DE69217335T2

DE69217335T2 - Ultraschall-Diagnosengerät mit synthetischer Apparatur

Info

Publication number: DE69217335T2
Application number: DE69217335T
Authority: DE
Inventors: Akira Shiba
Original assignee: Fujitsu Ltd
Current assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Priority date: 1991-11-29
Filing date: 1992-11-25
Publication date: 1997-05-28
Anticipated expiration: 2012-11-26
Also published as: EP0545778A1; US5299576A; DE69217335D1; JPH05146437A; JP3043873B2; EP0545778B1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher (synthetic) Apertur, die die internen Informationen eines zu untersuchenden Objektes detektieren kann, indem Ultraschallimpulssignale durch eine Vielzahl von Wandlern sukzessive in das Objekt gesendet werden, reflektierte Ultraschallwellen, die durch eine interne Struktur des Objektes reflektiert wurden, durch die Vielzahl von Wandlern jedes Mal empfangen werden, wenn ein Ultraschallimpulssignal in das Objekt gesendet wurde, und die internen Informationen des Objektes auf der Basis der empfangenen Ultraschallwellen detektiert werden.

Beschreibung der verwandten Technik

Eine Ultraschalldiagnosevorrichtung hat zum Diagnostizieren von Krankheiten breite Verwendung gefunden. Die Ultraschalldiagnosevorrichtung emittiert Ultraschallwellen in ein Testobjekt, besonders in einen menschlichen Körper, empfängt Ultraschallechos, die durch eine interne Struktur des Objektes reflektiert wurden, konvertiert die empfangenen Ultraschallechos in entsprechende Eingangssignale und bildet auf der Basis von Informationen, die durch die Eingangssignale dargestellt werden, ein Bild der internen Struktur zur Diagnose.
Unter Bezugnahme auf Fig. 13, die eine Ultraschalldiagnosevorrichtung nach Stand der Technik zeigt, wird ein Sondenimpulssignal, das durch einen nicht gezeigten Sender gesendet wird, durch einen Verstärker 10 und ein Sondensignalfokussiermittel 12 auf Wandler 2 angewendet, die in einer Ultraschallsonde 1 enthalten sind. Dann emittiert jeder Wandler 2 ein Ultraschallimpulssignal in das Objekt. Da die Verzögerung des Sondenimpulssignals, das auf jeden Wandler 20 angewendet wird, durch das Sondensignalfokussiermittel 12 gesteuert wird, bildet das Ultraschallimpulssignal, das durch jeden Wandler 2 emittiert wird, einen Ultraschallimpulsstrahl, d. h., einen Sondenstrahl-1 oder einen Sondenstrahl-2, der auf eine Position in vorbestimmter Tiefe in dem Objekt fokussiert wird. Ein Verzögerungsmuster, in dem das Sondensignalfokussiermittel 12 das Sondenimpulssignal verzögert, wird verändert, um den Ultraschallimpulsstrahl zum Scannen in die Richtung des in Fig. 13 gezeigten Pfeils zu verschieben. Der Ultraschallimpulsstrahl wird durch die interne Struktur des Objektes reflektiert, die Ultraschallechos, die durch die interne Struktur des Objektes reflektiert wurden, werden durch die Wandler 2 empfangen, und dann werden die Ultraschallechos in Eingangssignale konvertiert.
Empfangssignalfokussiermittel 14 verzögern die Eingangssignale, die durch die Wandler 2 vorgesehen werden, um Eingangssignale gleichzeitig vorzusehen, die den Ultraschallechos entsprechen, die durch denselben Punkt in dem Objekt zu derselben Zeit reflektiert wurden, und dann addiert ein Addierer die Eingangssignale.
Ein Verzögerungsmuster, in dem die Empfangssignalfokussiermittel 14 die Eingangssignale verzögern, wird verändert, um auf der Empfangsseite das Scannen synchron mit dem dynamischen Fokussieren, bei dem der Punkt, auf den das Eingangssignal fokussiert wird, sequentiell verändert wird, und der Scannaktion des Ultraschallimpulsstrahls auszuführen, auf der Basis der Tatsache, daß die Ultraschallwelle, die durch einen tieferen Punkt in dem Objekt reflektiert wird, am Wandler 2 später ankommt.
Die Ausgangssignale des Addierers 16 werden durch einen logarithmischen Konverter 18 in entsprechende logarithmische Signale konvertiert, die logarithmischen Signale werden durch einen Detektor 20 detektiert. Dann werden die Ausgangssignale des Detektors 20 durch einen digitalen Scannkonverter 22 in Bildsignale konvertiert, die ein Bild darstellen, das an einem Display 26 anzuzeigen ist, und die Bildsignale werden temporär in einem Rahmenspeicher 24 gespeichert. Die Bildsignale werden aus dem Rahmenspeicher 24 gelesen und zu dem Display 26, z. B. einer CRT, gesendet, um ein Bild einer internen Struktur des Objektes am Display 26 zur Diagnose anzuzeigen.
Hinsichtlich der Ultraschalldiagnosevorrichtung nach Stand der Technik werden mehrere Ultraschallimpulsstrahlen, die gesteuert werden, um auf mehrere verschiedene Tiefenpunkte in dem Objekt fokussiert zu werden, benötigt, um jede Scannlinie zu bilden. Und viele Scannlinien werden benötigt, um jedes Bild zu erzeugen. Deshalb ist die Anzahl von Bildern, d. h., die Anzahl von Rahmen, die in einer Zeiteinheit gebildet werden kann, relativ klein.
Zum Beispiel wird angenommen, daß Ultraschallimpulssignale in Intervallen von 200 µs emittiert werden, die Anzahl der Wandler 2 128 beträgt, die Anzahl von Scannlinien 128 beträgt, eine maximale Tiefe 15 cm beträgt und der Fokussierbereich in der Tiefenrichtung 2 cm beträgt. Dann beläuft sich die Rahmenrate, d. h., die Anzahl von Rahmen oder Teilbilder pro Zeiteneinheit, nur auf 4 Rahmen/s. Deshalb büßt die gegenwärtige Ultraschalldiagnosevorrichtung zum Erhöhen der Rahmenrate an Bildqualität ein.
Es sind Anstrengungen unternommen worden, um die dreidimensionalen Informationen einer internen Struktur eines Objektes zu erhalten, indem Wandler verwendet werden, die in einer zweidimensionalen Matrix angeordnet sind. Falls die Anzahl der Wandler jedoch 32 x 32 = 1024 beträgt, sich die Anzahl von Scannlinien auf 64 x 64 = 4096 beläuft und der Scannbereich in der Tiefenrichtung 2 cm ist, beträgt die Rahmenrate nur 0,14 Rahmen/s und ist weit unter einem praktischen Niveau.
Eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher oder synthetischer Apertur ist eines der Mittel, die vorgeschlagen wurden, um solch ein Problem zu lösen.
Fig. 14 ist eine schematische Ansicht der vorher vorgeschlagenen Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur, und Fig. 15 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe beim Erläutern des Operationsmodus der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur. In Fig. 14 sind die Teile wie jene der Ultraschalldiagnosevorrichtung von Fig. 13, oder die jenen entsprechen, mit denselben Bezugszeichen bezeichnet.
Unter Bezugnahme auf Fig. 14 und 15 wird ein Sondenimpulssignal, das durch einen nicht gezeigten Sender gesendet wird, durch einen Verstärker 10 und einen Schaltkreis 28 zu Wandlern 2 übertragen. Daher wird das Sondenimpulssignal jedes Mal immer auf einen der M Wandler 2 angewendet. Angenommen, daß das Sondenimpulssignal auf den ersten Wandler 2 angewendet wird, d. h., auf den oberen Wandler 2 in Fig. 14, wie in Fig. 14 gezeigt. Dann emittiert der erste Wandler 2 ein Ultraschallimpulssignal in das Objekt.
Das Ultraschallimpulssignal wird durch die interne Struktur des Objektes reflektiert, die durch einen Reflexionspunkt in Fig. 14 dargestellt wird. Die M Wandler 2 empfangen die reflektierte Ultraschallwelle und sehen Eingangssignale vor. M AD-Konverter 30 tasten jeweilig N Eingangssignale ab, die den reflektierten Ultraschallwellen entsprechen, die durch Reflexionspunkte in verschiedenen Tiefen reflektiert wurden, und konvertieren die N Eingangssignale in digitale Eingangssignale. Die digitalen Eingangssignale werden in M Speichern 32 temporär gespeichert. Dann werden die digitalen Eingangssignale durch ein Eingangssignalfokussiermittel 34 aus den M Speichern 32 gelesen, verzögert und addiert, so daß R Bildelemente bezüglich der Tiefenrichtung in einer gewünschten Zone in dem Objekt und Q Bildelemente (Q Scannlinien) bezüglich der Anordnungsrichtung der Wandler 2 gebildet werden, um ein fokussiertes Eingangsbild zu bilden. Das fokussierte Eingangsbild wird durch einen Addierer 36 einem Speicher 38 eingegeben und in ihm gespeichert.
Der Schaltkreis 28 wird für den zweiten Wandler 2 eingestellt, d. h., für den zweiten Wandler 2 von oben, um das Ultraschallimpulssignal durch den zweiten Wandler 2 zu emittieren, um zu bewirken, daß das Eingangssignalfokussiermittel 34 das nächste fokussierte Eingangsbild durch die obige Prozedur vorsieht. Da das fokussierte Eingangsbild, das bei dem letzten Ultraschallscannzyklus erhalten wurde, in dem Speicher 38 gespeichert ist, addiert der Addierer 36 die Bildelemente des fokussierten Eingangsbildes, das vorher in den Speicher 38 gespeichert wurde, und die entsprechenden Bildelemente des fokussierten Eingangsbildes, das bei diesem Ultraschallscannzyklus erhalten wurde, und das fokussierte Eingangsbild, das vorher in den Speicher 38 gespeichert wurde, wird durch ein fokussiertes Eingangsbild ersetzt, das durch die Addition der Bildelemente der sukzessiven fokussierten Eingangsbilder erhalten wurde und in den Speicher 38 gespeichert wird.
