografischen Bild unter Nutzung von einer oder von zwei Cursorlinien angezeigt werden. Um diese Cursorlinien auf dem tomografischen Bild anzuzeigen, können bekannte Mittel, wie etwa ein Trackball oder eine Maus, genutzt werden.
  • Ferner ist es in diesem Fall bevorzugt, dass eine Ultraschallimpulssendewiederholfrequenz (PRF) in geeigneter weise in Übereinstimmung mit der Tiefe des Datenverarbeitungsbereichs geändert wird, wodurch eine Vollbildrate bzw. Datenübertragungsrate verbessert wird, d. h., eine Anzeigegeschwindigkeit des Bilds.
  • In dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es bevorzugt, einen weiteren Schritt zum Wählen einer Schnittebene des Objekts an einen gewünschten Abschnitt auf dem angezeigten stereoskopischen Bild zu wählen, wobei das tomografische Bild aus den Echodaten gebildet wird, die aus der Schnittebene gewonnen werden.
  • In Übereinstimmung mit der Erfindung ist es beim Diagnostizieren des Patienten möglich, eine neuartige, einzigartige Diagnose durchzuführen, die mit Vorrichtungen gemäß dem Stand der Technik nicht erzielbar ist, wodurch eine zuverlässigere Diagnose durchgeführt werden kann.
  • Weitere Aufgaben, Funktionen und Vorteile der vorliegenden Erfindung erschließen sich aus der nachfolgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen in Verbindung mit den anliegenden Zeichnungen.
  • KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • 1 zeigt ein Blockdiagramm des Gesamtaufbaus der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung zur Erzeugung eines stereoskopischen Bild auf Echtzeitbasis;
  • 2A zeigt eine Darstellung zur Erläuterung einer Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich und einem projizierten Bild;
  • 2B zeigt eine Darstellung zur Erläuterung eines dreidimensionalen Ultraschallbilds, das durch die vorstehend genannte Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung gewonnen wurde;
  • 3 zeigt eine weitere Darstellung zur Erläuterung einer Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich und einem projizierten Bild;
  • 4 zeigt eine Darstellung zur Erläuterung einer Beziehung zwischen einer Menge an eingegebenem Licht und einer Menge an ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20;
  • 5 zeigt eine Darstellung zur Erläuterung einer Menge an Lumineszenz in jedem Voxel 20;
  • 6 zeigt eine Darstellung zur Erläuterung einer Menge an ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20;
  • 7 zeigt ein Blockdiagramm zur Erläuterung eines Beispiels des in 1 gezeigten stereoskopischen Bilddatenverarbeitungsabschnitts;
  • 8 zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Anzeige des Bilds, das in Übereinstimmung mit einer ersten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung bereitgestellt wird, wobei das stereoskopische Bild und das tomografische Bild (B-Modus-Bild) beide gleichzeitig kontrastierend dargestellt sind;
  • 9 zeigt ein Blockdiagramm einer Gesamtkonstruktion der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung in Übereinstimmung mit der ersten Ausführungsform;
  • 10 zeigt ein Blockdiagramm einer Konstruktion des Anzeigesteuerabschnitts 140 der in 9 gezeigten ersten Ausführungsform;
  • 11 zeigt ein Blockdiagramm einer Modifikation der in 9 gezeigten ersten Ausführungsform;
  • 12 zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Anzeige der Bilder, die in Übereinstimmung mit einer zweiten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung bereitgestellt werden, wobei das stereoskopische Bild und das tomografische Bild (B-Modus-Bild) gleichzeitig kontrastierend angezeigt sind;
  • 13 zeigt ein Blockdiagramm der Gesamtkonstruktion der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung in Übereinstimmung mit der zweiten Ausführungsform; und
  • 14 zeigt ein Blockdiagramm der Konstruktion der stereoskopischen Bilddatenverarbeitungsvorrichtung der zweiten Ausführungsform.
  • PRINZIP DES STEREOSKOPISCHEN ECHTZEITBILDS
  • Nachfolgend wird die Struktur der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung zur Erzeugung des stereoskopischen Bilds (einschließlich eines stereoskopischen Oberflächenbilds und des stereoskopischen transparenten Bilds) erläutert, die in der vorliegenden Erfindung zum Einsatz kommt. Außerdem wird das Prinzip zum Erzeugen eines derartigen stereoskopischen Bilds erläutert.
  • (1) Aufbau der Vorrichtung
  • 1 zeigt ein Blockdiagramm des Gesamtaufbaus einer Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung zum Erzeugen des stereoskopischen Bilds.
  • In 1 bezeichnet die Bezugsziffer 22 eine Ultraschallsonde, die einen Übertrager zum Emittieren von Ultraschallstrahlen in Richtung auf einen dreidimensionalen Bereich umfasst, wie etwa einen lebenden Körper bzw. ein Lebewesen, und zum Empfangen der Strahlen (Echos), die von einem Objekt in dem dreidimensionalen Bereich reflektiert werden, wie etwa von einem inneren Organ des lebenden Körpers oder eines Fötus oder dergleichen. In dieser Ausführungsform weist die Ultraschallsonde 22 einen Arrayübertrager vom linearen Typ auf.
  • Durch elektronisches Abtasten des linearen Arrayübertragers der Ultraschallsonde 22 wird eine Abtastebene 10 in einer in 2A gezeigten X-Y-Ebene gebildet. Durch mechanisches Abtasten der Ultraschallsonde 22 in der Z-Richtung wird die Abtastebene 10 in der Z-Richtung verschoben, wodurch ein dreidimensionaler Echodatenerfassungsbereich 12 gebildet wird, wie in 2A gezeigt (nachfolgend wird hierauf als " dreidimensionaler Bereich" Bezug genommen).
  • In dieser Ausführungsform wird ein derartiges Abtasten durch eine Antriebseinrichtung 24 ausgeführt. Während des mechanischen Abtastvorgangs ermittelt ein Drehcodierer 26 kontinuierlich eine Position der Ultraschallsonde 22 in der Z- Richtung und erzeugt Z-Koordinatendaten für die Ultraschallsonde 22. Diese Z-Koordinatendaten werden einem digitalen Abtastübertrager (DSC) 28 (nachfolgend erläutert) zugeführt, und die Z-Koordinatendaten werden in dem DSC 28 zum Schreiben von Helligkeitswertdaten jeweiliger Ultraschallstrahlen in einen Vollbildspeicher bzw. Datenübertragungsblockspeicher genutzt, der darin vorgesehen ist.
  • Durch mechanisches Abtasten der Ultraschallsonde 22 in der Z-Richtung und der emittierenden Ultraschallstrahlen in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich 12 und Empfangen von Echos von den Ultraschallstrahlen in sequenzieller Weise können Echos aus dem dreidimensionalen Bereich 12 gewonnen werden.
  • In dieser Ausführungsform wird ein Fall erläutert, demnach die Ultraschallsonde 22 in der Z-Richtung mittels der Antriebseinrichtung 24 mechanisch angetrieben wird. Es erübrigt sich jedoch, darauf hinzuweisen, dass die Ultraschallsonde 22 durch eine Bedienperson zum Abtasten in der Z-Richtung manuell bewegt werden kann. In diesem Fall ist es außerdem erforderlich, Z-Koordinatendaten der Ultraschallsonde 22 unter Nutzung eines geeigneten Mittels zu erfassen.
  • Obwohl in dieser Ausführungsform eine Ultraschallsonde 22 mit einem linearen Arrayübertrager genutzt wird, ist es auch möglich, andere Arten von Ultraschallsonden zu nutzen, die einen konvexen Arrayübertrager oder einen Sektor-Arrayübertrager oder dergleichen aufweisen. Beispiele einer derartigen Ultraschallsonde sind beispielsweise im US-Patent Nr. 5 460 179 und im US-Patent Nr. 5 152 294 offenbart. In einem Fall, in dem die Ultraschallsonden genutzt werden, werden die Z- Koordinatendaten, d. h., die Gierwinkeldaten der Sonde, zu dem digitalen Abtastübertrager (DSC) 28 gesendet.
  • Unter Bezug auf 1 führt ein Signalsende- und -empfangsabschnitt 30 ein Sendesignal der Ultraschallsonde 22 zu, um den Übertrager zum Emittieren von Ultraschallstrahlen zu erregen bzw. mit Energie zu versorgen. Der Signalsende- und -empfangsabschnitt 30 empfängt außerdem Echosignale, die auf Grundlage von Echos der reflektierten Strahlen erzeugt werden, die durch den Übertrager der Ultraschallsonde 22 empfangen werden. Die Echodaten, die von dem Signalsende- und -empfangsabschnitt 30 ausgegeben werden, werden zunächst durch einen Verstärker 32 verstärkt, woraufhin sie durch einen LOG-Verstärker 34 logarithmisch verstärkt werden. Der LOG-Verstärker 34 ist zur Verbesserung der Qualität des Ultraschallbilds vorgesehen. Ein A/D-Wandler 36 wandelt die Echosignale in digitale Signale. Das gewandelte digitale Signal (nachfolgend als "Echodaten" bezeichnet) wird zu einem stereoskopischen (dreidimensionalen) Bilddatengenerator (einem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt) 37 gesendet.
  • Der stereoskopische Bilddatengenerator 37 umfasst einen Bildprozessor 38 als transparenten Bilddatengenerator. Der stereoskopische Bilddatengenerator 37 verarbeitet Echodaten, die von den empfangenen Echos der jeweiligen Ultraschalldaten erhalten werden, sequenziell, um letztendlich Helligkeitswertdaten für den jeweiligen Ultraschallstrahl immer dann zu erzeugen, wenn das Echo des jeweiligen Ultraschallstrahls, der in dem dreidimensionalen Bereich emittiert wird, empfangen wird (dies ist nachfolgend unter Bezug auf 7 näher erläutert). Die derart erzeugten Helligkeitswertdaten des jeweiligen Ultraschallstrahls werden als Helligkeitswert P(x, y) eines Pixels in einem Ultraschallbild genutzt. Das Pixel wird deshalb so bezeichnet, dass es dem Ultraschall entspricht, dessen Echodaten verarbeitet worden sind.
  • Der Bildprozessor 38 ist außerdem so erstellt, dass er einen Opazitätseinstellkoeffizienten β empfängt, der durch den Opazitätseinsteller 44 ermittelt wird (dies ist nachfolgend näher erläutert). Eine geeignete Wahl des Werts für den Opazitätseinstellkoeffizienten β erlaubt es, dass die Opazität α in jedem Abtastpunkt (Voxel) in einer Strahlrichtung so wie gewünscht gewählt wird.
  • Die Helligkeitswertdaten, die derart durch den stereoskopischen Bilddatengenerator 37 entsprechend dem jeweiligen Ultraschallstrahl gewonnen werden, werden sequenziell an den DSC 28 immer dann ausgegeben, wenn derartige Helligkeitswertdaten erzeugt werden, und sie werden daraufhin in vorbestimmte Adressen des Datenübertragungsblock- bzw. Vollbildspeichers in dem DSC 28 in vorbestimmter Abfolge geschrieben. Dieser Datenübertragungsblockspeicher besitzt insbesondere X-Y-Adressen entsprechend den Pixeln einer Anzeige oder eines Bildschirms zum Anzeigen eines Ultraschallbilds auf Eins-zu-eins-Basis. Eine Reihe von Helligkeitswertdaten der entsprechenden Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich projiziert werden, werden deshalb veranlasst, sequenziell in entsprechende, vorbestimmte Adressen geschrieben zu werden. Bei Beendigung einer Abtastung für den dreidimensionalen Bereich speichert der Datenübertragungsblockspeicher des DSC 28 deshalb die Helligkeitswertdaten (Abtastdaten) der Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich projiziert werden, d. h., Ultraschallbilddaten für ein einziges Vollbild des stereoskopischen Ultraschallbilds.
  • In dem Fall, und 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 dem Vollbildspeicher jeweils geschrieben (siehe 2A und 2B).
  • Aus dem DSC 28 gelesene Ultraschallbilddaten werden, nachdem sie durch einen D/A-Übertrager 40 in analoge Signale gewandelt worden sind, zu einer Anzeige oder einem Bildschirm 42, wie etwa einem CRT, gesendet. Daraufhin zeigt die Anzeige 42 ein stereoskopisches (dreidimensionales) Ultraschallbild in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung an.
  • (2) Erzeugung eines stereoskopischen Echtzeitbilds
  • Nunmehr wird eine Erzeugung eines stereoskopischen Echtzeitbilds erläutert.
  • Wie vorstehend angeführt, zeigt 2A eine Darstellung einer Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich 12 und einem projizierten Bild.
  • Wenn ein Ultraschallstrahl, der in der Y-Richtung emittiert wird, in der X-Richtung abgetastet wird, wie in 2A gezeigt, wird auf der X-Y-Ebene eine Abtastebene 10 gebildet. Wenn die Abtastebene 10 in der Z-Richtung bewegt wird, um eine mechanische Abtastung durchzuführen, wird außerdem ein dreidimensionaler Bereich 12 (ein dreidimensionaler Echodatenerfassungsbereich) erzeugt.
  • Bei jedem Empfang des Echos eines Ultraschallstrahls, der in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich 12 projiziert wird, wird ein Bildverarbeitungsvorgang zur Erzeugung von Helligkeitswertdaten für den Ultraschallstrahl ausgeführt. Wenn die derart gewonnenen Helligkeitswertdaten für sämtliche Ultraschallstrahlen, die sequenziell in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich projiziert worden sind, auf einer Kartierungsebene 16 (d. h., einer X-Z-Ebene 16) aufgetragen werden, die virtuell als Ebene gewählt ist, auf der die Ultraschallstrahlen, die den dreidimensionalen Bereich 12 durchsetzen, projiziert werden, wird auf der Kartierungsebene ein Ultraschallbild für den dreidimensionalen Bereich gebildet. Das Ultraschallbild entspricht einem stereoskopischen Ultraschallbild, das durch die erfindungsgemäße Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung gewonnen werden kann.
  • 2B zeigt eine Darstellung zur Erläuterung eines stereoskopisches Ultraschallbilds, das in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung gewonnen wird. Durch Durchführen einer Bilddatenverarbeitung, wie vorstehend für jede der Echodaten der Ultraschallstrahlen erläutert, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich 12 emittiert worden sind, wird ein Ultraschallbild 100, das in 2B gezeigt ist, auf Grundlage der Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen gewonnen.
  • Die vorstehend erläuterte Verarbeitung wird insbesondere für die Echodaten für jeden oder sämtliche der Ultraschallstrahlen ausgeführt, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich 12 emittiert werden. Hierdurch wird auf Grundlage der Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen ein einziges Vollbild eines Ultraschallbilds 100 für den dreidimensionalen Bereich 12 gebildet. Das derart gebildete Ultraschallbild 100 wird als äquivalent zu dem Bild angesehen, das auf der Kartierungsebene 16 aufgetragen ist, wie in
  • 2B gezeigt. Insbesondere entspricht in dem Ultraschallbild 100 eine [1] Zeile 100a in der X-Richtung einer einzigen Abtastebene 10. Die Anzahl von Auftragungen auf der Kartierungsebene 16 stimmt mit der Anzahl von Ultraschallstrahlen überein. Dies bedeutet, dass jeder der Ultraschallstrahlen einem [1] Pixel in dem Ultraschallbild 100 entspricht. Mit anderen Worten entspricht ein [1] Ultraschallstrahl, der auf den dreidimensionalen Bereich projiziert wird, einem [1] Pixel in dem Ultraschallbild 100.
  • Das Ultraschallbild 100 ist ähnlich einem Bild, das durch Betrachten des dreidimensionalen Bereichs aus einem Punkt gewonnen wird, ausgehend von dem die Ultraschallstrahlen emittiert werden. Wenn der Punkt der Emission der Ultraschallstrahlen als Blickpunkt herangezogen wird, kann jeder der Ultraschallstrahlen als Betrachtungslinie angenommen werden. Dies erlaubt es, dass der diagnostizierte Teil (dreidimensionaler Bereich) so beobachtet wird, als ob er durch das unbewaffnete Auge beobachtet werden würde.
  • 3 zeigt eine Darstellung einer weiteren Beziehung zwischen einem dreidimensionalen Bereich 12 und einem projizierten Bild. Insbesondere in dem in 3 gezeigten Fall kann eine Abtastung für einen dreidimensionalen Bereich durch eine Ultraschallsonde durchgeführt werden, die einen konvexen Arrayübertrager aufweist, wie etwa denjenigen, der in den vorstehenden genannten US-Patenten offenbart ist.
  • Wie in der Zeichnung gezeigt, wird die Position der Ultraschallsonde mit konvexem Arrayübertrager insbesondere mit einer Position gewählt, von der angenommen wird, dass es sich um einen Blickpunkt in Bezug auf den dreidimensionalen Bereich (ein Objekt) handelt, ausgehend von dem Ultraschall strahlen in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich emittiert werden. In diesem Arrayübertrager definieren Ultraschallstrahlen, die von beiden Enden davon emittiert werden, einen Winkel von sechzig [60] Grad zur Bildung einer Abtastebene dazwischen. Der Arrayübertrager wird über einen Winkel von sechzig [60] Grad geschwenkt, um eine mechanische Abtastung durchzuführen. Auf diese weise wird eine Abtastung für den dreidimensionalen Bereich durchgeführt.
  • Während der Abtastung emittiert der Arrayübertrager sequenziell Ultraschallstrahlen in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich und empfängt ihre von dort reflektierten Echos. Die empfangenen Echos werden so wie vorstehend erläutert sequenziell verarbeitet, um Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen zu erzeugen. In derselben Weise wie im in 1 gezeigten Fall, in dem eine Ultraschallsonde 22 mit linearem Arrayübertrager genutzt wird, entsprechen die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen einem Helligkeitswert in einem entsprechenden Pixel eines Ultraschallbilds, das auf einer Kartierungsebene aufgetragen ist, die virtuell als Ebene gewählt ist, auf der die Ultraschallstrahlen, die den dreidimensionalen Bereich durchsetzen, projiziert werden. In diesem in 3 gezeigten Fall stimmt die Anzahl von Pixel in dem Ultraschallbild mit der Anzahl von Ultraschallstrahlen überein.
  • Wie vorstehend erläutert, stimmen in dem in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung gewonnenen Ultraschallbild die Richtungen der Ultraschallstrahlen mit den Richtungen von Betrachtungslinien für die Bilddarstellung überein. Mit anderen Worten ist das Ultraschallbild äquivalent zu einem Bild, das unter Verwendung eines Ultraschallstrahls als Betrachtungslinie gewonnen wird. Es kann deshalb ein stereoskopisches Ult raschallbild erzeugt werden, das im wesentlichen einem Bild entspricht, das durch Betrachten des dreidimensionalen Bereichs (Objekts) aus einem Blickpunkt gewonnen wird, ausgehend von dem die Ultraschallstrahlen emittiert werden.
  • Da die Echodaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen immer dann verarbeitet werden, wenn das Echo des Ultraschallstrahls empfangen wird, können Helligkeitswertdaten für die jeweiligen Ultraschallstrahlen sequenziell erzeugt werden. Mit diesem Ergebnis kann ein Ultraschallbild des bereits abgetasteten Teils des dreidimensionalen Bereichs nahezu gleichzeitig mit der Verschiebung (Abtastung) der Ultraschallsonde erzeugt werden. Dies wiederum erlaubt es, dass ein Ultraschallbild von dem dreidimensionalen Bereich nahezu gleichzeitig mit einer Beendigung der Verschiebung (Abtastung) der Sonde erzeugt wird. Dies beseitigt die Notwendigkeit zum Aufzeichnen einer enormen Menge dreidimensionaler Daten in einem Speicher, wie etwa einem Geometriespeicher, und das erneute Lesen derselben aus dem Speicher für die Bilderzeugung, wodurch ein stereoskopisches Ultraschallbild für den dreidimensionalen Bereich auf Echtzeitbasis erzeugt werden kann. Auf diese Weise kann die Zeit stark verkürzt werden, die zum Erzeugen eines dreidimensionalen Bilds erforderlich ist. Da keine zusätzliche Echodatenspeicher, wie etwa ein Geometriedatenspeicher, erforderlich sind, ist es ferner möglich, die Anzahl von Teilen zu reduzieren und dadurch eine praktikable Ultraschalldiagnosevorrichtung bereit zu stellen, die in der Lage ist, ein stereoskopisches (dreidimensionales) Ultraschallbild zu erzeugen, und zwar mit relativ geringen Kosten.
  • (3) Erzeugung eines stereoskopischen transparenten Bilds- Volumendarstellung
  • Nunmehr wird das Prinzip der Volumendarstellungstechnik (Volumen-Rendering-Technik) erläutert, die zur Erzeugung eines stereoskopischen transparenten Bilds verwendet wird. Ausgeführt wird dies durch den stereoskopischen Bilddatengenerator 37, dem Bildprozessor 38 und den Opazitätseinsteller 44, wie in 1 gezeigt.
  • Wie früher erläutert, ist es möglich, in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung nicht nur ein stereoskopisches Oberflächenbild eines Objekts anzuzeigen, das in einem dreidimensionalen Bereich zu liegen kommt, sondern auch ein stereoskopisches transparentes Bild des Objekts, ähnlich einem Röntgenstrahlbild, falls dies erforderlich ist (durch die Erfinder als "Volumenmodusbild" bezeichnet). Die Daten, die zur Erzeugung derartiger stereoskopischer Bilder verwendet werden, werden erzeugt durch Anwenden einer Volumendarstellungstechnik, die auf dem Gebiet der Computerbildverarbeitung genutzt wird, und zwar auf einem Ultraschallbildverarbeitungsvorgang mit den Eigenschaften, die für die Ultraschallwellen spezifisch sind. Das Prinzip, das der Volumendarstellung zugrunde liegt, wird zunächst unter Bezug auf 4, 5 und 6 erläutert.
  • In diesen Zeichnungen zeigt 4 eine Darstellung zur Erläuterung einer Beziehung zwischen einer Menge an eingegebenem Licht und einer Menge an ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20, und 5 zeigt eine Darstellung zur Erläuterung einer Lumineszenzlänge in jeden Voxel 20.
  • Mehr im Einzelnen zeigen 4 und 5 das Konzept eines Voxels 20. Dabei wird bemerkt, dass ein [1] Voxel 20 einem [1] Echodatum entspricht, das durch A/D-Wandlung eines Echosignals gewonnen wird, das von einem Echo eines Ultraschall strahls gewonnen wird. Mit anderen Worten ist ein Voxel 20 als Volumenelement in einem von mehreren Abtastpunkten definiert. Der Abtastpunkt ist in Übereinstimmung mit einem [1] Zyklus der A/D-Wandlungsrate des A/D-Wandlers 36 (in 1 gezeigt) festgelegt, der synchron zu einem Abtasttakt arbeitet, wie nachfolgend näher erläutert. Das heißt, das Voxel 20 kann als jeweils einer von mehreren Abtastpunkten verstanden werden, die entlang der Strahlprojektionsrichtung positioniert sind. Nachfolgend wird auf Echodaten in jedem Voxel als "normalisierte Echodaten" Bezug genommen.
  • In der Anwendung der Volumendarstellungstechnik auf eine Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung wird deshalb in Betracht gezogen, dass ein Ultraschallstrahl eine Reihe einer Anzahl von Voxel darstellt, und von einer Ultraschallwelle wird angenommen, dass sie äquivalent zu Licht ist. Mit anderen Worten werden erfindungsgemäß Echos von Ultraschallwellen als Bild unter der Annahme visualisiert, dass die Ultraschallwellen durch Licht ersetzt sind.
  • 4 zeigt jeweilige Voxel 20 i-l bis LLAST. Ein durch Verarbeiten einer Anzahl von Voxeln eines Ultraschallsstrahls in sequenzieller Weise ausgehend von einem ersten (anfänglichen) Voxel 20 entspricht einem Helligkeitswert P(x, y) von einem [1] Pixel in dem Ultraschallbild 100 auf dem Anzeigebildschirm.
  • In Übereinstimmung mit der Volumendarstellungstechnik werden deshalb eine Opazität α Und eine Transparenz (1 – α) für jedes Voxel 20 definiert. In diesem Fall korreliert die Opazität α mit der willkürlichen Luminanz von Licht in einem Voxel 20 zu seiner Umgebung, wie in 5 gezeigt. Andererseits korre liert die Transparenz (1 – α) zur Transmissionsrate der Ultraschallwelle in einem Voxel 20, ausgesendet von dem unmittelbar vorausgehenden Voxel 20. In dieser Ausführungsform ist die Opazität α in einem Bereich zwischen null [0] und eins [1] gewählt. Das heißt, 0 ≤ α ≤ 1. In der vorliegenden Erfindung ist die Opazität α als Funktion von Echodaten (normalisierten Echodaten) definiert und kann deshalb beispielsweise durch die folgende Gleichung (1) dargestellt werden: α = β × eγ (1)
  • e bezeichnet dabei einen Wert (eine Größe) von Echodaten (normalisierten Echodaten), und β bezeichnet eine Konstante (einen Opazitätseinstellkoeffizienten). Für γ wird ein Wert, bevorzugt größer als eins [1], beispielsweise zwei [2] oder drei [3] eingesetzt. Hierdurch variiert die Opazität α nicht linear in Bezug auf den Wert e der normalisierten Echodaten. Dies bedeutet, dass die Opazität α in Reaktion auf den Wert (die Größe) der normalisierten Echodaten variiert. In diesem Fall korreliert der Wert (die Größe) der Opazität α mit der Diffusion/Streuung einer Ultraschallwelle in die Umgebung. Der Wert (die Größe) der Transparenz (1 – α) korreliert außerdem mit der Übertragungsrate bzw. Aussenderate der Ultraschallwelle. In diesem Fall ist die Konstante β so gewählt, dass sie eine Variable ist.