Somit werden die M Wandler 2 sukzessive betätigt, und die Erzeugungsprozedur des fokussierten Eingangsbildes, die die Emission eines Ultraschallimpulssignals, den Empfang des reflektierten Ultraschallimpulssignals und die Bildung eines fokussierten Eingangsbildes enthält, wird wiederholt, wie in Fig. 15 gezeigt, um HF-Displaydaten zu erhalten, die die Addition von M fokussierten Eingangsbildern darstellen.
Die HF-Displaydaten werden ähnlich wie bei der Übertragung des Eingangssignals bei der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung durch einen logarithmischen Konverter 18, einen Detektor 20 und einen digitalen Scannkonverter 22 zu einem Rahmenspeicher 24 übertragen und temporär in ihm gespeichert. Ein Tomogramm einer internen Struktur des Objektes, das auf der Basis der HF-Displaydaten erzeugt wurde, wird an einem Display 26 angezeigt.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ist in der Lage, mit einer sehr hohen Rahmenrate zu arbeiten. Falls das Ultraschallimpulssignal zum Beispiel in Intervallen von 240 µs ausgegeben wird, die Anzahl M der Wandler 2 128 beträgt, die Anzahl von Scannlinien 128 beträgt und sich eine maximale Tiefe auf 15 cm beläuft, beträgt die Rahmenrate 32 Rahmen/s und ist weit höher als die Rahmenrate von 4 Rahmen/s der Ultraschalldiagnosevorrichtung nach Stand der Technik. Falls die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur mit 32 x 32 = 1024 Wandlern versehen ist, die in einer zweidimensionalen Matrix zur dreidimensionalen Messung angeordnet sind, beträgt die Rahmenrate 4 Rahmen/s und ist weit höher als die Rahmenrate von 0,14 Rahmen/s der Ultraschalldiagnosevorrichtung nach Stand der Technik.
Da jedoch die Wandler 2 der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur Ultraschallimpulssignale jeweilig zu verschiedenen Zeiten emittieren, kann die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ein klares Bild nur von einem stationären Objekt bilden. Beim Bilden eines Tomogramms von einer internen Struktur eines Objektes kann zum Beispiel die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nicht befriedigend fokussiert werden, da durch die Atmungstätigkeit der Lunge und das Pulsieren des Herzens unvermeidlich bewirkt wird, daß sich die interne Struktur bewegt. Daher ist das Tomogramm von einer internen Struktur eines Objektes, das durch die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur gebildet wird, in der Qualität jenem unterlegen, das durch die Ultraschalldiagnosevorrichtung nach Stand der Technik gebildet wird, und deshalb ist die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur für praktische Zwecke nicht eingesetzt worden.
Da die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ferner die Displaydaten durch Berechnung nach Vollendung der sequentiellen Emission der Ultraschallimpulssignale durch die Wandler synthetisiert, hat die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur Schwierigkeiten beim Detektieren der winzigen Bewegung von Geweben und der Geschwindigkeit eines Blutstroms durch die Doppler- Analyse.
Des weiteren ist es unmöglich gewesen, durch die Doppler-Analyse einen Blutstrom zu detektieren, der in eine Richtung fließt, die zu der Bewegungsrichtung des Ultraschallstrahls rechtwinklig ist.
Als Beispiel für ein Ultraschallabbildungssystem mit künstlicher Apertur, das eine Korrekturfunktion für sich bewegende detektierte Artefakte hat, kann auf einen Bericht verwiesen werden, der durch L. F. Nock et al in IEEE 1990 Ultrasonics Symposium Proceedings, Bd. 3, 4. Dezember 1990, Honolulu HI, USA, Seiten 1597-1601, veröffentlicht wurde, mit dem Titel "Synthetic Aperture Imaging in Medical Ultrasound with correction for motion artefacts".
Das verwendete Verfahren enthält einen Algorithmus, um die Bewegung zu korrigieren, die die Dimension ist, bei der eingeschätzt wird, daß eine Bildverschlechterung am wahrscheinlichsten auf Grund der Bewegung des abgebildeten Objektes während des Scannens auftritt. Dieser Korrekturalgorithmus detektiert die Phasendifferenz zwischen zwei ähnlichen, aber nicht identischen Linien von Scanndaten, wodurch das System so detektierte Fehlausrichtungen korrigieren kann.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Angesichts der obigen Umstände, die sich auf den Stand der Technik beziehen, ist es eine erste Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur vorzusehen, die mit einer hohen Rahmenrate arbeiten kann und ein klares Bild von einem sich bewegenden Objekt erhalten kann.
Es ist eine zweite Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur vorzusehen, die die Bewegung einer internen Struktur, die zu untersuchen ist, detektieren und anzeigen kann, ohne die Doppler-Analyse zu verwenden.
Es ist eine dritte Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur vorzusehen, die das Fließen einer Flüssigkeit in einem zu untersuchenden Objekt ungeachtet der Fließrichtung detektieren und anzeigen kann, ohne die Doppler-Analyse zu verwenden.
Gemäß der Erfindung ist eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur vorgesehen, mit: einem Mittel zum Detektieren von Informationen bezüglich einer internen Struktur eines zu untersuchenden Objektes; einem Mittel, um zu ermöglichen, daß jeder von einer Vielzahl von angeordneten Wandlern der Reihe nach sequentiell ein Ultraschallimpulssignal in das Objekt ausgibt; einem Mittel zum Empfangen jedes Ultraschallechos, das durch die interne Struktur des Objektes reflektiert wurde, wenn es durch die Vielzahl von Wandlern, die als Empfangsarray dienen, detektiert ist, in jedem Ultraschallscannzyklus; und einem Mittel zum Erhalten von Informationen bezüglich der internen Struktur des Objektes auf der Basis der Eingangssignale, die durch die Vielzahl von Wandlern, die als Empfangsarray dienen, vorgesehen werden; welches Mittel zum Erhalten von Informationen umfaßt: (a) ein Eingangssignalfokussiermittel, das ein fokussiertes Eingangsbild des gesamten Bereiches eines gewünschten Sehfeldes innerhalb des Objektes auf der Basis der Detektionssignale, die durch die Wandler geliefert werden, die als Empfangsarray dienen, in jedem Ultraschallscannzyklus bildet; (b) ein Versetzungsmeßmittel, das für eine Vielzahl von fokussierten Eingangsbildern Versetzungsvektoren von Bildelementen eines zweiten fokussierten Eingangsbildes, das bei einem folgenden Ultraschallscannzyklus gebildet und in einem zweiten Speicher gespeichert wurde, bezüglich des entsprechenden Bildelementes des ersten fokussierten Eingangsbildes bestimmt, das bei dem vorhergehenden Ultraschallscannzyklus gebildet und in einem ersten Speicher gespeichert wurde, welche Versetzungsvektoren die Versetzungen der Bildelemente zwischen zwei fokussierten Eingangsbildem angeben, die bei zwei Ultraschallscannzyklen erhalten wurden; (c) ein Versetzungsintegrationsmittel, das integrierte Versetzungsvektoren, die die Versetzungen der Bildelemente eines fokussierten Eingangsbildes von jenen eines vorbestimmten fokussierten Referenzeingangsbildes angeben, durch das Integrieren von Versetzungsvektoren der entsprechenden Bildelemente in einer Vielzahl von fokussierten und gespeicherten Eingangsbildern bestimmt; und ein Anzeigemittel der integrierten Versetzung, das Daten auf der Basis der integrierten Versetzungsvektoren anzeigt.
Der Algorithmus, durch den das in (b) genannte Versetzungsmeßmittel den Versetzungsvektor bestimmt, ist nicht auf einen besonderen Algorithmus begrenzt. Zum Beispiel kann ein Versetzungsvektor für jedes Bildelement aus den Koordinaten des Maximalwertes einer Kreuzkorrelation zwischen den entsprechenden Bildelementen von zwei fokussierten Eingangsbildern bestimmt werden, die durch die Berechnung der Kreuzkorrelation ermittelt werden, oder durch die Berechnung des optischen Flusses zwischen zwei fokussierten Eingangsbildern bestimmt werden.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur der vorliegenden Erfindung kann ferner ein Versetzungskorrekturmittel umfassen, das die Versetzung von jedem Bildelement von jedem fokussierten Eingangsbild unter Bezugnahme auf das vorbestimmte fokussierte Eingangsbild korrigiert, um versetzungskorrigierte fokussierte Eingangsbilder zu erhalten; und ein Bildintegrationsmittel, das ein integriertes Bild erhält, indem die versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbilder integriert werden.
Die Vorrichtung kann auch ein Anzeigemittel des integrierten Bildes umfassen, welches das integrierte Bild anzeigt.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung umfaßt das Berechnungsmittel des integrierten Bildes ein Versetzungskorrekturmittel, das die Versetzungen der Bildelemente von jedem fokussierten Eingangsbild unter Bezugnahme auf das vorbestimmte fokussierte Referenzeingangsbild korrigiert, um ein versetzungskorrigiertes fokussiertes Eingangsbild zu erhalten; ein Amplitudendifferenzextraktionsmittel, das eine Vielzahl von Amplitudendifferenzbildern erhält, indem Informationen, die die Amplitudendifferenz zwischen den entsprechenden Bildelementen der zwei versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbilder darstellen, aus der Vielzahl von fokussierten Eingangsbildern sequentiell extrahiert werden; ein Amplitudendifferenzbildintegrationsmittel, das ein integriertes Amplitudendifferenzbild erhält, indem die Vielzahl von versetzungskorrigierten Amplitudendifferenzbildern integriert wird; und ein Anzeigemittel eines integrierten Amplitudendifferenzbildes, welches das integrierte Amplitudendifferenzbild anzeigt.