  • Wie in 4 gezeigt, sind für ein i-tes Voxel 20 eine Menge an eingegebenem Licht CIN1 und eine Menge an ausgegebenem Licht COUT1 definiert. In diesem Fall ist die Menge des eingegebenen Lichts CIN1 gleich einer Menge des ausgegebenen Lichts COUTi-1 eines (i – 1)-ten Voxels 20, das unmittelbar dem i-ten Voxel 20 vorausgeht. Diese Beziehung kann deshalb durch die nachfolgende Gleichung (2) dargestellt werden: CIN1 = COUTi-1 (2)
  • Es wird bemerkt, dass hier CIN1 = 0 für ein erstes Voxel steht.
  • Für jedes Voxel sind auf Grundlage der vorstehend erläuterten Opazität α und Transparenz (1 – α) eine Lumineszenzmenge und eine Menge an durchgelassenem Licht definiert. Eine Lumineszenzmenge des i-ten Voxels 20 ist deshalb als Produkt zwischen der Opazität α1 und normalisierten Echodaten e1 definiert, das heißt, α1 × e1. Eine Menge von dem durchgelassenen Licht des i-ten Voxels 20 ist außerdem als Produkt einer Transparenz (1 – α1) und einer Menge an ausgegebenem Licht CIN1 definiert, das heißt, (1 – α1) × CIN1. In diesem Fall entspricht die Lumineszenzmenge dem Grad des Beitrags des Voxels 20 zu einem Helligkeitswert P(x, y) eines Ultraschallstrahls in dem entsprechenden Pixel. Der Wert einer Menge von dem durchgelassenen Licht entspricht außerdem der Transmissionsrate einer Ultraschallwelle in einem i-ten Voxel 20, wenn das Voxel als Übertragungsmedium einer Ultraschallwelle angesehen wird. Wenn der Wert der Transparenz (1 – α1) in einem Voxel 20 größer ist, wird deshalb der letztendliche Beitrag der Echodaten des Voxels 20 zu dem Helligkeitswert P(x, y) ebenfalls größer.
  • 6 zeigt eine Darstellung einer Menge von ausgegebenem Licht in jedem Voxel 20. Wie in 6 gezeigt, werden die Lumineszenzmenge αi × ei und die Menge an dem durchgelassenen Licht (1 – αi) × CINi im i-ten Voxel 20 zusammenaddiert, wie in der nachfolgenden Gleichung (3) gezeigt, um eine Menge an ausgegebenem Licht COUTi im i-ten Voxel 20 zu ermitteln. COUT1 = (1 – α1) × CINi + αi × ei (3)
  • In der Gleichung (3) ergibt sich aus Gleichung (2) CIN1 = COUT1-1. Dies bedeutet, dass das Berechnungsergebnis der Menge an ausgegebenem Licht in einem vorgehenden Voxel desselben im aktuellen Voxel genutzt wird.
  • Während die Verarbeitung für ein erstes Voxel und seine nachfolgenden Voxel sequenziell in Übereinstimmung mit der Gleichung (3) ausgeführt wird, wird die Opazität α1 in jedem der Voxel 20 summiert. Wenn die Summe Σαi eins [1] erreicht, kann die Verarbeitung außerdem beendet werden. Die Verarbeitung endet vorliegend außerdem dann, wenn die Verarbeitung des Voxel LLAST erreicht, bei dem es sich um das letzte Voxel oder ein Voxel handelt, das einer vorgewählten Tiefe entspricht. Das heißt, eine Endermittlungsbedingung für die Bearbeitung ist durch die nachfolgende Gleichung (4) festgelegt: Σαi = 1 oder i = LLAST (4)
  • Das Verarbeitungsende bei Erfüllung der Endfestlegungsbedingung Σαi = 1 in der Gleichung (4) bedeutet, dass die Verarbeitung beendet wird, wenn der kumulative Wert der Opazität α1 in jedem Voxel 20 eins [1] erreicht. Selbstverständlich kann die Endfestlegungsbedingung der Gleichung (4) so geändert werden, dass sie einer speziellen Situation entspricht. Beispielsweise kann ein vorbestimmter Endfestlegungswert K, bei dem es sich um eins [1] in diesem Fall handelt, zum Wäh len eines Maximums der Summe Σαi in eine beliebige andere Zahl geändert werden.
  • In dieser Ausführungsform wird davon ausgegangen, dass die Menge an ausgegebenem Licht COUTi im Voxel 20 zu einem Zeitpunkt, wenn die Endfestlegungsbedingung erfüllt ist, als Helligkeitswertdaten des Ultraschallstrahls betrachtet, das heißt, als Helligkeitswert P(x, y) in dem entsprechenden Pixel in einem Ultraschallbild. Die vorstehend erläuterte Verarbeitung wird daraufhin außerdem für die Echodaten für nachfolgend empfangene Ultraschallstrahlen ausgeführt. Eine derartige Verarbeitung wird fortgesetzt, bis sie für sämtliche Ultraschallstrahlen beendet ist, die in einem dreidimensionalen Bereich emittiert werden.
  • Wie in Gleichung (3) zum Ausdruck kommt, reflektiert der Helligkeitswert P(x, y) im Pixel in dem Ultraschallbild auf dem Anzeigebildschirm die Werte sämtlicher normalisierter Echodaten e eines Ultraschallstrahls ausgehend von einem ersten Voxel zu einem Voxel, das als Ende beurteilt wird. Im Gegensatz zu einem lediglich einfachen kumulativen Wert von Echodaten, wie in dem vorstehend erläuterten Stand der Technik, reflektiert der Helligkeitswert, der in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung gewonnen wird, sowohl Streuung (Diffusion) wie Absorption einer Ultraschallwelle in jeweiligen Voxeln. Damit kann in effektiver Weise ein stereoskopisches transparentes Ultraschallbild mit einem Gefühl für Tiefe (mit einem stereoskopischen Gefühl) und Transparenz erzeugt werden, wie etwa ein Bild, das durch Licht gebildet wird, das ausgehend von einer Lichtquelle emittiert und durch jeweilige Voxel durch Streuung und Absorption hindurchgeschickt wird. Außerdem kann ein Teil mit unklarer Grenze visualisiert wer den, das heißt, einer Grenze von Geweben, deren akustisch Impedanzen sich nicht voneinander unterscheiden.
  • In Verbindung mit der Anwendung der erfindungsgemäßen Volumendarstellungsqualität wird bemerkt, dass eine Bildverarbeitungstechnik unter Nutzung einer derartigen Volumendarstellungstechnik in einer Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung bereits angewendet worden ist (siehe beispielsweise IEEE Computer Graphics and Applications, Band 8, Nummer 5, Mai 1988, Seiten 29-37). Da eine Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung jedoch ein Objekt mit quantitativen CT-Werten ungeachtet der Richtung eines projizierten Röntgenstrahls ermittelt, ist sie nicht in der Lage, ein stereoskopisches Bild unter Nutzung der ermittelten Daten, so wie sie sind, zu erzeugen. Aus diesem Grund ist es im Fall einer Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung zur Erzeugung eines stereoskopischen Bilds erforderlich, eine virtuelle Lichtquelle (einen Blickpunkt) vorab zu wählen und daraufhin die ermittelten Daten unter der Annahme zu verarbeiten, dass das Objekt ausgehend von dem Blickpunkt betrachtet wird, und zwar unter Verwendung eines komplexen Algorithmus.
  • Im Gegensatz zu der Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung umfassen Vorrichtungen unter Verwendung von Ultraschallwellen die nachfolgend angeführten Merkmale. Im Fall der 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 zu der Ultraschallstrahlrichtung geneigt verläuft. Eine Reflektion ausgehend von einem harten Teil erzeugt ein starkes Echo, während eine Reflektion ausgehend von einem weichen Teil ein schwaches Echo erzeugt.
  • In Bildverarbeitungsvorrichtungen unter Verwendung von Ultraschallstrahlen mit den vorstehend genannten Eigenschaften reflektieren deshalb gewonnene Daten, das heißt, die normalisierten Echodaten, die das Merkmal und die Eigenschaft eines Gewebes sowie die Richtung eines Ultraschallstrahls in Bezug auf ein Objekt, das heißt, einen Winkel, der zwischen der Richtung einer Betrachtungslinie und der Oberfläche des Objekts gebildet ist. In Bildverarbeitungsvorrichtungen unter Verwendung von Ultraschallwellen kann deshalb ein Bild mit stereoskopischem Effekt (mit Tiefengefühl) unter Verwendung der gewonnenen Echodaten, so wie sie sind, problemlos erzeugt werden. Die Anwendung einer Volumendarstellungstechnik auf Bildverarbeitungsvorrichtungen hat insbesondere den Vorteil, dass auf Grundlage eines relativ einfachen Algorithmus ein stereoskopisches transparentes Bild mit Tiefengefühl problemlos erzeugt werden kann, das durch Vorrichtungen und Verfahren gemäß dem Stand der Technik bislang nicht erzielbar war.
  • (4) Schaltungskonfiguration für die Volumendarstellung
  • 7 zeigt ein Blockdiagramm unter Darstellung eines konkreten Beispiels einer Schaltungskonfiguration des in 1 gezeigten Bildprozessors 38. Wie in 7 gezeigt, werden normalisierte Echodaten ei in einem i-ten Voxel 20, die bereits A/D-gewandelt worden sind, sequenziell in den Bildprozessor 38 eingegeben. Die eingegebenen Echodaten ei werden zunächst durch eine Verriegelungsschaltung 50 verriegelt und daraufhin in einen Lumineszenzmengenoperator 52, einen Opazitätsoperator 54 und einen Transparenzoperator 56 eingegeben. Der Lumineszenzmengenoperator 52 umfasst einen Multiplizierer 58. Der Multiplizierer 58 berechnet die Lumineszenzmenge als Produkt e × α durch Multiplizieren normalisierter Echodaten mit einer Opazität α in jedem Voxel 20. In dieser Ausfüh rungsform umfasst der Opazitätsoperator 54 einen α-ROM. Der α-ROM enthält eine Tabelle mit Daten betreffend eine entsprechende Beziehung zwischen den normalisierten Echodaten e und der Opazität α in jedem Voxel 20. In ähnlicher Weise umfasst der Transparenzoperator 56 einen (1 – α)-ROM, der eine Tabelle mit Daten enthält, die eine entsprechende Beziehung zwischen den normalisierten Echodaten e und der Transparenz (1 – α) in jedem Voxel 20 aufweist.
  • Wenn die normalisierten Echodaten ei eines i-ten Voxels 20 in den Opazitätsoperator 54 eingegeben werden, gibt folglich 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 ferner der Transparenzoperator 56 Transparenz (1 – αi) im Voxel 20 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 Abtasttakt versorgt. Dieser Abtasttakt wird außerdem dem A/D-Wandler 36, der in 1 gezeigt ist, zur A/D-Wandlung zugeführt. Hierdurch veranlasst dieser Abtasttakt, dass andere, in 7 gezeigte, Schaltkreise synchron zu dem A/D-Wandler arbeiten. Dies erlaubt es, dass normalisierte Echodaten e in jedem Abtastpunkt, das heißt, normalisierte Echodaten e, in jedem Voxel 20 sequenziell verarbeitet werden.
  • Das Ausgangssignal bzw. der Ausgang des Transparenzoperators 56 wird einem Operator 66 für eine hindurchgelassene Lichtmenge zugeführt, der einen Multiplizierer 68 umfasst. Der Multiplizierer 68 multipliziert eine Transparenz (1 – αi), die von dem Transparenzoperator 56 ausgegeben wird, mit einer Menge an ausgegebenem Licht COUTi-1 des unmittelbar vorausgehenden (i – 1)-ten Voxels 20, das durch die Verriegelungsschaltung 62 verriegelt ist. Insbesondere gibt der Operator 66 für eine durchgelassene Lichtmenge eine Menge an durchgelassenem Licht als Produkt CINi × (1 – αi) durch Multiplizieren einer Menge an eingegebenem Licht CINi des i-ten Voxels durch eine Transparenz (1 – αi) im Voxel 20 aus.
  • Ein Lichtmengenaddierer 70, der aus einem Addierer 72 erstellt ist, addiert die Menge an Lumineszenz zu der Menge an durchgelassenem Licht auf Grundlage der Gleichung (3), um die Summe als Menge an ausgegebenem Licht COUTi im i-ten Voxel 20 auszugeben. Die Menge an ausgegebenem Licht COUTi, die von dem Lichtmengenaddierer 70 ausgegeben wird, wird einer Verriegelungsschaltung 74 zugeführt, die eine Gatterfunktion aufweist, und der Verriegelungsschaltung 62. Das heißt, die Menge an ausgegebenem Licht in einem i-ten Voxel 20 wird über die Verriegelungsschaltung 62 dem Operator 66 für eine durchgelassene Lichtmenge rückgekoppelt, um eine Menge an ausgegebenem Licht in einem unmittelbar nachfolgenden (i + 1)-ten Voxel 20 zu berechnen.
  • Ein Endfestlegungsabschnitt 77 ermittelt ein Ende der vorstehend erläuterten Verarbeitung, die entlang der Projektionsrichtung eines Ultraschallstrahls durchgeführt wird, das heißt, einer Serie von Voxeln. Mehr im Einzelnen umfasst der Endfestlegungsabschnitt 77 einen Addierer 76, eine Verriegelungsschaltung 60 und einem Komparator 78. Der Addierer 76 empfängt sequenziell Opazität α jeweiliger Voxel 20 an seinem Eingang, während der Addierer 76 an seinem anderen Eingangsanschluss ein Ausgangssignal von dem Addierer 76 in rückgekoppelter Art über die Verriegelungsschaltung 60 empfängt. Diese Konfiguration erlaubt es, dass der Addierer 76 von seinem Eingangsanschluss einen kumulativen Wert Σαi ausgibt, bei dem es sich um die Summe der Opazität α in jedem Voxel 20 handelt, sequenziell summiert ausgehend von einer Opazität in einem ersten Voxel 20.
  • Der Komparator 78 vergleicht den kumulativen Wert Σαi mit einem vorbestimmten Endfestlegungswert K. Wenn beide Werte übereinstimmen, gibt der Komparator 78 einen Endfestlegungsimpuls aus. Insbesondere gibt der Endfestlegungsabschnitt 77 einen Endfestlegungsimpuls aus, wenn der kumulative Wert Σαi, der durch Addieren der Opazität α der jeweiligen Voxel in sequenzieller Weise gewonnen wird, den vorbestimmten Enderfassungswert K erreicht. Der wert K wird üblicherweise mit eins [1] gewählt.
  • Der Enderfassungsimpuls wird dem AND-Gatter 64 zugeführt, nachdem er durch einen Inverter an einem seiner Eingangsanschlüsse invertiert worden ist, und der Endfestlegungsimpuls stoppt einen Hindurchgang bzw. ein Durchlaufen des Abtasttakts. Der Endfestlegungsimpuls wird ferner der Verriegelungsschaltung 74 zur Freigabe einer Verriegelung einer Menge an ausgegebenem Licht COUTi der Voxel 20 zugeführt, die von dem Lichtmengenaddierer 70 ausgegeben wird.
  • Die Menge an ausgegebenem Licht COUTi wird zu den Helligkeitswertdaten des Ultraschallstrahls, die einem Helligkeitswert P(x, y) in einem Pixel in einem Ultraschallbild auf einem Anzeigebildschirm entsprechen. In diesem Hinblick wird bemerkt, dass das Pixel eine Helligkeitswert P(x, y) für den entsprechenden Ultraschallstrahl hält, dessen Echodaten wie vorste hend erläutert verarbeitet worden sind. Die derart erzeugten Helligkeitswertdaten werden daraufhin dem DSC 28 sequenziell zugeführt. In dem DSC 28 werden die Helligkeitswertdaten für jeden der Ultraschallstrahlen in einer vorbestimmten Adresse eines Vollbildspeichers sequenziell gespeichert.
  • Nicht nur dann, wenn die vorstehende Verarbeitung für sämtliche Voxel ausgeführt worden ist, einschließlich dem Voxel 20 eines Ultraschallstrahls, wie vorstehend erläutert, sondern auch dann, wenn die vorstehend erläuterte Verarbeitung für die jeweiligen Voxel ausgeführt worden ist, die dem Voxel 20 entsprechend einer vorher bestimmten Tiefe entlang der Strahlrichtung entspricht, stoppt der Endfestlegungsabschnitt 77 die Verarbeitung von Echodaten in ähnlicher Weise, wie vorstehend erläutert. Der Endfestlegungsabschnitt 77 ermittelt insbesondere ein Verarbeitungsende, wenn die Verarbeitung ein Voxel einer vorher bestimmten Tiefe (oder ein letztes Voxel) erreicht, oder wenn die Summe Σαi einer Opazität αi in den jeweiligen Voxels 20 sequenziell summiert ausgehend von einem ersten Voxel 20, den vorbestimmten Endfestlegungswert K erreicht, der üblicherweise mit eins [1] gewählt ist.
  • In dem Fall, dass jeweilige Werte der Opazität α von Voxeln auf einem Ultraschallstrahl (einer Sichtlinie), die sequenziell addiert werden sollen, ausreichend groß sind, stoppt der Endfestlegungsabschnitt 77 die Verarbeitung in einer relativ frühen Stufe, um beispielsweise ein transparentes Bild lediglich bis zur Gewebeoberfläche zu erzeugen, anstatt in das Gewebeinnere hinein. Wenn mit anderen Worten eine Opazitätsveränderungseinheit zum Verändern bzw. Variieren des Opazitätswerts zusätzlich vorgesehen ist, kann für die Opazität α in Bezug auf die normalisierten Echodaten e ein gewünsch ter Wert gewählt werden, der als variabler Faktor für die Endfestlegungsbedingung des Endfestlegungsabschnitts 77 genutzt wird.
  • Auf diese Weise kann das angezeigte stereoskopische Bild des Objekts ausgehend von dem stereoskopischen transparenten Bild des Objekts in sein stereoskopisches Oberflächenbild gegebenenfalls geändert werden durch Einstellen oder Variieren bzw. Verändern des Werts der Opazität in geeigneter Weise.
  • In Übereinstimmung mit der in 7 gezeigten Schaltungskonfiguration startet die nachfolgende Verarbeitung der Voxel 20 in jedem von mehreren Ultraschallstrahlen, wie vorstehend erläutert, ausgehend von dem ersten Voxel 20 entlang der Strahlprojektionsrichtung. Eine Menge an ausgegebenem Licht COUTi im i-ten Voxel 20, ausgegeben von einem Lichtmengenaddierer 70, wird deshalb sequenziell zur Berechnung einer Menge an ausgegebenem Licht COUTi-1 in einem unmittelbar folgenden (i + 1)-ten Voxel 20 in Art einer Rückkopplung genutzt. Mit anderen Worten werden beim Berechnen einer Menge an ausgegebenem Licht COUTi in einem i-ten Voxel 20 die Echodaten der vorausgehenden Voxel dorthin reflektiert. Infolge hiervon werden in den Helligkeitswertdaten des Ultraschallstrahls, entsprechend der Menge an ausgegebenem Licht COUT, die Echodaten der jeweiligen Voxel des Ultraschallstrahls reflektiert und die derart gewonnenen Helligkeitswertdaten werden als Helligkeitswert P(x, y) für ein Pixel entsprechend dem Ultraschallstrahl genutzt. Die Helligkeitswertdaten P(x, y) werden sequenziell in einer vorbestimmten Adresse in dem Vollbildspeicher des DSC 28 als Helligkeitswert P(x, y) des entsprechenden Pixels gespeichert.
  • Bei Beendigung der Verarbeitung des Ultraschallstrahls, wie vorstehend angesprochen, startet die Verarbeitung für einen nächsten Ultraschallstrahl. Wenn die vorstehend erläuterte Verarbeitung für sämtliche der Ultraschallstrahlen ausgeführt worden ist, werden die Helligkeitswertdaten für die Ultraschallstrahlen in vorbestimmten Adressen des Vollbildspeichers als Helligkeitswerte in den entsprechenden jeweiligen Pixeln gespeichert, von denen ein einziges Vollbild eines Ultraschallbilds für den dreidimensionalen Bereich erzeugt wird. Daraufhin werden die Helligkeitswertdaten aus dem Vollbildspeicher in dem DSC 28 sequenziell ausgelesen, um das Ultraschallbild auf dem Anzeigebildschirm 42 anzuzeigen.
  • In dieser Ausführungsform wird ferner die Opazität α in Übereinstimmung mit der Gleichung (2) ermittelt, und der Opazitätseinstellkoeffizient β in der Gleichung (1) kann eingestellt werden durch den Opazitätseinsteller 44, wie vorstehend erläutert. Durch geeignetes Einstellen des Opazitätseinstellers 44 ist es dadurch möglich, einen Schwerpunkt auf entweder den transparenten Effekt oder den stereoskopischen Effekt eines stereoskopischen Ultraschallbilds einzustellen sowie die Tiefe eines stereoskopischen transparenten Bilds. Eine derartige Einstellung kann durch Einstellen eines Einstellers, wie etwa eines Wahlrads oder eines Hebels, durch eine Bedienperson ausgeführt werden, während diese das Bild betrachtet, das auf einem Bildschirm in Echtzeit angezeigt wird.
  • (5) Vorteil der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung
  • Das Ultraschallbild, das durch die vorstehend erläuterte Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung ausgebildet wird, ist vorteilhaft beim Diagnostizieren eines lebenden Körpers bzw. Lebewesens, da es in ein stereoskopisches Oberflächenbild eines Objekts ausgebildet ist, wie etwa eines Organs oder eines Fötus, oder in ein stereoskopisches transparentes Bild zur Anzeige des Inneren des Objekts ähnlich einem Röntgenstrahlbild. Da die jeweiligen Ultraschallstrahlen, die in Richtung auf den dreidimensionalen Bereich emittiert werden, den jeweiligen Pixeln in einem Ultraschallbild des dreidimensionalen Bereichs entsprechen, kann in Übereinstimmung mit der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung die Anzahl der zu verarbeitenden Daten zur Gewinnung des Ultraschallbilds verringert werden. 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 in effektiver Weise genutzt werden, kann außerdem ein derartiges dreidimensionales Ultraschallbild auf Echtzeitbasis erzeugt werden.
  • In der vorstehend erläuterten Schaltungskonfiguration ist sowohl der Opazitätsoperator 54 wie der Transparenzoperator 56 aus einem individuellen bzw. einzelnen ROM gebildet. In der vorstehend erläuterten Vorrichtung unter Nutzung eines binären digitalen Schaltkreises können jedoch diese ROMs durch einen einzigen gemeinsamen ROM ersetzt sein. In dieser Modifikation wird der Ausgang des gemeinsamen ROM invertiert, um ein Komplement von eins [1] zu erhalten, und eine Transparenz (1 – α) wird auf Grundlage des Ausgangssignals von dem ROM berechnet. Mehr im Einzelnen wird eine Transparenz (1 – αi) gewonnen durch Subtrahieren einer Opazität αi von eins [1], die von dem α-ROM ausgegeben wird.
  • Obwohl die vorstehend erläuterte Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung in der Gleichung (4) eins [1] als vorbe stimmten Endfestlegungswert K nutzt, kann auch eine Einrichtung zum Variieren bzw. Verändern dieses Werts K vorgesehen sein. Wenn eine derartige Einrichtung vorgesehen ist, kann die Bildqualität eines Ultraschallbilds eingestellt werden, während das Ultraschallbild auf einem Bildschirm beobachtet wird, das in Echtzeit erzeugt wird.
  • In der vorstehend erläuterten Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung stimmt der Blickpunkt, ausgehend von dem ein Objekt angenommenerweise betrachtet wird, mit dem Punkt überein, ausgehend von dem Ultraschallstrahlen in Richtung auf das Objekt emittiert werden. Die erfindungsgemäße Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung ist jedoch in keiner Weise auf eine derartige Struktur beschränkt. Vielmehr kann der Blickpunkt mit einem anderen Punkt als dem Strahlemissionspunkt gewählt werden. In einem derartigen Fall wird ein weiterer Algorithmus ähnlich einen solchen, der in der Röntgenstrahl-CT-Vorrichtung durchgeführt wird, zusätzlich ausgeführt zur Erzeugung eines dreidimensionalen Bilds, von den angenommen wird, dass es ausgehend von dem Blickpunkt betrachtet wird.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
  • Wie vorstehend angesprochen, besteht das Merkmal der vorliegenden Erfindung darin, eine Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung bereitzustellen, die dazu geeignet ist, gleichzeitig ein stereoskopisches Ultraschallbild von einem Objekt in einem dreidimensionalen Bereich und ein zugeordnetes tomografisches Bild (B-Modus-Bild) des Objekts anzuzeigen. Das stereoskopische Ultraschallbild wird auf Echtzeitbasis durch eine einzigartige Ultraschallbildverarbeitungstechnik erzeugt, die vorstehend erläutert ist, während das B-Modus-Bild so wie bislang verwendet wird.
  • Die vorliegende Erfindung wird nunmehr mehr im Einzelnen unter Bezug auf ihre bevorzugten Ausführungsformen erläutert. In diesem Hinblick wird bemerkt, dass die nachfolgend angeführten Ausführungsformen als Beispiele für den Fall erläutert werden, dass die vorliegende Erfindung auf einer Ultraschalldiagnosevorrichtung bzw. einem derartigen -gerät zur Anwendung gelangt. Die Anwendung der vorliegenden Erfindung ist jedoch nicht auf ein derartiges Ultraschalldiagnosegerät beschränkt.