Das Anzeigemittel kann ein Anzeigemittel eines zusammengesetzten Bildes umfassen, zum Anzeigen zweier oder aller Informationen von dem integrierten Bild, das durch das Amplitudendifferenzbildintegrationsmittel erhalten wurde, in einem überlagerten Bild.
Auf diese Weise ermöglicht es die Diagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur gemäß der vorliegenden Erfindung, jedes fokussierte Eingangsbild durch das Eingangssignalfokussiermittel in jedem Ultraschallscannzyklus zu bilden, die Versetzungsvektoren von jedem Bildelement, die jeweils die Versetzung der entsprechenden Bildelemente zwischen zwei fokussierten Eingangsbildern darstellen, die in zwei Ultraschallscannzyklen erhalten wurden, sequentiell für eine Vielzahl von fokussierten Eingangsbildern zu messen, und einen integrierten Versetzungsvektor zu erhalten, indem die Versetzungsvektoren von jedem Bildelement in der Vielzahl von fokussierten Eingangsbildern durch das Versetzungsintegrationsmittel integriert werden. Daher kann die Bewegung von jedem Bildelement während der sequentiellen Emission von Ultraschallimpulssignalen durch die Wandler, die zum Beispiel durch die Atmungstätigkeit der Lunge oder das Pulsieren des Herzens bewirkt wird, durch den integrierten Versetzungsvektor dargestellt werden.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur gemäß der vorliegenden Erfindung kann auch die Versetzung von jedem Bildelement in den fokussierten Eingangsbildern auf der Basis des so bestimmten integrierten Versetzungsvektors unter Bezugnahme auf ein vorbestimmtes fokussiertes Eingangsbild korrigieren, ein integriertes Bild durch Integrieren der versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbilder erhalten, deren Versetzung von jedem Bildelement korrigiert ist, und das integrierte Bild anzeigen. Daher wird die Versetzung von jedem Bildelement, die auf die Bewegung des zu untersuchenden Objektes zurückzuführen ist, korrigiert, so daß ein Bild von befriedigender Qualität, das so klar wie jenes eines stationären Objektes ist, angezeigt werden kann.
Da der Operationsmodus, in dem die Wandler Ultraschallimpulssignale sequentiell emittieren und das Ultraschallecho des Ultraschallimpulssignals, das durch jeden Wandler emittiert wurde, durch alle Wandler empfangen wird, derselbe wie jener der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Stand der Technik ist, kann daher die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ebensogut wie die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Stand der Technik mit einer hohen Rahmenrate arbeiten.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur kann auch die Daten auf der Basis des integrierten Versetzungsvektors anzeigen. Deshalb kann die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur die Bewegung (winzige Versetzung) einer internen Struktur des Objektes detektieren und anzeigen, ohne die Doppler-Analyse zu verwenden.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur kann auch eine Vielzahl von Amplitudendifferenzbildern erhalten, indem Informationen, die die Amplitudendifferenz zwischen den entsprechenden Bildelementen von zwei versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbildern darstellen, sukzessive für eine Vielzahl von fokussierten Eingangsbildern sequentiell extrahiert werden. Da jedes Amplitudendifferenzbild das Bild "der Differenz" zwischen den zwei versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbildern ist, erscheint in dem Bild "der Differenz" nichts, falls die Versetzung von jedem Bild akkurat korrigiert ist. Da jedoch die Ultraschallwellen, die durch die Flüssigkeit innerhalb des Objektes reflektiert werden, wie durch das Blut, sehr schwach sind, wird die Versetzung von jedem Bildelement, die durch das Fließen der Flüssigkeit bewirkt wird, nicht korrigiert und verbleibt bei der Versetzungskorrektur in dem Amplitudendifferenzbild als "Fehler".
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur kann ferner den Fehler der Versetzungskorrektur verwenden und das integrierte Amplitudendifferenzbild erhalten, indem eine Vielzahl von Amplitudendifferenzbildern integriert wird, und das integrierte Amplitudendifferenzbild anzeigen. Somit kann die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur das Fließen der Flüssigkeit innerhalb des Objektes ungeachtet der Fließrichtung der Flüssigkeit detektieren, ohne die Doppler-Analyse zu verwenden, und das Fließen der Flüssigkeit anzeigen.
Da die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur zwei oder drei Informationen von dem integrierten Bild, den Daten auf der Basis des integrierten Versetzungsvektors und dem integrierten Amplitudendifferenzbild in einem überlagerten Bild anzeigen kann, ist es möglich, ein Bild, das durch überlagern konstruiert ist, zum Beispiel ein Tomogramm, in dem die Bewegung von jedem Bildelement korrigiert ist, die Bewegung von Teilen des Objektes und/oder Blutströme anzuzeigen, um das Verstehen der Informationen zur Beobachtung und Diagnose weiter zu erleichtern.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur kann mit hoher Rahmenrate arbeiten, ebensogut wie die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Stand der Technik, die Bewegung des Objektes korrigieren und das integrierte Bild in befriedigender Qualität so gut wie ein Bild eines stationären Objektes klar anzeigen.
Wenn die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur verwendet wird, um die Daten auf der Basis des integrierten Versetzungsvektors anzuzeigen, ist die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur daher in der Lage, eine winzige Versetzung von Punkten in dem Objekt ohne Verwendung der Doppler-Analyse anzuzeigen.
Die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung kann auch das integrierte Amplitudendifferenzbild anstelle des integrierten Bildes bilden und anzeigen, und ist somit in der Lage, das Fließen der Flüssigkeit innerhalb des Objektes ungeachtet der Fließrichtung der Flüssigkeit ohne Verwendung der Doppler-Analyse anzuzeigen.
Die Vorrichtung kann ferner eine Anzeige vorsehen, die durch Kombinieren wenigstens zweier Ultraschalldiagnosevorrichtungen mit künstlicher Apertur konstruiert ist, und wenigstens zwei oder alle Informationen von dem integrierten Bild, den Daten auf der Basis des integrierten Versetzungsvektors und dem integrierten Amplitudendifferenzbild in einem überlagerten Bild anzeigen, wodurch das Verstehen der Informationen zur Beobachtung und Diagnose weiter erleichtert wird.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer ersten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtungen mit künstlicher Apertur der ersten und zweiten Aspekte der vorliegenden Erfindung in Kombination hat;
Fig. 2 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe bei der Erläuterung der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 1;
Fig. 3(a) und 3(b) sind schematische Ansichten zweier fokussierter Eingangsbilder zur Hilfe bei der Erläuterung der Berechnung der Kreuzkorrelation;
Fig. 4 ist ein Graph, der die Resultate der Berechnung der Kreuzkorrelation auf typische Weise zeigt;
Fig. 5 ist eine schematische Ansicht eines Versetzungsvektors, der auf der Basis der Koordinaten des Maximalwertes der Kreuzkorrelation bestimmt wurde;
Fig. 6 ist ein Blockdiagramm einer Versetzungskorrekturschaltung, die in der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 1 enthalten ist;
Fig. 7(a) und 7(b) sind bildhafte Ansichten zur Hilfe bei der Erläuterung von Anzeigemodi;
Fig. 8 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer zweiten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur des dritten Aspektes der vorliegenden Erfindung hat;
Fig. 9 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe bei der Erläuterung der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 8;
Fig. 10 ist ein Blockdiagramm einer Diagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer dritten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtungen mit künstlicher Apertur der ersten und zweiten Aspekte der vorliegenden Erfindung in Kombination hat;
Fig. 11 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe bei der Erläuterung der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 10;
Fig. 12 ist ein Blockdiagramm einer Diagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer vierten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur des dritten Aspektes der vorliegenden Erfindung hat;
Fig. 13 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung;
Fig. 14 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Stand der Technik; und
Fig. 15 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe bei der Erläuterung der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 14.

BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer ersten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtungen mit künstlicher Apertur der ersten und zweiten Aspekte der vorliegenden Erfindung in Kombination hat, und Fig. 2 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe bei der Erläuterung der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 1, in der Teile wie jene der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Stand der Technik, die zuvor unter Bezugnahme auf Fig. 13 und 14 beschrieben wurde, oder die jenen entsprechen, mit denselben Bezugszeichen versehen sind, und deren Beschreibung wird zum Vermeiden der Wiederholung weggelassen.
Unter Bezugnahme auf Fig. 1 wird ein Ultraschallimpulssignal, das durch einen obersten Wandler 2 emittiert wird, wie in Fig. 1 gezeigt, durch eine interne Struktur eines zu untersuchenden Objektes, das nicht gezeigt ist, reflektiert, und das Ultraschallecho wird durch eine Vielzahl von Wandlern 2 empfangen, die Vielzahl von Wandlern 2 sieht Eingangssignale vor, und AD-Konverter 30 konvertieren die Eingangssignale in entsprechende digitale Eingangssignale und speichern die digitalen Eingangssignale temporär in Speichern 32. Die digitalen Eingangssignale werden aus den Speichern 32 gelesen und auf ein Eingangssignalfokussiermittel 34 angewendet. Das Eingangssignalfokussiermittel 34 verzögert ähnlich wie das Eingangssignalfokussiermittel der obigen Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Stand der Technik, die in Fig. 13 und 14 gezeigt ist, die digitalen Eingangssignale und addiert die verzögerten Signale miteinander, so daß R Bildelemente in der Tiefenrichtung gebildet werden, d. h., in der Richtung parallel zu der Scannlinie in einer gewünschten Zone, und Q Bildelemente (Q Scannlinien) in der Anordnungsrichtung der Wandler 2 gebildet werden, um ein erstes fokussiertes Eingangsbild zu bilden. Das erste fokussierte Eingangsbild wird in einem Speicher 40 temporär gespeichert.
Das erste fokussierte Eingangsbild wird aus dem Speicher 40 gelesen und zu einem Speicher 44 übertragen und durch eine Versetzungskorrekturschaltung 42 und einen Addierer 36 zu einem Speicher 38 übertragen.
Dann wird ein Schaltkreis 28 gesteuert, um ein Ultraschallimpulssignal durch den zweiten Wandler 2 von oben zu emittieren, wie in Fig. 1 gezeigt, und dann bearbeitet das Eingangssignalfokussiermittel 34 ein digitales Eingangssignal, das dem Ultraschallimpulssignal entspricht, um ein zweites fokussiertes Eingangsbild zu bilden. Das fokussierte Eingangsbild wird in dem Speicher 40 gespeichert. Nachdem das fokussierte Eingangsbild, das bei dem vorhergehenden Ultraschallscannzyklus erhalten wurde, in den Speicher 44 gespeichert worden ist und das fokussierte Eingangsbild, das bei dem folgenden Ultraschallscannzyklus erhalten wurde, in den Speicher 40 gespeichert worden ist, berechnet eine Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46, d. h., ein Versetzungsmeßmittel, die zweidimensionale Kreuzkorrelation zwischen den zwei fokussierten Eingangsbildern, um den Versetzungsvektor von jedem Bildelement des fokussierten Eingangsbildes, das bei dem folgenden Ultraschallscannzyklus gebildet und in den Speicher 40 gespeichert wurde, bezüglich des entsprechenden Bildelementes des fokussierten Eingangsbildes zu messen, das bei dem vorhergehenden Ultraschallscannzyklus gebildet wurde und in den Speicher 44 gespeichert wurde.
Fig. 3(a) und 3(b) sind schematische Ansichten zur Hilfe bei der Erläuterung der Berechnung der Kreuzkorrelation, Fig. 4 ist ein Graph, der die Resultate der Kreuzkorrelationsberechnung zeigt, und Fig. 5 ist ein Diagramm, das einen Versetzungsvektor zeigt, der aus den Koordinaten des Maximalwertes der Kreuzkorrelation bestimmt wurde. In Fig. 3(a), 3(b) und 5 entspricht jedes Quadrat einem Bildelement.
Das n-te fokussierte Eingangsbild, wie in Fig. 3(b) gezeigt, das bei dem n-ten Ultraschallscannzyklus gebildet wurde, ist in dem Speicher 44 gespeichert. Als Beispiel wird die Operation zum Bestimmen der Versetzung eines Bildes P&sub0; beschrieben, das in dem fokussierten Eingangsbild von Fig. 3(b) durch ein schraffiertes Quadrat dargestellt ist. Das (n+1)-te fokussierte Eingangsbild, das bei dem (n+1)-ten Ultraschallscannzyklus gebildet wurde, wie in Fig. 3(a) gezeigt, wird in dem Speicher 40 gespeichert. Angenommen, daß sich ein Teil des Objektes, der dem Bildelement P&sub0; des n-ten fokussierten Eingangsbildes entspricht, das in Fig. 3(b) gezeigt ist, zu einer Position bewegt hat, die einem Bildelement P&sub1; des (n+1)-ten fokussierten Eingangsbildes entspricht, das in Fig. 3(a) gezeigt ist. In diesem Stadium ist unbekannt, ob sich ein Teil eines Objektes, der dem Bildelement P&sub0; entspricht, zu dem Bildelement P&sub1; verschoben hat oder nicht.
Eine Zone D&sub0;, die das Bildelement P&sub0; umgibt, wird für das fokussierte Eingangsbild bestimmt, das in dem Speicher 44 gespeichert ist, eine Zone D&sub1; wird nahe eines Bildelementes P&sub0;', das dem Bildelement P&sub0; entspricht, bei dem fokussierten Eingangsbild festgelegt, das in dem Speicher 40 gespeichert ist, und die Position der Zone D&sub1; wird sukzessive verändert, wobei die Zone D&sub0; bestehen bleibt, um die zweidimensionale Kreuzkorrelation zwischen Daten zu berechnen, die die entsprechenden Bildelemente in den Zonen D&sub0; und D&sub1; darstellen. Angenommen, daß die Bildelementwerte der Bildelemente in den Zonen D&sub0; und D&sub1; durch D&sub0;(x, y) bzw. D&sub1;(x, y) dargestellt werden. Dann wird der Wert der zweidimensionalen Kreuzkorrelation, der in einer Zone von 3x3 Quadraten rings um das Bildelement P&sub0; berechnet wird, das durch Koordinaten (x&sub0;, y&sub0;) dargestellt wird, ausgedrückt durch
Wie in Fig. 4 gezeigt, ist das Berechnungsresultat der zweidimensionalen Kreuzkorrelation eine Funktion, die eine Spitze an einer Position hat, die von dem Ursprung O abweicht. Die Abweichung der Spitze von dem Ursprung O zeigt die Versetzung eines Teils des Objektes, der dem in Fig. 3(b) gezeigten Bildelement P&sub0; entspricht. Wenn nämlich Fig. 4 und Fig. 3(b) überlagert werden, wobei der Ursprung O mit dem Bildelement P&sub0; koinzidiert, stellt ein Vektor, der sich von dem Bildelement P&sub0; zu der Spitze erstreckt, wie in Fig. 5 gezeigt, die Versetzung des Bildelementes P&sub0; dar. Der Vektor ist so zu verstehen, daß sich ein Teil des Objektes, der sich an der Position befindet, die einem Bildelement P&sub0; des n-ten fokussierten Eingangsbildes entspricht, wenn die n-te Ultraschallwelle zum Erhalten des n-ten Bildes emittiert und in dem Objekt reflektiert wird, zu der Position bewegt, die dem Spitzenpunkt des Vektors entspricht, wenn die (n+1)-te Ultraschallwelle zum Erhalten des (n+1)-ten fokussierten Eingangsbildes emittiert und in dem Objekt reflektiert wird. Der Einfachheit halber wird in dieser Beschreibung die Bewegung des Objektes oder eines Teils des Objektes als Bewegung des Bildes oder des Bildelementes des Bildes ausgedrückt. Die Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 (Fig. 1) führt die obige Berechnung für alle Bildelemente des fokussierten Eingangsbildes aus, wobei das Bildelement P&sub0; sequentiell alterniert.