  • 8 zeigt eine Darstellung eines Beispiels der angezeigten Bilder, die in Übereinstimmung mit der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung der ersten Ausführungsform bereitgestellt werden.
  • In der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung der ersten Ausführungsform kann ein stereoskopisches Ultraschallbild (ein stereoskopisches Oberflächenbild bzw. ein stereoskopisches transparentes Bild, die als "Volumenmodusbild" bezeichnet werden) von einem Objekt in einem dreidimensionalen Bereich angezeigt werden, erzeugt auf Echtzeitbasis, sowie ein zugeordnetes tomografisches Bild (B-Modus-Bild) des Objekts auf einem Bildschirm, und zwar gleichzeitig. Wenn die Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung in einem Ultraschalldiagnosegerät verwendet wird, wie in 8 gezeigt, können insbesondere ein stereoskopisches Bild (Volumenmodusbild) eines Objekts (z. B. ein Fötus), das in einem dreidimensionalen Bereich (z. B. einem lebenden Körper) angeordnet ist, und ein B-Modus-Bild des Objekts (Fötus) auf einem einzigen Bild schirm gleichzeitig in kontrastierender Weise angezeigt werden.
  • In dieser ersten Ausführungsform ist deshalb außerdem ein spezielles Merkmal vorgesehen, in dem eine Position einer Schnittebene für das Objekt, das mit dem B-Modus-Bild dargestellt wird, auf dem angezeigten stereoskopischen Bild frei bezeichnet werden kann. Wie in der Zeichnung gezeigt, kann insbesondere ein B-Modus-Bild des Objekts, erfasst entlang einer Schnittebene, angezeigt werden, die durch eine Linie festgelegt ist, die auf dem angezeigten stereoskopischen Bilds mittels eines Cursors frei bezeichnet wird.
  • Obwohl beide Bilder auf dem Bildschirm in dem in 8 gezeigten Beispiel angezeigt werden, können diese Bilder auch auf zwei getrennten Bildschirmen angezeigt werden. Ferner kann der Bildschirm umschaltbar erstellt werden mittels einer geeigneten Schalteinrichtung, um die Anzeige von einem der Bilder gegebenenfalls zu ermöglichen.
  • 9 zeigt ein Blockdiagramm des Gesamtaufbaus einer Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung gemäß der ersten Ausführungsform, die geeignet ist, das stereoskopische Ultraschallbild gleichzeitig gemeinsam mit dem B-Modus-Bild anzuzeigen.
  • In 9 bezeichnet die Bezugsziffer 122 eine Ultraschallsonde zum Erfassen von Daten eines dreidimensionalen Bereichs. Die Ultraschallsonde 122 ist mit einem Ultraschallübertrager zum Senden und Empfangen von Ultraschallstrahlen in den und aus dem dreidimensionalen Bereich versehen. Die Ultraschallsonde 122 und der Übertrager werden durch einen Abtastmechanismus 124 getrieben. So wie in dem in 1 gezeigten Beispiel wird ein linearer Arrayultraschallübertrager in der Ultraschallsonde 122 genutzt. Selbstverständlich kann auch ein konvexer Ultraschallübertrager oder dergleichen verwendet werden. Der Ultraschallübertrager führt eine elektronische Abtastung (lineares Abtasten oder Sektorabtasten) durch, und mit Hilfe dieses Ergebnisses wird eine Abtastebene 100 in einer X-Y-Ebene gebildet, wie in 2A gezeigt.
  • In 9 bezeichnet die Bezugsziffer 130 einen Sende- und Empfangsabschnitt. Der Sende- und Empfangsabschnitt 130 dient zum Zuführen eines Sendesignals zu einem Ultraschallübertrager und zum Aussenden von Ultraschallwellen und daraufhin zum Verarbeiten von Echosignalen, die auf Grundlage von Echos der ausgesendeten Ultraschallstrahlen gewonnen werden, die durch den Ultraschallübertrager empfangen werden. Obwohl in der Figur nicht gezeigt, werden die Echosignale durch einen Verstärker verstärkt, und zwar so wie im in 1 gezeigten Fall, woraufhin die Echosignale durch einen LOG-Verstärker logarithmisch verstärkt werden. Daraufhin werden die Echosignale einem tomografischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 136 und einem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 138 zugeführt, nachdem sie durch einen A/D-Wandler A/D-gewandelt worden sind, der in den Zeichnungen nicht gezeigt ist.
  • Wie vorstehend angesprochen, erzeugt der tomografische Bilddatenerzeugungsabschnitt 136 tomografische Bilddaten, die entlang einer Schnittebene erhalten werden, die auf dem angezeigten stereoskopischen Bild mittels eines Cursors frei bezeichnet werden können, so dass dieser Abschnitt als B-Modus-Bilderzeugungsabschnitt dient. Dieser B-Modus-Bilderzeugungsabschnitt 136 erlaubt die Erzeugung eines B-Modus-Bilds, erfasst entlang der Schnittebene, die auf dem angezeigten stereoskopischen Bild mittels der Cursorlinie frei bezeichnet werden kann. Insbesondere wird das B-Modus- Bild auf Grundlage der Echodaten auf der Schnittebene erzeugt. Der B-Modus-Bilderzeugungsabschnitt 136 ist von bekanntem Aufbau und umfasst eine bekannte Schaltung.
  • Der stereoskopische Bilddatenerzeugungsabschnitt 138 erzeugt stereoskopische Bilddaten auf Grundlage des vorstehend erläuterten Prinzips. Obwohl in der Zeichnung nicht gezeigt, enthält der stereoskopische Bildprozessor 138 Schaltkreise entsprechend dem Bildgenerator 38 und dem Opazitätseinsteller 40, die in 1 gezeigt sind.
  • Der Bildverarbeitungsabschnitt des stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitts 138 entspricht dem Bildprozessor 38 des stereoskopischen Bilddatengenerators 37, der im Blockdiagramm von 1 gezeigt ist, weshalb er eine Schaltkreiskonfiguration entsprechend derjenigen aufweist, die in 7 gezeigt ist. Die detaillierte Erläuterung des stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitts 138 erübrigt sich deshalb.
  • Tomografische Bilddaten, die von dem tomografischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 136 ausgegeben werden, und stereoskopische Bilddaten, die von dem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 138 ausgegeben werden, werden in einen Anzeigesteuerabschnitt 140 eingegeben. Der Anzeigesteuerabschnitt 140 besitzt eine Anzeigebilderzeugungsfunktion und eine kombinierte Bilderzeugungsfunktion. Insbesondere erzeugt dieser Anzeigesteuerabschnitt 140 ein einziges Anzeigebild, in dem das stereoskopische Bild und das tomografische Bild (B-Modus-Bild) nebeneinander in kontrastierenden Weise kombiniert sind, wie in 8 gezeigt, und er synthetisiert außerdem die Cursorlinie, die von einem Cursorliniendatenerzeu gungsabschnitt 143 (nachfolgend näher erläutert) auf dem stereoskopischen Bild zugeführt wird.
  • Mehr im Einzelnen und wie in 10 gezeigt, enthält der Anzeigesteuerabschnitt 140 einen digitalen Abtastwandler (DSC) 140A mit einem Vollbildspeicher und einem Überlagerungsspeicher 140B. Die tomografischen Bilddaten, die von dem tomografischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 136 ausgegeben werden, und die stereoskopischen Bilddaten, die von dem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 138 ausgegeben werden, werden in den DSC 140A eingegeben, woraufhin sie in vorbestimmte Adressen des Vollbildspeichers geschrieben werden, um ein einziges Vollbild auszubilden, in dem die beiden Bilder kombiniert sind. Cursorliniendaten, die von dem Cursorliniendatenerzeugungsabschnitt 143 ausgegeben werden, werden in den Überlagerungsspeicher 140B eingegeben, und die Cursorliniendaten werden daraufhin den stereoskopischen Bilddaten in dem Vollbildspeicher überlagert.
  • Derartig ausgebildete, kombinierte Bilddaten werden durch einen (nicht gezeigten) D/A-Wandler D/A-gewandelt und daraufhin auf den Bildschirm 142 gemeinsam mit der Cursorlinie angezeigt.
  • Beginnend in 9 bezeichnet die Bezugsziffer 144 einen Abtaststeuerabschnitt zur Steuerung des Aussendens oder des Empfangs der Ultraschallwellen durch den Sende- und Empfangsabschnitt 130, und er steuert außerdem den Abtastmechanismus 124 mechanisch sowie elektronisch.
  • Die Bezugsziffer 148 bezeichnet eine Zeigeeinrichtung zum freien Bezeichnen einer Position der Schnittebene auf dem angezeigten stereoskopischen Bild auf dem Bildschirm 142. Bei spiele einer Zeigeeinrichtung umfassen einen Trackball, eine Tastatur, eine Maus und dergleichen. Die Position der Schnittebene wird durch die Zeigeeinrichtung bezeichnet, und die Positionsinformation der Position wird in den Schnittebenenpositionswahlabschnitt 146 eingegeben, woraufhin Positionsdaten bezüglich der Position der Schnittebene auf Grundlage dieser Information erzeugt werden.
  • Der Schnittebenenpositionswahlabschnitt 146 gibt die Positionsdaten aus, die die Position der Schnittebene bezeichnen, und zwar mit ihrer Adresse in der Z-Richtung. In diesem Zusammenhang wird bemerkt, dass in dieser Ausführungsform die Richtung der Cursorlinie mit der X-Richtung (der elektronischen Abtastrichtung) übereinstimmt, die in 2 gezeigt ist, und die Schnittebene ist auf der X-Y-Ebene gewählt. Die Position der Schnittebene kann deshalb durch Information betreffend die Adresse in der Z-Richtung dargestellt werden.
  • Die Positionsdaten der Schnittebene werden in den Cursorliniendatenerzeugungsabschnitt 143 eingegeben, wie vorstehend erläutert, wo die Cursorlinienbilddaten auf Grundlage der Positionsdaten erzeugt werden. Wie vorstehend angesprochen, werden die Cursorliniendaten dem Überlagerungsspeicher 140B in dem Anzeigesteuerabschnitt 140 zugeführt.
  • Die Positionsdaten der Schnittebene werden außerdem dem Abtaststeuerabschnitt 144 zur Bewegung der Ultraschallsonde 122 in die Position zugeführt, die durch die Positionsdaten angezeigt ist. Die Positionsdaten der Schnittebene werden außerdem dem tomografischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 136 zugeführt. Auf diese Weise kann das B-Modus-Bild, das entlang der Schnittebene erfasst wird, die durch die Cursorlinie bezeichnet ist, in Echtzeit gemeinsam mit dem stereoskopischen Bild gleichzeitig auf dem in 8 gezeigten, selben Bildschirm angezeigt werden.
  • In Übereinstimmung mit dem vorstehend genannten Aufbau kann durch Bezeichnen einer gewünschten Position einer Schnittebene auf dem angezeigten stereoskopischen Bild, das in Echtzeit erzeugt wird, während das derart erzeugte angezeigte stereoskopische Bild betrachtet wird, ein B-Modus-Bild angezeigt werden, das entlang der bezeichneten Schnittebene erfasst wird, und zwar gemeinsam mit dem stereoskopischen Bild gleichzeitig auf demselben Bildschirm. Wenn in diesem Fall die bezeichnete Position der Schnittebene durch die Zeigeeinrichtung bewegt wird, wird auch das B-Modus-Bild in Echtzeit in ein B-Modus-Bild in einer neuen Position der Schnittebene geändert.
  • In dieser Ausführungsform kann die Bezeichnung der Position der Schnittebene für das B-Modus-Bild unter der Bedingung ausgeführt werden, dass das stereoskopische Bild, das auf dem Bildschirm angezeigt wird, eingefroren ist. In diesem Fall werden die Daten der Schnittebene dem Abtaststeuerabschnitt 144 von dem Schnittebenenpositionswahlabschnitt 146 zugeführt, um die Ultraschallsonde 122 in die bezeichnete Position relativ zu dem Objekt zu bewegen, an dem Echos durch die Ultraschallsonde 122 erfasst werden, um auf Grundlage der erfassten Echodaten ein B-Modus-Bild zu erzeugen.
  • 11 zeigt eine Modifikation der Schaltungskonfiguration der in 9 gezeigten Ausführungsform. In dieser Modifikation wird ein Zeilenspeicher 133 zusätzlich zwischen dem Ausgang des Sende- und Empfangsanschnitts 130 und den Eingängen des tomografischen Bilddatenerzeugungsabschnitts 136 sowie dem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 138 bereit gestellt. Der Zeilenspeicher 133 ist zum Speichern von Linien- bzw. Zeilendaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen versehen, die durch den Ultraschallübertrager empfangen werden. Im Betrieb werden Linien- bzw. Zeilendaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen, die von einem dreidimensionalen Bereich reflektiert werden, sukzessive in dem Zeilenspeicher 133 reflektiert und daraufhin wird ein stereoskopisches Bild auf Grundlage der Daten erzeugt, die in dem Linienspeicher 133 gespeichert sind.