Unter erneuter Bezugnahme auf Fig. 1 und 2 werden die Versetzungsvektoren für alle Bildelemente des zweiten fokussierten Eingangsbildes, die durch die Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 bestimmt wurden, durch den Addierer 48 zu dem Speicher 50 übertragen und in ihm gespeichert. Die Versetzungsvektoren, die in dem Speicher 50 gespeichert sind, werden auf die Versetzungskorrekturschaltung 42 angewendet. Die Versetzungskorrekturschaltung 42 korrigiert die jeweiligen Versetzungen der Bildelemente des zweiten fokussierten Eingangsbildes, das in dem Speicher 40 gespeichert ist, so daß das zweite fokussierte Eingangsbild mit dem ersten fokussierten Eingangsbild koinzidiert. Der Addierer 36 addiert jedes Bildelement des zweiten versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbildes und jedes entsprechende Bildelement des ersten fokussierten Eingangsbildes, das in dem Speicher 38 gespeichert ist, um ein addiertes fokussiertes Eingangsbild vorzusehen. Das erste fokussierte Eingangsbild, das in dem Speicher 38 gespeichert ist, wird gelöscht, und das addierte fokussierte Eingangsbild wird in dem Speicher 38 gespeichert. Das zweite fokussierte Eingangsbild wird aus dem Speicher 40 zu dem Speicher 44 übertragen, und die Versetzungsvektoren, die in dem Speicher 50 gespeichert sind, werden auf einen Grafikprozessor 52 angewendet.
Obwohl der Einfachheit halber angenommen wird, daß sich das Bildelement P&sub0; (genauer gesagt, ein Teil des Objektes, der an der Position angeordnet ist, die dem Bildelement P&sub0; entspricht) zu der Position des Bildelementes P&sub1; verschiebt (zu der Position, die dem Bildelement P&sub1; entspricht) (Fig. 3(a), 3(b) und 5), koinzidiert im allgemeinen die neue Position des Bildelementes P&sub0; nicht mit einem Quadrat und ist von Quadraten versetzt, wie durch ein Bildelement P&sub2; dargestellt wird, das in Fig. 5 durch gestrichelte Linien gezeigt ist. Daher bestimmt die Versetzungskorrekturschaltung 42 durch die folgende Prozedur versetzungskorrigierte Daten für das Bildelement P&sub2;.
Fig. 6 ist ein Blockdiagramm der in Fig. 1 gezeigten Versetzungskorrekturschaltung 42. Versetzungsvektordaten, nämlich Daten, die die Koordinaten des Endpunktes des in Fig. 5 gezeigten Vektors darstellen, werden auf einen Vierpunkt-Adressenkalkulator 42_1 der Versetzungskorrekturschaltung 42 angewendet. Der Vierpunkt-Adressenkalkulator 42_1 berechnet Adressen für vier Bildelemente P&sub1;&sub1;, P&sub1;&sub2;, P&sub1;&sub3; und P&sub1;&sub4; rings um den Endpunkt des Vektors, der durch die Koordinaten dargestellt wird. Adressendaten, die die jeweiligen Adressen der vier Bildelemente P&sub1;&sub1;, P&sub1;&sub2;, P&sub1;&sub3; und P&sub1;&sub4; darstellen, werden auf eine Bildelementdatenleseeinheit 42_2 angewendet. Dann liest die Bildelementdatenleseeinheit 42_2 Bildelementdaten der vier Bildelemente P&sub1;&sub1;, P&sub1;&sub2;, P&sub1;&sub3; und P&sub1;&sub4; und gibt dieselben an einen Wichtungsaddierer 42_3 aus. Der Wichtungsaddierer 42_3 wichtet die Bildelementdaten auf geeignete Weise und addiert die gewichteten Bildelementdaten, um versetzungskorrigierte Daten für das Bildelement P&sub2; zu bestimmen (Fig. 5).
Dann wird wieder der Schaltkreis 28 gesteuert, um zu bewirken, daß der dritte Wandler 2 von oben, wie in Fig. 1 gezeigt, ein Ultraschallimpulssignal emittiert. Das Eingangssignalfokussiermittel 34 sieht ein drittes fokussiertes Eingangsbild vor, das auf der Basis von Eingangssignalen gebildet wurde, die Ultraschallechos entsprechen, und das fokussierte Eingangsbild wird in dem Speicher 40 gespeichert. Dann berechnet die Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 die Kreuzkorrelation zwischen dem zweiten fokussierten Eingangsbild, das in dem Speicher 44 gespeichert ist, und dem dritten fokussierten Eingangsbild, das in dem Speicher 40 gespeichert ist, um Versetzungsvektoren zu bestimmen, die die jeweiligen Versetzungen der Bildelemente zwischen den zwei sukzessiven fokussierten Eingangsbildern darstellen, durch die obige Prozedur. Da die Versetzungsvektoren, die die jeweiligen Versetzungen der Bildelemente zwischen den ersten und zweiten fokussierten Eingangsbildern darstellen, vorher in den Speicher 50 gespeichert wurden, addiert der Addierer 48 die Versetzungsvektoren, die vorher in den Speicher 50 gespeichert wurden, und die entsprechenden neuen Versetzungsvektoren, die durch die Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 bestimmt wurden. Die Versetzungsvektoren, die vorher in den Speicher 50 gespeichert wurden, werden gelöscht, und die neuen Versetzungsvektoren, d. h., integrierte Versetzungsvektoren, werden in den Speicher 50 gespeichert. Somit bezeichnen die integrierten Versetzungsvektoren, die in den Speicher 50 gespeichert werden, die jeweiligen Versetzungen der Bildelemente von den entsprechenden Bildelementen des fokussierten Eingangsbildes, das bei dem ersten Ultraschallscannzyklus erhalten wurde und das als Referenzbild bezeichnet wird.
Die Versetzungen der Bildelemente des dritten fokussierten Eingangsbildes werden in der Versetzungskorrekturschaltung 42 unter Verwendung der integrierten Versetzungsvektoren korrigiert, die in dem Speicher 50 gespeichert sind, so daß das dritte fokussierte Eingangsbild mit dem Referenzbild koinzidiert. Der Addierer 36 addiert die Bildelemente des dritten versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbildes und die entsprechenden Bildelemente des Bildes, das durch Addieren des ersten fokussierten Eingangsbildes und des zweiten fokussierten Eingangsbildes gebildet wurde, um ein neues addiertes fokussiertes Eingangsbild vorzusehen. Das neue addierte Eingangsbild wird in dem Speicher 38 gespeichert. Die integrierten Versetzungsvektoren, die in dem Speicher 50 gespeichert sind, werden auf den Grafikprozessor 52 angewendet.
Die obige Operation wird jedes Mal ausgeführt, wenn der Schaltkreis 28 gesteuert wird, um den Wandler 2 zum Emittieren des Ultraschallimpulssignals zu wechseln. Nachdem die Ultraschallimpulssignale durch alle M Wandler 2 sequentiell emittiert worden sind, ist ein integriertes Bild in dem Speicher 38 gespeichert, das durch Integrieren der M fokussierten Eingangsbilder gebildet wurde. Das integrierte Bild wird durch einen logarithmischen Konverter 18, einen Detektor 20 und einen digitalen Scannkonverter 22 verarbeitet, und das verarbeitete integrierte Bild wird in einem Rahmenspeicher 24 gespeichert. Andererseits werden die integrierten Versetzungsvektoren, die die Versetzungen der Bildelemente des M-ten fokussierten Eingangsbildes von den entsprechenden Bildelementen des Referenzbildes angeben, in dem Speicher 50 gespeichert. Die integrierten Versetzungsvektoren werden dem Grafikprozessor 52 eingegeben. Wie oben erwähnt, werden die integrierten Versetzungsvektoren der zweiten, dritten, ... und der (M-1)-ten fokussierten Eingangsbilder sequentiell dem Grafikprozessor 52 eingegeben. Der Grafikprozessor 52 erzeugt Daten zum deutlichen Anzeigen der integrierten Versetzungsvektoren an einem Display 26 auf der Basis der integrierten Versetzungsvektoren der fokussierten Eingangsbilder, die ihm sequentiell eingegeben wurden, und speichert die Daten in einem Rahmenspeicher 54. Nachdem das integrierte Bild und die Daten, die die integrierten Versetzungsvektoren darstellen, in den Rahmenspeichern 24 bzw. 54 gespeichert worden sind, werden das integrierte Bild und die Daten, die die integrierten Versetzungsvektoren darstellen, aus den Rahmenspeichern 24 und 54 gelesen und an dem Display 26 in einem sichtbaren Bild angezeigt, das durch Überlagern des integrierten Bildes und der Daten gebildet ist, die die integrierten Versetzungsvektoren darstellen.
Fig. 7(a) und 7(b) sind bildhafte Ansichten von Beispielen für Bilder, die am Display 26 angezeigt werden, wenn eine Abdominalstruktur eines menschlichen Körpers angenommen wird.
In Fig. 7(a) sind diskrete Pfeile auf einem Bild eines Blutgefäßes 101 und des Diaphragmas 102 gezeigt, die auf einem Bildschirm 100 angezeigt werden. Die Pfeile kennzeichnen die winzigen Versetzungen diskreter Punkte. In Fig. 7(b) sind Stromlinien auf einem Bild, das dem ähnlich ist, das auf dem Bildschirm 100 in Fig. 7(a) angezeigt wird, von einem Blutgefäß 101 und des Diaphragmas 102 gezeigt, die auf einem Bildschirm 100' angezeigt werden. Die Stromlinien bezeichnen die Richtungen der integrierten Versetzungsvektoren von Punkten auf den Stromlinien. Nur die Größe der integrierten Versetzungsvektoren der Punkte kann durch Leuchtkraft, Farbsättigung oder Farbhelligkeit dargestellt werden.
Obwohl die oben beschriebene Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur eine Ausführungsform der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur des vierten Aspektes der vorliegenden Erfindung ist, die ein Bild anzeigt, das durch Überlagern des integrierten Bildes und der Daten auf der Basis der integrierten Versetzungsvektoren gebildet wurde, kann die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur natürlich die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur des ersten oder zweiten Aspekts der vorliegenden Erfindung haben, die ein integriertes Bild oder die Daten auf der Basis der integrierten Versetzungsvektoren anzeigt.
Fig. 8 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer zweiten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur des dritten Aspektes der vorliegenden Erfindung entspricht, und Fig. 9 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe bei der Erläuterung der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 8, in der Teile wie jene der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur, die unter Bezugnahme auf Fig. 1 und 2 gezeigt und beschrieben wurde, oder die jenen entsprechen, mit denselben Bezugszeichen bezeichnet sind, und deren Beschreibung wird weggelassen, um eine Wiederholung zu vermeiden.
Eine Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 berechnet die zweidimensionale Kreuzkorrelation zwischen dem (n-1)-ten fokussierten Eingangsbild, das in einem Speicher 44 gespeichert ist, und dem n-ten fokussierten Eingangsbild, das in einem Speicher 40 gespeichert ist, um Versetzungsvektoren von Bildelementen zu bestimmen. Ein Addierer 48 addiert die Versetzungsvektoren, die durch die Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 bestimmt wurden, und integrierte Versetzungsvektoren, die vorher in einem Speicher 50 gespeichert wurden, um neue integrierte Versetzungsvektoren vorzusehen, die durch sequentielles Integrieren der Versetzungen von Bildelementen von jenen eines Referenzbildes erhalten wurden, d. h., eines fokussierten Eingangsbildes, das bei dem ersten Ultraschallscannzyklus gebildet wurde. Die neuen integrierten Versetzungsvektoren werden in dem Speicher 50 gespeichert.
Die Versetzungsvektoren, die durch die Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 bestimmt wurden, werden auch einer Versetzungskorrekturschaltung 56 eingegeben. Die Versetzungskorrekturschaltung 56 korrigiert die Versetzung, so daß das n-te fokussierte Eingangsbild, das in dem Speicher 40 gespeichert ist, mit dem (n-1)-ten fokussierten Eingangsbild übereinstimmt, das in dem Speicher 44 gespeichert ist. Das so erhaltene n-te versetzungskorrigierte fokussierte Eingangsbild und das (n-1)-te fokussierte Eingangsbild, das in dem Speicher 44 gespeichert ist, werden durch einen Subtrahierer 58 einer Subtraktion unterzogen, nur Amplitudeninformationen werden durch einen Detektor 60 extrahiert, um ein Amplitudendifferenzbild zu erhalten. Das Amplitudendifferenzbild wird einer Versetzungskorrekturschaltung 42 eingegeben. Das Amplitudendifferenzbild stellt die Differenz zwischen zwei versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbildern dar. Deshalb wird die Versetzung von jedem Gewebe des Körpers korrigiert und gelöscht, während die Versetzung von Blutströmen oder dergleichen nicht korrigiert wird und beim Korrigieren von Versetzungen der Bildelemente in dem Amplitudendifferenzbild als Fehler verbleibt. Die integrierten Versetzungsvektoren, die in dem Speicher 50 gespeichert sind, werden auch der Versetzungskorrekturschaltung 42 eingegeben, und die Versetzung des Amplitudendifferenzbildes wird unter Bezugnahme auf das Referenzbild korrigiert. Die versetzungskorrigierten Amplitudendifferenzbilder werden durch einen Addierer 62 sequentiell addiert, um ein integriertes Amplitudendifferenzbild zu erhalten. Das integrierte Amplitudendifferenzbild wird in einem Speicher 64 gespeichert.