  • Wenn in dieser Modifikation eine Position der Schnittebene für das B-Modus-Bild auf dem angezeigten stereoskopischen Bild bezeichnet wird, werden Echodaten zum Ausbilden des B-Modus-Bilds aus den Daten gelesen, die in dem Zeilen- bzw. Linienspeicher 133 gespeichert sind. In dieser Modifikation ist es deshalb nicht länger erforderlich, die Ultraschallsonde 122 in die bezeichnete Position zu bewegen, wie dies bei der in 9 gezeigten Ausführungsform der Fall ist, so dass eine Zufuhr der Positionsdaten der Schnittebene ausgehend von dem Schnittebenenpositionseinstellabschnitt 146 zu dem Abtaststeuerabschnitt 144 entfällt.
  • Wie vorstehend erläutert, ist es in Übereinstimmung mit der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung der ersten Ausführungsform durch Bezeichnen einer gewünschten Position einer Schnittebene für das B-Modus-Bild auf dem angezeigten stereoskopischen Bild möglich, ein B-Modus-Bild in der bezeichneten Schnittebene in Echtzeit zu erzeugen, und es ist ferner möglich, ein derartiges B-Modus-Bild gemeinsam mit dem stereoskopischen Bild gleichzeitig auf ein und demselben Bildschirm anzuzeigen. Hierdurch kann ein diagnostizierter Teil eines Patienten durch unterschiedliche Bilder in Echtzeit beobachtet werden, wodurch die Effektivität der Diagnose verbessert wird, und wodurch eine zuverlässigere Diagnose durchführbar ist.
  • Unter Bezug auf 12 bis 14 wird nunmehr eine zweite Ausführungsform der erfindungsgemäßen Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung erläutert.
  • 12 zeigt eine Darstellung eines Beispiels eines angezeigten Bilds, das in Übereinstimmung mit der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung der zweiten Ausführungsform bereitgestellt wird.
  • Ebenso wie bei der vorstehend erläuterten ersten Ausführungsform ist es auch in der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung der zweiten Ausführungsform möglich, auf dem Bildschirm ein stereoskopisches Ultraschallbild (ein stereoskopisches Oberflächenbild oder ein stereoskopisches transparentes Bild, das als "Volumenmodusbild" bezeichnet wird) von einem Objekt in einem dreidimensionalen Bereich darzustellen, erzeugt auf Echtzeitbasis sowie in Verbindung mit einem tomografischen Bild (B-Modus-Bild) des Objekts. Wenn die Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung in einem Ultraschalldiagnosegerät zum Einsatz kommt, wie in 12 gezeigt, können ein stereoskopisches Bild (ein Volumenmodusbild) von einem Objekt (z. B. einem Fötus), das in einem dreidimensionalen Bereich (beispielsweise einem lebenden Körper) zu liegen kommt, und ein B-Modus-Bild von dem Objekt (Fötus) auf einem einzigen Bildschirm gleichzeitig in kontrastierender Weise angezeigt werden.
  • In dieser zweiten Ausführungsform gibt es ein weiteres spezielles Merkmal, das entwickelt wurde, um ein Problem zu lösen, das durch einen Nutzer eines Ultraschalldiagnosegeräts berichtet wurde, auf das die vorstehend erläuterte Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung angewendet ist. Wenn ein inneres Organ oder dergleichen durch das Ultraschalldiagnosegerät betrachtet wird, kann der Fall auftreten, dass eine Betrachtung auf Grund eines anderen Organs gestört ist, das vor oder hinten dem zu betrachtenden Organ liegt, weil dieses weitere Organ in einem stereoskopischen Bild aufscheint, das in dem Bildschirm angezeigt wird. Wenn konkreter gesagt beispielsweise ein Fötus betrachtet wird, kommt eine Plazenta an einem Ort näher an der Körperoberfläche zu liegen als der Fötus voraussichtlich auf dem angezeigten stereoskopischen Bild aufscheint. Angesichts dieses Problems besteht ein Merkmal dieser Ausführungsform darin, eine Verbesserung bereitzustellen, demnach ein Datenverarbeitungsbereich mit Echodaten zum Erzeugen eines stereoskopischen Bilds frei in dem dreidimensionalen Bereich auf Grundlage des angezeigten B-Modus-Bilds bezeichnet werden kann.
  • In diesem Hinblick wird bemerkt, dass, obwohl in dem in 12 gezeigten Beispiel beide Bilder auf demselben Bildschirm zur Anzeige gelangen, diese beiden Bilder auf zwei getrennten Bildschirmen angezeigt werden können. Ferner kann der Bildschirm so erstellt sein, dass er mittels einer geeigneten Schalteinrichtung umschaltbar ist, um entweder das eine oder das andere der Bilder gegebenenfalls anzuzeigen.
  • 13 zeigt ein Blockdiagramm des Gesamtaufbaus einer Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung gemäß der zweiten Ausführungsform, die geeignet ist, das stereoskopische Ultraschallbild gleichzeitig gemeinsam mit dem B-Modus-Bild anzuzeigen.
  • In 13 bezeichnet die Bezugsziffer 222 eine Ultraschallsonde zum Erfassen von Echos aus einem dreidimensionalen Bereich. Wie im Fall der ersten Ausführungsform ist die Ultraschallsonde 222 mit einem Ultraschallübertrager zum Senden und Empfangen von Ultraschallstrahlen zu einem und aus einem dreidimensionalen Bereich versehen. Die Ultraschallsonde 222 und der Übertrager werden durch einen Abtastmechanismus 224 getrieben bzw. angetrieben und gesteuert. Wie im Fall des in 1 gezeigten Beispiels wird ein linearer Arrayultraschallübertrager als Ultraschallübertrager dieser Ausführungsform genutzt. Selbstverständlich kann auch ein konvexer Ultraschallübertrager oder dergleichen verwendet werden. Der Ultraschallübertrager wird elektronisch abgetastet (lineare Abtastung oder Sektorabtastung), und hierdurch wird eine Abtastebene 100 in einer in 2A gezeigten X-Y-Ebene gebildet.
  • In 13 bezeichnet die Bezugsziffer 230 einen Sende- und Empfangsabschnitt. Der Sende- und Empfangsabschnitt 230 dient dazu, ein Sendesignal dem Ultraschallübertrager zuzuführen, damit dieser Ultraschallwellen aussendet, und daraufhin die Echosignale, die auf Grundlage von Echos der ausgesendeten Ultraschallwellen gewonnen werden, durch den Ultraschallübertrager zu empfangen. Obwohl in der Figur nicht gezeigt, werden vorliegend die Echosignale durch einen Verstärker verstärkt und daraufhin logarithmisch durch den LOG-Verstärker in derselben Weise wie im Fall der in 1 gezeigten Vorrichtung verstärkt. Daraufhin werden die Echosignale dem tomografischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 236 und einem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 238 zugeführt, nachdem sie durch einen A/D-Wandler 232 A/D-gewandelt worden sind. In diesem Fall wird bemerkt, dass ein Abtasttakt, erzeugt in einem Taktgenerator 235, dem A/D-Wandler 232 und dem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 238 zugeführt wird.
  • Wie im Fall der vorstehend erläuterten ersten Ausführungsform erzeugt der tomografische Bilddatenerzeugungsabschnitt 236 tomografische Bilddaten, die entlang einer Schnittebene erfasst werden, die auf dem angezeigten stereoskopischen Bild mit einer Cursorlinie frei anzeigbar ist, so dass dieser Abschnitt 236 als B-Modus-Bilderzeugungsabschnitt dient. Dieser B-Modus-Bilderzeugungsabschnitt 236 erzeugt auf Grundlage eines Teils der gewonnenen Echodaten ein B-Modus-Bild, das entlang der Schnittebene erfasst wird, die auf dem stereoskopischen Bild durch die Cursorlinie frei bezeichnet ist. Der B-Modus-Bilderzeugungsabschnitt 236 ist von bekanntem Aufbau und besitzt eine bekannte Schaltung.
  • Der stereoskopische Bilddatenerzeugungsabschnitt 238 erzeugt stereoskopische Bilddaten auf Grundlage der gewonnenen Echodaten in Übereinstimmung mit dem vorstehend erläuterten Prinzip. Obwohl in der Zeichnung nicht gezeigt, enthält der stereoskopische Bilddatenerzeugungsabschnitt 238 eine Schaltung (Volumenmodusbilddatenprozessor), die in 14 gezeigt und nachfolgend erläutert ist, und einen Opazitätseinsteller, der demjenigen entspricht, der in 1 gezeigt ist, und der mit der Bezugziffer 44 bezeichnet ist.
  • In dieser zweiten Ausführungsform kann ein Datenverarbeitungsbereich, der zu verarbeitende Echodaten enthält, um ein stereoskopisches Bild zu erzeugen, durch den Nutzer auf dem angezeigten B-Modus-Bild frei bezeichnet werden, und das stereoskopische Bild wird auf Grundlage der Echodaten erzeugt, die aus dem bezeichneten Datenverarbeitungsbereich gewonnen werden.
  • Tomografische Bilddaten, die von dem tomografischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 236 ausgegeben werden, und stereoskopische Bilddaten, die von dem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 238 ausgegeben werden, werden in einen Anzeigesteuerabschnitt 240 eingegeben. Dieser Anzeigesteuerabschnitt 240 besitzt eine Anzeigebilderzeugungsfunktion und eine Bildkombinationsfunktion. Insbesondere erzeugt dieser Anzeigesteuerabschnitt 240 ein einziges Anzeigebild, in dem das stereoskopische Bild und das tomografische Bild (B-Modus-Bild) enthalten und nebeneinander in kontrastierenden Weise kombiniert werden, wie in 12 gezeigt, wobei dieser Abschnitt außerdem die Cursorlinie synthetisiert, die auf Grundlage der Daten erzeugt wird, die von einem Cursorliniendatenerzeugungsabschnitt 243 (nachfolgend näher erläutert) auf dem tomografischen Bild zugeführt werden.
  • Wie im Fall des Anzeigesteuerabschnitts 140 der ersten Ausführungsform weist der Anzeigesteuerabschnitt 240 in dieser zweiten Ausführungsform denselben Aufbau auf wie derjenige, der in 10 gezeigt ist. Insbesondere enthält der Anzeigesteuerabschnitt 240 einen digitalen Abtastwandler (DSC) 240A mit einem Vollbildspeicher und einem Überlagerungsspeicher 240B. Der Datenerzeugungsabschnitt 236 und die stereoskopischen Bilddaten, die von dem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 238 ausgegeben werden, werden in den DSC 240A eingegeben und daraufhin in vorbestimmte Adressen des Vollbildspeichers geschrieben, um ein einziges Vollbild zu bilden, in dem die beiden Bilder kombiniert sind. Cursorliniendaten, die von dem Cursorliniendatenerzeugungsabschnitt 243 ausgegeben werden, werden ferner in den Überlagerungsspeicher 240B eingegeben, und die Cursorliniendaten werden daraufhin den tomografischen Bilddaten überlagert, die aus dem Vollbildspeicher gelesen werden.
  • Das Ausgangssignal von dem Anzeigesteuerabschnitt 240 wird einer Anzeige (einem Bildschirm 242) zugeführt, nachdem es durch einen D/A-Wandler 241 D/A-gewandelt wurde, und das kombinierte Bild wird auf dem Bildschirm 242 angezeigt.
  • In 13 bezeichnet die Bezugsziffer 244 einen Abtaststeuerabschnitt, der die Aussendung und den Empfang der Ultraschallwellen durch den Sende- und Empfangsabschnitt 230 steuert, und der außerdem den Abtastmechanismus 224 mechanisch und elektronisch steuert.
  • Der Abtaststeuerabschnitt 244 hat außerdem die Funktion zur Steuerung der Ultraschallimpulssendewiederholfrequenz (PRF). Wenn ein Endpositionssignal, das einen Endpunkt des Datenverarbeitungsbereichs anzeigt, von einem Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 (nachfolgend näher erläutert) empfangen wird, stellt der Abtaststeuerabschnitt 244 eine Ultraschallimpulssendewiederholfrequenz (PRF) abhängig von der Position des Endpunkts gegebenenfalls ein. Insbesondere wählt der Abtaststeuerabschnitt 244 eine Impulssendewiederholfrequenz (PRF), die für diejenige Zeit geeignet ist, die erforderlich ist für das Aussenden und Empfangen einer Ultraschallwelle zwischen dem Übertrager der Ultraschallsonde 222 und dem Endpunkt. Falls erforderlich, kann dieser Zeit eine geeignete, bestimmte Randzeit hinzu addiert werden.