Ein digitaler Scannkonverter 22 konvertiert das integrierte Amplitudendifferenzbild in Anzeigedaten; und die Anzeigedaten werden in einem Speicher 24 temporär gespeichert. Das integrierte Amplitudendifferenzbild wird später in einem sichtbaren Bild an einem Display 26 angezeigt. Wie oben erläutert, wird das integrierte Amplitudendifferenzbild durch Integrieren der versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbilder gebildet, und daher sind Blutströme oder dergleichen in dem sichtbaren Bild ungeachtet der Fließrichtung der Blutströme oder dergleichen deutlich erkennbar.
Obwohl diese Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur mit den zwei Versetzungskorrekturschaltungen 56 und 42 versehen ist, um die Versetzung zwischen den Amplitudendifferenzbildern wieder zu korrigieren, nachdem die Amplitudendifferenzbilder erhalten wurden, indem die Versetzung zwischen den zwei fokussierten Eingangsbildern korrigiert wird, woraus das Amplitudendifferenzbild zu erhalten ist, kann die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nur mit einer Versetzungskorrekturschaltung versehen sein und kann die Amplitudendifferenzbilder nach dem Korrigieren der Versetzungen aller fokussierter Eingangsbilder bestimmen.
Obwohl diese Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nur das integrierte Amplitudendifferenzbild bestimmt und anzeigt, kann diese Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur natürlich die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur, die in Fig. 1 gezeigt ist, inkorporieren, um ein integriertes Bild, d. h., ein Tomogramm einer internen Struktur des Objektes, in Kombination mit dem integrierten Amplitudendifferenzbild anzuzeigen.
Fig. 10 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer dritten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung, die die Funktionen der Ultraschalldiagnosevorrichtungen mit künstlicher Apertur des ersten und zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung hat, und Fig. 11 ist eine schematische Ansicht zur Hilfe bei der Erläuterung der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 10, in der Blöcke wie jene, die unter Bezugnahme auf Fig. 1 und 2 gezeigt und beschrieben sind, oder die jenen entsprechen, mit denselben Bezugszeichen bezeichnet sind, und deren Beschreibung wird weggelassen. Jedoch sind die Konfigurationen der Komponenten der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in der dritten Ausführungsform nicht unbedingt dieselben wie jene der Komponenten der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur, die in Fig. 1 und 2 gezeigt ist, und die Komponenten der ersteren Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur sind für die dreidimensionale Messung konstruiert.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ist mit einer Sonde 1' versehen, die eine Vielzahl von Wandlern 2 umfaßt, die in einer zweidimensionalen Anordnung angeordnet sind. Ein Eingangssignalfokussiermittel 34 sieht ein dreidimensionales fokussiertes Eingangsbild durch Berechnung auf der Basis von Eingangssignalen vor, die durch die Wandler 2 vorgesehen werden, die in einem zweidimensionalen Array angeordnet sind. Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ist statt mit der Berechnungsschaltung der zweidimensionalen Kreuzkorrelation 46 von Fig. 1 mit einer Berechnungsschaltung der dreidimensionalen Kreuzkorrelation 46' versehen. Die Berechnungsschaltung der dreidimensionalen Kreuzkorrelation 46' berechnet die dreidimensionale Kreuzkorrelation zwischen dem (n-1)-ten fokussierten Eingangsbild, das in einem Speicher 44 gespeichert ist, und dem n-ten fokussierten Eingangsbild, das in einem Speicher 40 gespeichert ist, um Versetzungsvektoren zu bestimmen, die die dreidimensionalen Versetzungen von Bildelementen zwischen den zwei fokussierten Eingangsbildern angeben. Die Operationen der Blöcke in Fig. 10 sind jenen der entsprechenden Blöcke in Fig. 1 und 2 ähnlich. Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur zeigt ein integriertes Bild, Daten, die die integrierten Versetzungsvektoren darstellen, oder ein Bild, das durch Überlagern des integrierten Bildes und der Daten, die die integrierten Versetzungsvektoren darstellen, gebildet ist, an einem Display 26 an.
Der Anzeigemodus ist nicht auf irgendeinen besonderen begrenzt; eine vorbestimmte zweidimensionale Sektion kann angezeigt werden, oder eine dreidimensionale Struktur kann in einem perspektivischen Bild angezeigt werden.
Fig. 12 ist ein Blockdiagramm einer Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in einer vierten Ausführungsform gemäß der vorliegenden Erfindung. Diese Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ist durch Erweitern der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur, die in Fig. 8 gezeigt ist, für die dreidimensionale Messung gebildet. In Fig. 12 sind Blöcke wie jene, die in Fig. 8 gezeigt sind, oder die jenen entsprechen, durch dieselben Bezugszeichen bezeichnet, und um eine Wiederholung zu vermeiden, wird deren Beschreibung weggelassen.
Die in Fig. 12 gezeigte Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur ist ähnlich wie die in Fig. 10 gezeigte mit einer Sonde 1' versehen, die eine Vielzahl von Wandlern 2 umfaßt, die in einer zweidimensionalen Anordnung angeordnet sind. Ein Eingangssignalfokussiermittel 34 sieht durch Berechnung ein dreidimensionales fokussiertes Eingangsbild von der internen Struktur eines Objektes auf der Basis von Eingangssignalen vor, die durch die Wandler 2 vorgesehen werden, die in einer zweidimensionalen Anordnung angeordnet sind. Eine Berechnungsschaltung einer dreidimensionalen Kreuzkorrelation 46', die jener von Fig. 10 ähnlich ist, bestimmt dreidimensionale Versetzungsvektoren von Bildelementen in zwei fokussierten Eingangsbildern, die in den zwei Speichern 40 bzw. 44 gespeichert sind. Die restlichen Operationsschritte der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur sind dieselben wie jene der Operation der Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur von Fig. 8, und daher wird deren Beschreibung weggelassen.
Die Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur in der vierten Ausführungsform kann an einem Display 26 ein Bild einer vorbestimmten Sektion oder ein perspektivisches Bild einer dreidimensionalen Struktur anzeigen.
Die vorliegende Erfindung ist in ihrer Anwendung nicht auf eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur zur zweidimensionalen Messung begrenzt, dieselbe ist auch auf eine Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur zur dreidimensionalen Messung anwendbar.

Claims

1. Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur, mit:

einem Mittel (1) zum Detektieren von Informationen bezüglich einer internen Struktur eines zu untersuchenden Objektes;

einem Mittel (10, 28), um zu ermöglichen, daß jeder von einer Vielzahl von angeordneten Wandlern (2) der Reihe nach sequentiell ein Ultraschallimpulssignal in das Objekt ausgibt;

einem Mittel (30, 32) zum Empfangen jedes Ultraschallechos, das durch die interne Struktur des Objektes reflektiert wurde, wenn es durch die Vielzahl von Wandlern, die als Empfangsarray dienen, detektiert ist, in jedem Ultraschallscannzyklus; und

einem Mittel zum Erhalten von Informationen bezüglich der internen Struktur des Objektes auf der Basis der Eingangssignale, die durch die Vielzahl von Wandlern, die als Empfangsarray dienen, vorgesehen werden;

welches Mittel zum Erhalten von Informationen umfaßt:

(a) ein Eingangssignalfokussiermittel (34), das ein fokussiertes Eingangsbild des gesamten Bereiches eines gewünschten Sehfeldes innerhalb des Objektes auf der Basis der Detektionssignale, die durch die Wandler geliefert werden, die als Empfangsarray dienen, in jedem Ultraschallscannzyklus bildet;

(b) ein Versetzungsmeßmittel (46), das für eine Vielzahl von fokussierten Eingangsbildern Versetzungsvektoren von Bildelementen eines zweiten fokussierten Eingangsbildes, das bei einem folgenden Ultraschallscannzyklus gebildet und in einem zweiten Speicher (40) gespeichert wurde, bezüglich des entsprechenden Bildelementes des ersten fokussierten Eingangsbildes bestimmt, das bei dem vorhergehenden Ultraschallscannzyklus gebildet und in einem ersten Speicher (44) gespeichert wurde, welche Versetzungsvektoren die Versetzungen der Bildelemente zwischen zwei fokussierten Eingangsbildern angeben, die bei zwei Ultraschallscannzyklen erhalten wurden;

(c) ein Versetzungsintegrationsmittel (36), das integrierte Versetzungsvektoren, die die Versetzungen der Bildelemente eines fokussierten Eingangsbildes von jenen eines vorbestimmten fokussierten Referenzeingangsbildes angeben, durch das Integrieren von Versetzungsvektoren der entsprechenden Bildelemente in einer Vielzahl von fokussierten und gespeicherten Eingangsbildern bestimmt;

und ein Anzeigemittel der integrierten Versetzung (26), das Daten auf der Basis der integrierten Versetzungsvektoren anzeigt.

2. Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Anspruch 1, bei der das Berechnungsmittel des integrierten Bildes umfaßt:

- ein Versetzungskorrekturmittel (42), das die Versetzungen der Bildelemente von jedem fokussierten Eingangsbild unter Bezugnahme auf das vorbestimmte fokussierte Referenzeingangsbild korrigiert, um ein versetzungskorrigiertes fokussiertes Eingangsbild zu erhalten; und

- ein Bildintegrationsmittel (48), das ein integriertes Bild durch Integrieren der versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbilder erhält, und ein Anzeigemittel des integrierten Bildes (26), welches das integrierte Bild anzeigt.

3. Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach Anspruch 1 oder 2, bei der das Berechnungsmittel des integrierten Bildes ein Anzeigemittel der integrierten Versetzung (26) umfaßt, das Daten auf der Basis der integrierten Versetzungsvektoren anzeigt.

4. Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 3, bei der das Berechnungsmittel des integrierten Bildes ein Berechnungsmittel eines integrierten Amplitudendifferenzbildes enthält, das umfaßt:

ein Versetzungskorrekturmittel (42), das die Versetzungen der Bildelemente von jedem fokussierten Eingangsbild unter Bezugnahme auf das vorbestimmte fokussierte Referenzeingangsbild korrigiert, um ein versetzungskorrigiertes fokussiertes Eingangsbild zu erhalten;

ein Amplitudendifferenzextraktionsmittel (58), das eine Vielzahl von Amplitudendifferenzbildern erhält, indem Informationen, die die Amplitudendifferenz zwischen den entsprechenden Bildelementen der zwei versetzungskorrigierten fokussierten Eingangsbilder darstellen, aus der Vielzahl von fokussierten Eingangsbildern sequentiell extrahiert werden;

ein Amplitudendifferenzbildintegrationsmittel (60), das ein integriertes Amplitudendifferenzbild erhält, indem die Vielzahl von versetzungskorrigierten Amplitudendifferenzbildern integriert wird; und

ein Anzeigemittel des integrierten Amplitudendifferenzbildes, welches das integrierte Amplitudendifferenzbild anzeigt.

5. Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 4, bei der das Anzeigemittel (26) umfaßt:

ein Anzeigemittel eines zusammengesetzten Bildes, zum Anzeigen von wenigstens zwei Informationen von dem integrierten Bild, das durch das Bildintegrationsmittel (48) erhalten wurde, von Daten auf der Basis der integrierten Versetzungsvektoren, die durch das Versetzungsintegrationsmittel (36) erhalten wurden, und des integrierten Amplitudendifferenzbildes, das durch das Amplitudendifferenzbildintegrationsmittel (58, 60) erhalten wurde, in einem überlagerten Bild.

6. Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 5, bei der das Versetzungsmeßmittel (46) den Versetzungsvektor, der die Versetzung von jedem Bildelement darstellt, auf der Basis der Koordinaten des Maximalwertes der Kreuzkorrelation bestimmt, die durch die Berechnung der Kreuzkorrelation zwischen den zwei fokussierten Eingangsbildern ermittelt werden.

7. Ultraschalldiagnosevorrichtung mit künstlicher Apertur nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 5, bei der das Versetzungsmeßmittel (46) den Versetzungsvektor, der die Versetzung von jedem Bildelement darstellt, durch die Berechnung des optischen Flusses zwischen den zwei fokussierten Eingangsbildern bestimmt.