  • Die Bezugsziffer 248 bezeichnet eine Zeigeeinrichtung zum freien Bezeichnen eines Startpunkts (einer Startlinie) oder eines Endpunkts (einer Endlinie) oder von beiden Punkten (Linien), die einen Datenverarbeitungsbereich definieren, ein schließlich Echodaten, die verarbeitet werden sollen zur Erzeugung eines stereoskopischen Bild auf dem tomografischen Bild, das auf dem Bildschirm 242 zur Anzeige gelangt. Beispiele einer derartigen Zeigeeinrichtung 248 umfassen einen Trackball, eine Tastatur, eine Maus und dergleichen. Die Positionen des Startpunkt und/oder des Endpunkts, ermittelt durch die Zeigeeinrichtung 248, werden in dem Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 in Form von Positionsinformation eingegeben. Der Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 erzeugt Positionsdaten für den Startpunkt und den Endpunkt auf Grundlage der Information, und er erzeugt außerdem ein Steuersignal zur Bezeichnung des Datenverarbeitungsbereichs.
  • Der Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 gibt die Positionsdaten, die den Startpunkt und/oder den Endpunkt bezeichnen, an den Cursorliniendatenerzeugungsabschnitt 243 aus. Der Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 gibt außerdem an den stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 238 Steuersignale zum Festlegen des Datenverarbeitungsbereichs aus. Außerdem gibt der Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 an den Abtaststeuerabschnitt 244 diejenigen Daten aus, die den Startpunkt und/oder den Endpunkt gegebenenfalls bezeichnen.
  • Der Cursorliniendatenerzeugungsabschnitt 243 erzeugt Cursorliniendaten für die Startlinie und/oder die Endlinie, wie etwa diejenigen, die in 12 gezeigt sind, auf Grundlage der Positionsdaten, die ausgehend vom Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 zugeführt werden. Die derart erzeugten Cursorliniendaten werden den tomografischen Bilddaten überlagert, wie vorstehend erläutert.
  • In diesem Zusammenhang wird bemerkt, dass das tomografische Bild einem Bild auf der X-Y-Ebene in 2A entspricht. Da durch kann ein tomografisches Bild in einer gewünschten Position durch Bezeichnen einer Z-Koordinate der gewünschten Position gewonnen werden. Aus diesem Grund kann eine Bezeichnung des Startpunkt und/oder des Endpunkts auf einem angezeigten tomografischen Bild in der gewünschten Position unter Verwendung der Zeigeeinrichtung 248 ausgeführt werde, während der Cursor auf dem angezeigten tomografischen Bild frei beweglich ist.
  • Wenn ein tomografisches Bild ein Sektorabtastungs-B-Modus-Bild ist, wie in 12 gezeigt, sind die Cursorlinien, die die Tiefe entlang der Ultraschallstrahlprojektionsrichtung bezeichnen, als gebogene Linien gezeigt. Wenn ein elektronisches lineares Abtasten durch die Ultraschallsonde 222 ausgeführt wird, wie in 2 gezeigt, sind die Cursorlinien selbstverständlich durch gerade Linien dargestellt.
  • In dieser vorstehend erläuterten zweiten Ausführungsform werden der Startpunkt (die Linie) und der Endpunkt (die Linie) derart gewählt, dass sie dieselbe Tiefe in der Strahlprojektionsrichtung aufweisen. Die Tiefe von jedem Punkt in jedem der Ultraschallstrahlen kann jedoch auch geändert werden. Dieser Datenverarbeitungsbereich kann ferner definiert werden unter Nutzung einer geschlossenen Linie, wie etwa einer Ellipsenform oder einer Quadratform oder durch kurvenfreier Form.
  • In Übereinstimmung mit der zweiten Ausführungsform, die den vorstehend genannten Aufbau besitzt, kann dann, wenn ein geeigneter Datenverarbeitungsbereich zur Erzeugen eines stereoskopischen Bilds auf dem tomografischen Bild festgelegt wird, das in Echtzeit angezeigt werden soll, ein stereoskopisches Bild, das aus Echodaten gebildet wird, die in dem Datenverar beitungsbereich enthalten sind, ebenfalls auf ein und demselben Bildschirm zusammen mit dem tomografischen Bild auf Echtzeitbasis erzeugt und angezeigt werden. Ferner kann ein derartiger Datenverarbeitungsbereich auf einem B-Modus-Bild unter der Bedingung bezeichnet werden, dass lediglich das B-Modus-Bild auf dem Bildschirm zur Anzeige gelangt. In diesem Fall kann ein stereoskopisches Bild auf Grundlage von Echodaten erzeugt werden, die in dem Datenverarbeitungsbereich enthalten sind, und ein derartiges stereoskopisches Bild kann gemeinsam mit dem B-Modus-Bild angezeigt werden.
  • Nachfolgend und unter Bezug auf 13 und 14 wird ein Beispiel einer Schaltungskonfiguration des stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitts 238 erläutert.
  • 14 zeigt eine Darstellung eines Beispiels der Schaltungskonfiguration des Volumenmodusbilddatenprozessors in dem stereoskopischen Bilddatenerzeugungsabschnitt 238. Diese Schaltungskonfiguration ist ähnlich zu derjenigen, die in 7 gezeigt ist, mit der Ausnahme, dass der Endermittlungsabschnitt 77 entfällt, der in 7 gezeigt ist. Stattdessen werden in dieser Ausführungsform die Steuersignale, die von dem Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 zugeführt werden, eingegeben.
  • In derselben Weise wie in dem in 7 gezeigten Fall werden normalisierte Echodaten ei in einem i-ten Voxel 20, die bereits A/D-gewandelt worden sind, sequenziell in den Volumenmodusbilddatenprozessor eingegeben. Die eingegebenen Echodaten ei werden zunächst durch eine Verriegelungsschaltung 250 verriegelt und daraufhin in einen Lumineszenzmengenoperator 252, einen Opazitätsoperator 254 und einen Transparenzoperator 256 eingegeben. Der Lumineszenzmengenoperator 252 umfasst einen Multiplizierer 258. Der Multiplizierer 258 berechnet die Lumineszenzmenge als Produkt ei × αi durch Multiplizieren normalisierter Echodaten ei durch eine Opazität αi in jedem Voxel 20. In dieser Ausführungsform umfasst der Opazitätsoperator 254 einen α-ROM. Der α-ROM enthält eine Tabelle mit Daten, betreffend eine entsprechende Beziehung zwischen den normalisierten Echodaten e und der Opazität α. In ähnlicher Weise umfasst der Transparenzoperator 256 einen (1 – α)-ROM, der eine Tabelle mit Daten betreffend einer entsprechenden Beziehung zwischen den normalisierten Echodaten e und der Transparenz (1 – α) enthält.
  • Wenn die normalisierten Echodaten ei eines i-ten Voxels 20 in den Opazitätsoperator 254 eingegeben werden, gibt folglich der Opazitätsoperator 254 die Opazität αi im Voxel 20 aus. Wenn ferner die normalisierten Echodaten ei des i-ten Voxels 20 in den Transparenzoperator 256 eingegeben werden, gibt der Transparenzoperator 256 die Transparenz (1 – αi) im Voxel 20 aus.
  • Der Opazitätsoperator 254, der Transparenzoperator 256, die Verriegelungsschaltung 250 und die Verriegelungsschaltung 262 werden sämtliche über ein AND-Gatter 264 mit einem Abtasttakt versorgt, der durch den in 13 gezeigten Taktgenerator 235 bereitgestellt wird. Dieser Abtasttakt wird außerdem dem A/D-Wandler 236, der in 13 gezeigt ist, zur A/D-Wandlung zugeführt. Hierdurch veranlasst dieser Abtasttakt weitere, in 7 gezeigte Schaltkreise, synchron zu dem A/D-Wandler 232 zu arbeiten. Dies erlaubt es, dass normalisierte Echodaten e in jedem Abtastpunkt, das heißt, normalisierte Echodaten e, in jedem Voxel 20 sequenziell verarbeitet werden.
  • Das Ausgangssignal des Transparenzoperators 256 wird einem durchgelassenen Lichtmengenoperator 266 zugeführt, der einen Multiplizierer 268 umfasst. Der Multiplizierer 268 multipliziert eine Transparenz (1 – αi), die von dem Transparenzoperator 256 ausgegeben wird, mit einer Menge an ausgegebenem Licht COUTi-1 des unmittelbar vorausgehenden (i – 1)-ten Voxels 20, das durch die Verriegelungsschaltung 262 verriegelt ist. Insbesondere gibt der übertragene Lichtmengenoperator 266 eine Menge an durchgelassenem Licht als Produkt CINi × (1 – αi) durch Multiplizieren einer Menge an eingegebenem Licht CINi des i-ten Voxels durch eine Transparenz (1 – αi) im Voxel 20 aus.
  • Ein Lichtmengenaddierer 270, der aus einem Addierer 272 besteht, addiert die Menge an Lumineszenz mit der Menge an durchgelassenem Licht auf Grundlage der Gleichung (3), wie vorstehend unter Bezug auf 6 erläutert, um die Summe als Menge an ausgegebenem Licht COUTi im i-ten Voxel 20 auszugeben. Die Menge an ausgegebenem Licht COUTi, ausgegeben von dem Lichtmengenaddierer 270, wird einer Verriegelungsschaltung 274 mit Gatterfunktion und der Verriegelungsschaltung 262 zugeführt. Das heißt, die Menge an ausgegebenem Licht in einem i-ten Voxel 20 wird über die Verriegelungsschaltung 262 in den übertragenen Lichtmengenoperator 266 rückgekoppelt, um eine Menge an ausgegebenem Licht in einem unmittelbar nachfolgenden (i + 1)-ten Voxel 20 zu berechnen.
  • Wie in 13 gezeigt, werden die Steuersignale, die von dem Datenverarbeitungsbereichwahlabschnitt 246 zugeführt werden, in diesen Volumenmodusbilddatenprozessor eingegeben. Die Steuersignale enthalten ein Gattersignal und einen Endimpuls. Das Gattersignal wird genutzt, um einen Voxeldatenverarbei tungsbereich festzulegen, das heißt, einen Bereich zwischen dem Startpunkt und dem Endpunkt für den Ultraschallstrahl. Dieses Gattersignal wird in das AND-Gatter 264 eingegeben. Wenn das Gattersignal eingegeben wird, erlaubt es das AND-Gatter 264, dass der Abtasttakt ausschließlich für den Voxeldatenverarbeitungsbereich durchgelassen wird. Andererseits wird der Endimpuls in die Verriegelungsschaltung 274 eingegeben. Wenn dieser Endimpuls eingegeben wird, wird die Menge an ausgegebenem Licht COUTi, die von dem Lichtmengenaddierer 270 ausgegeben und in der Verriegelungsschaltung 274 verriegelt wird, an den Anzeigesteuerabschnitt 240 ausgegeben. Die Menge an ausgegebenem Licht COUTi wird zu den Helligkeitswertdaten des Ultraschallstrahls, der einem Helligkeitswert P(x, y) in einem Pixel in einem Ultraschallbild auf dem Anzeigebildschirm entspricht. In diesem Fall kann die Menge an ausgegebenem Licht COUTi mit dem Farbton des angezeigten Bilds korreliert werden.
  • In Übereinstimmung mit der in 14 gezeigten Konfiguration und wie vorstehend erläutert, werden eine Reihe von Voxeln, beginnend ausgehend vom Startvoxel, sequenziell entlang der Projektionsrichtung des Ultraschallstrahls in jedem der empfangenen Ultraschallstrahlen verarbeitet. Die vorstehend erläuterte Verarbeitung wird für jedes Voxel ausgeführt und das Ausgangssignal von dem Lichtmengenaddierer 270 wird zur Verarbeitung eines unmittelbar nachfolgenden Voxels genutzt. In dieser Weise wird eine Verarbeitung für die Voxel des Ultraschallstrahls sukzessive ausgeführt, und die Menge an ausgegebenem Licht COUT des letzten Voxels wird als Helligkeitswertdaten in einem Pixel, das dem Ultraschallstrahl entspricht. Nach Beendigung der Verarbeitung für einen Ultraschallstrahl wird eine Reihe von Voxeln im nächsten Ultraschallstrahl in derselben Weise verarbeitet. Wenn sämtliche Ultraschallstrahlen in dieser Weise verarbeitet sind, das heißt, wenn sämtliche Echodaten verarbeitet sind, werden stereoskopische Ultraschallbilddaten für ein Vollbild in dem Vollbildspeicher des Anzeigesteuerabschnitts 240 gespeichert. Diese Ultraschallbilddaten werden daraufhin aus dem Speicher ausgelesen und ein Ultraschallbild auf Grundlage der Ultraschallbilddaten wird auf dem Bildschirm 242 angezeigt.
  • In diesem Zusammenhang wird bemerkt, dass die in 14 gezeigte Schaltungskonfiguration ein Beispiel darstellt, das genutzt wird, wenn sowohl der Startpunkt wie der Endpunkt des Bilds auf dem angezeigten B-Modus-Bild bezeichnet sind. Im Fall, dass ausschließlich ein Startpunkt auf dem B-Modus-Bild bezeichnet ist, muss zusätzlich eine Endfestlegungsschaltung bereitgestellt werden, die einen Zeitpunkt festlegt, zu dem der kumulative Wert der Opazität α eins [1] erreicht, oder einen Zeitpunkt, wenn das letzte Voxel verarbeitet ist. Die Endfestlegungsschaltung kann aus einer Schaltung ähnlich derjenigen des in 7 gezeigten Endfestlegungsabschnitts 77 erstellt sein.
  • In der in 14 gezeigten Schaltungskonfiguration wird außerdem die Opazität α in Übereinstimmung mit der vorstehend unter Bezug auf 4 erläuterten Gleichung (1) ermittelt, und der Opazitätseinstellkoeffizient β in der Gleichung (1) kann durch einen Opazitätseinsteller eingestellt werden, der in dieser Figur nicht, in 1 und 7 jedoch gezeigt und mit der Bezugsziffer 44 bezeichnet ist. Durch geeignetes Einstellen des Opazitätseinstellers kann ein Schwerpunkt entweder auf einen transparenten Effekt oder einen stereoskopischen Effekt des stereoskopischen Ultraschallbilds gelegt werden sowie auf die Tiefe eines stereoskopischen transparenten Bilds.
  • Wie vorstehend erläutert, kann in Übereinstimmung mit der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung der zweiten Ausführungsform ein Datenverarbeitungsbereich, aus dem ein stereoskopisches Bild erzeugt werden soll, auf dem angezeigten B-Modus-Bild frei bezeichnet werden. Hierdurch kann die Qualität eines angezeigten Ultraschallbilds verbessert werden, das heißt, es ist möglich, ein stereoskopisches Ultraschallbild bereitzustellen, dass durch Störungen außerhalb des Datenverarbeitungsbereichs nicht beeinträchtigt wird, das vor oder hinter einem zu diagnostizierenden Bereich zu liegen kommt. Eine derartige Bezeichnung des Datenverarbeitungsbereichs kann außerdem auf dem angezeigten B-Modus-Bild problemlos ausgeführt werden.
  • In Übereinstimmung mit der Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung der zweiten Ausführungsform kann ferner eine Vollbildrate verbessert werden, das heißt, die Anzeigegeschwindigkeit, und zwar durch geeignetes Ändern der Ultraschallimpulssendewiederholfrequenz (PRF), abhängig von dem Datenverarbeitungsbereich, aus dem Echodaten entnommen werden, das stereoskopische Bild zu erzeugen.
  • In dieser Ausführungsform kann insbesondere ein Ende der Volumendarstellungsverarbeitung frei für jeden Ultraschallstrahl bezeichnet werden, wie vorstehend erläutert. Dies bedeutet, dass es für das Aussenden und den Empfang der Ultraschallwelle ausreicht, dass diese in einem Bereich zwischen dem Übertrager und der Position des Endpunkts ausgeführt werden, das heißt, dem letzten Voxel, so dass die Sendeimpulswiederholfrequenz (PRF) erhöht werden kann. Dies bedeutet, dass eine Vollbildrate eines Anzeigebilds ebenfalls erhöht werden kann. Hierdurch kann ein stereoskopisches Ultraschallbild (Volumenmodusbild) mit höherer Vollbildrate angezeigt werden. Wenn ein Endpunkt (eine Position des letzten Voxels) in einer Position auf halber Strecke jeweiliger Ultraschallstrahlen gewählt wird, die in Richtung auf einen dreidimensionalen Bereich projiziert werden, kann eine Vollbildrate doppelt so hoch sein im Vergleich zu einer Vollbildrate für den Fall, dass sämtliche Daten entlang den Ultraschallstrahlen verarbeitet wurden. Hierdurch kann ein Volumenmodusbild in der halben Zeit erzeugt werden.
  • In den vorstehend erläuterten Ausführungsformen kommt die Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung zur Anwendung auf ein Ultraschalldiagnosegerät, und Beispiele sind in Bezug auf solche Fälle angeführt worden, dass das Ultraschalldiagnosegerät zum Diagnostizieren eines Fötus genutzt wird. Die erfindungsgemäße Ultraschallvorrichtung ist jedoch auch geeignet zum Diagnostizieren anderer Teile eines lebenden Körpers bzw. eines Lebewesens, beispielsweise eines Kreislaufsystems, wie etwa einer Blutvene oder von Organen, wie etwa der Niere oder der Blase.
  • Wenn die vorliegende Erfindung auf Fehlerdetektoren, Sonare (Sonareinrichtungen) und Fischschulendetektoren und dergleichen zur Anwendung kommt, kann ferner ein einzigartiges Ultraschallbild bereitgestellt werden, das durch herkömmliche Vorrichtungen bislang nicht erzielbar war. Ein stereoskopisches transparentes Bild eines Objekts oder ein stereoskopisches Oberflächenbild von dem Objekt ist den Erfordernissen entsprechend frei wählbar, und ein tomografisches Bild, wie etwa ein B-Modus-Bild, kann gleichzeitig gemeinsam mit dem stereoskopischen Bild zur Anzeige gelangen.
  • In den vorstehend erläuterten Ausführungsformen werden Ultraschallwellen genutzt, um ein dreidimensionales Bild zu erzeugen. Das Konzept der vorliegenden Erfindung kann jedoch auch andere Strahlen, wie etwa eine elektromagnetische Welle, umfassen. Es wird deshalb bemerkt, dass der Begriff "Strahl" in dieser Anwendung andere Strahlen als Ultraschallstrahlen umfasst. Als Beispiel einer Anwendung auf Grundlage von elektromagnetischen Wellen sind Radar oder dergleichen zu nennen.

Claims (12)

  1. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung, aufweisend: a) einen Ultraschallwandler (22) zum sequenziellen Emittieren von Ultraschallstrahlen außerhalb eines lebenden Körpers in Richtung auf einen dreidimensionalen Bereich innerhalb des Körpers, enthaltend ein zu untersuchendes Objekt im Innern, und zum Empfangen jeweiliger Echos der Ultraschallstrahlen während eines Abtastbetriebs des Wandlers (22), b) eine Datenerzeugungseinrichtung (138, 237) zum Erzeugen von dreidimensionalen Bilddaten des Objekts in dem dreidimensionalen Bereich innerhalb des Körpers auf Grundlage von Echodaten, die aus den Echos der Ultraschallstrahlen gewonnen werden, unter Nutzung einer Volumenwidergabetechnik, c) eine tomographische Bilddatenerzeugungseinrichtung (136, 236) zum Erzeugen tomographischer Bilddaten als Teil des Objekts auf Grundlage der Echodaten; und d) eine Anzeigeeinrichtung (142), die gleichzeitig ein dreidimensionales Bild des Objekts innerhalb des Körpers, gebildet aus den dreidimensionalen Bilddaten und zusätzlich ein tomographisches Bild des Objekts anzeigt, das aus den tomographischen Bilddaten gebildet ist; wobei e) das dreidimensionale Bild ein dreidimensionales Oberflächenbild des Objekts und ein dreidimensionales transparentes Bild des Objekts derart enthält, dass eines dieser Bilder selektiv angezeigt werden kann, dadurch gekennzeichnet, dass f) die Echodaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen sequenziell immer dann verarbeitet werden, wenn das Echo des Ultraschallstrahls empfangen wird, derart dass das dreidimensionale Bild und das tomographische Bild im Wesentlichen auf Echtzeitgrundlage bei einer Beendigung der Verschiebung des Wandlers (22) erzeugt und angezeigt wird, aufweisend eine Einrichtung zum Ermitteln auf Grundlage des angezeigten tomographischen Bilds eines Bereichs der zu verarbeitenden Echodaten, wobei die dreidimensionale Bilddatenerzeugungseinrichtung (138, 237) die dreidimensionalen Bilddaten auf Grundlage der Echodaten erzeugt wird, die von dem Bereich in Echtzeit gewonnen werden.
  2. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Anzeigeeinrichtung (142) eine einzige Anzeige enthält, auf welcher das dreidimensionale Bild und das tomographische Bild gleichzeitig in Kontrastdarstellung anzeigbar sind.
  3. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Anzeigeeinrichtung (142) derart erstellt ist, dass sie zwischen einer ersten Betriebsart, in welcher das dreidimensionale Bild und das tomographische Bild beide gleichzeitig angezeigt werden, einer zweiten Betriebsart, in welcher das dreidimensionale Bild angezeigt wird, und einer dritten Betriebsart die umschaltbar ist, in welcher das tomographische Bild angezeigt wird.
  4. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, außerdem aufweisend eine Schnittebenenwahleinrichtung zum Wählen einer Schnittebene für das Objekt entlang einer gewünschten Linie, die auf dem angezeigten dreidimensionalen Bild bezeichnet ist, insbesondere in einer gefrorenen Anzeigebedingung desselben, wobei die tomographische Bilddatenerzeugungseinrichtung (136, 236) die tomographischen Bilddaten auf Grundlage der Echodaten anzeigt, die von der bezeichneten Schnittebene gewonnen werden.
  5. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 4, außerdem aufweisend eine Cursorlinienanzeigeeinrichtung zum Anzeigen einer Cursorlinie, welche die Position der Schnittebene auf dem dreidimensionalen Bild darstellt, das auf der Anzeigeeinrichtung (142) angezeigt ist.
  6. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 5, wobei die Richtung der Cursorlinie einer elektronischen Abtastebene entspricht, welche durch die elektronische Abtastung erzeugt wird, die durch den Ultraschallwandler (22) durchgeführt wird.
  7. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Bereichsermittlungseinrichtung derart erstellt ist, dass entweder der Startpunkt oder der Endpunkt des Bereichs entlang der Ultraschallrichtung gewählt ist.
  8. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Bereichsermittlungseinrichtung derart erstellt ist, dass sowohl der Startpunkt wie der Endpunkt des Bereichs entlang der Ultraschallstrahlenrichtung gewählt ist.
  9. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, außerdem aufweisend eine Einrichtung zum Anzeigen der angezeigten tomographischen Bildcursorlinien, wel che den Bereich darstellen, der durch die Bereichsermittlungseinrichtung ermittelt wird.
  10. Ultraschallbildverarbeitungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei eine Impulswiederholfrequenz (PRF) der Ultraschallstrahlen abhängig von der Tiefe des Endpunkts des Bereichs eingestellt wird, wenn der Bereich durch die Bereichsermittlungseinrichtung ermittelt wird.
  11. Verfahren zum Bilden und Anzeigen von Ultraschallbildern, aufweisend die Schritte: (a) Übertragen von Ultraschallstrahlen in Richtung auf ein Objekt in einem dreidimensionalen Bereich innerhalb eines lebenden Körpers, und zum Empfangen von Echos der Ultraschallstrahlen während des Abtastvorgangs; (b) Erzeugen dreidimensionaler Bilddaten des Objekts in dem dreidimensionalen Bereich innerhalb des Körpers auf Grundlage von Echodaten, die aus den Echos der empfangenen Ultraschallstrahlen gewonnen werden unter Verwendung einer Volumenabbildungstechnik, (c) Erzeugen tomographischer Bilddaten des Objekts auf Grundlage eines Teils der Echodaten der empfangenen Ultraschallstrahlen; und (d) Anzeigen eines dreidimensionalen Bilds, welches auf Grundlage der dreidimensionalen Bilddaten gebildet wird, und zusätzlich eines tomographischen Bilds, welches auf Grundlage der tomographischen Bilddaten auf einer Anzeige (142) gebildet wird, und zwar gleichzeitig derart, dass diese Bilder miteinander kontrastiert sind, wobei (e) das dreidimensionale Bild ein dreidimensionales Oberflächenbild des Objekts und ein dreidimensionales transparentes Bild des Objekts derart enthält, dass eines dieser Bilder dazu ausgelegt ist, selektiv angezeigt zu werden, dadurch gekennzeichnet, dass (f) die Echodaten der jeweiligen Ultraschallstrahlen sequenziell immer dann verarbeitet werden, wenn das Echo des Ultraschallstrahls empfangen wird, so dass das dreidimensionale Bild und das tomographische Bild jeweils im Wesentlichen auf Echtzeitbasis erzeugt und angezeigt werden bei einer Beendigung der Abtastung und Ermittlung eines Bereichs, der zu verarbeitende Echodaten enthält, auf Grundlage des angezeigten tomographischen Bilds, wobei das dreidimensionale Bild aus den Echodaten erzeugt wird, die aus dem Bereich in Echtzeit gewonnen werden.
  12. Verfahren zum Bilden und Anzeigen von Ultraschallbildern nach Anspruch 11, außerdem aufweisend einen Schritt zum Wählen einer Schnittebene des Objekts in einen gewünschten Abschnitt auf dem angezeigten dreidimensionalen Bild, insbesondere in einem eingefrorenen Anzeigezustand desselben, wobei das tomographische Bild aus den Echodaten gebildet wird, welche von der Schnittebene gewonnen werden.
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