JP3505281B2

JP3505281B2 - 超音波３次元画像形成装置

Info

Publication number: JP3505281B2
Application number: JP19280595A
Authority: JP
Inventors: 浩橋本; 雲沈
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1995-07-28
Filing date: 1995-07-28
Publication date: 2004-03-08
Anticipated expiration: 2015-07-28
Also published as: JPH0938084A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波エコー(ech
o)に基づいて特に血流の３次元表示画像を形成する超音
波３次元画像形成方法および装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、ＣＦＭ(color flow mapping)法に
よって形成されたカラードプラ(colorDoppler) 血流像
を基にして血流の３次元表示画像を形成することが知ら
れている。これは複数断面のカラードプラ血流像から３
次元血流像を形成し、この３次元血流像について所望の
視点から見た３次元表示画像を形成するものである。３
次元表示画像には陰影が施され立体感が与えられる。

【０００３】カラードプラ血流像はドプラ信号に基づい
て血流の速度と方向をカラー表示するものであるから静
止している組織の像を含まない。このため、３次元血流
像を形成するのに適している。

【０００４】なお、血流像をＢモード(mode)画像から求
める試みもあるが、Ｂモード画像においては、血流と他
の組織との境界の不明瞭さや超音波走査の深さ方向およ
び方位方向でのＳ／Ｎ(signal-to-noise ratio) の劣化
等のために満足な血流像は得られない。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】カラードプラ血流像を
求めるとき、超音波パルスの繰り返し周波数はドプラ信
号の周波数に折り返しを生じさせない値に設定しなけれ
ばならない。このため、超音波パルスの繰り返し周波数
は血流速度の最大値に合わせて高く設定されるが、そう
すると遅い血流に対する検出の分解能が低下し、速度の
遅い血流すなわち細い血管の血流は表示されなくなる。

【０００６】したがって、このようなカラードプラ血流
像を基にして得られる３次元血流像は細い血流に対する
分解能の悪いものとなるという問題がある。また、血流
速度は超音波ビーム(beam)の音線方向の速度成分として
検出されるので、超音波ビーム方向と血流方向の間の角
度が９０°に近づくほど検出信号は小さくなり９０°で
は０となる。したがって超音波ビームに対して直交する
血流は画像化されず、その部分はあたかも血流が存在し
ないようになる。

【０００７】このため、カラードプラ血流像においては
血流像の連続性が維持されず、したがって、それから得
られる３次元血流像は連続性が得られないという問題が
ある。

【０００８】本発明は上記問題点を解決するためになさ
れたもので、その目的は、分解能と連続性に優れた３次
元血流像が得られる超音波３次元画像形成方法および装
置を実現することである。

【０００９】

【課題を解決するための手段】課題を解決するための第
１の発明は、被検体を超音波で３次元走査してエコーを
受信し、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて３次元
表示画像を形成する超音波３次元画像形成方法である。

【００１０】ドプラ信号のパワーは血流の有無を示し速
度や方向に無関係であるからドプラ周波数の折り返しは
問題にならない。このため、超音波パルスの繰り返し周
波数を低く設定して遅い血流に対する検出の分解能を高
めることができる。

【００１１】また、ドプラ信号のパワーは単位体積内の
移動反射体の数を示すので血流が超音波ビーム方向と９
０°近い角度をなす場合でも血流の存在は容易に検出で
きる。したがって、血流の連続性を維持した血流信号が
得られる。

【００１２】そして勿論、ドプラ方式の特徴により静止
組織は検知しないので血流像の切り分けが容易である。
課題を解決するための第１の発明によれば、上記のよう
なドプラ信号のパワーの特質に基づいて、分解能と連続
性に優れた３次元血流像が得られる。

【００１３】課題を解決するための第１の発明におい
て、前記３次元表示画像の形成は、エコーのドプラ信号
のパワーに基づいて画像データを形成し、前記画像デー
タに基づいて３次元表示画像を形成することが前記画像
データをパワードプラ・モード画像の表示に利用できる
点で好ましい。

【００１４】また、課題を解決するための第１の発明に
おいて、３次元表示画像の形成は、エコーのドプラ信号
のパワーに基づいて画像データを形成し、前記画像デー
タに基づいて３次元画像データを形成し、前記３次元画
像データに基づいて３次元表示画像を形成することが任
意の視点から３次元表示画像を形成する点で好ましい。

【００１５】上記の場合、前記３次元画像データの形成
は閾値を用いて行うことが血流像の抽出を容易にする点
で好ましい。また、上記の場合、前記３次元表示画像の
形成はパワードプラ・モードの２次元表示画像を見る視
点と同じ視点から行うことが、３次元表示画像を高速に
形成する点で好ましい。

【００１６】また、課題を解決するための第１の発明に
おいて、被検体内の所定の断面を超音波で走査してエコ
ーを受信し、前記所定の断面を逐次移動させ、エコーの
ドプラ信号のパワーに基づいて前記所定の断面毎に画像
データを形成し、前記所定の断面毎に画像データが形成
される度にその画像データとそれよりも前に形成された
他の断面の画像データとの間の演算によって３次元表示
画像を形成することが３次元表示画像の形成を高速に行
う点で好ましい。

【００１７】上記の場合、前記３次元表示画像の形成
は、前記所定の断面毎に画像データが形成される度に、
その画像データとそれよりも２つ前の所定の断面の画像
データとの間の演算によって行うことが品質の良い画像
を形成する点で好ましい。

【００１８】また、上記の場合、前記画像データ間の演
算は、予め入力データと出力データとの関係を規定した
テーブルによって行うのが画像形成をさらに高速化する
点で好ましい。

【００１９】課題を解決するための第２の発明は、被検
体を超音波で３次元走査してエコーを受信する送受信手
段と、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて３次元表
示画像を形成する画像形成手段とを具備することを特徴
とする超音波３次元画像形成装置である。

【００２０】課題を解決するための第２の発明によれ
ば、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて３次元表示
画像を形成するので、分解能と連続性に優れた３次元血
流像が得られる。

【００２１】課題を解決するための第２の発明におい
て、前記画像形成手段は、エコーのドプラ信号のパワー
に基づいて画像データを形成する画像データ形成手段
と、前記画像データに基づいて３次元表示画像を形成す
る３次元表示画像形成手段とを具備することが前記画像
データをパワードプラ・モード画像の表示に利用できる
点で好ましい。

【００２２】また、課題を解決するための第２の発明に
おいて、前記画像形成手段は、エコーのドプラ信号のパ
ワーに基づいて画像データを形成する画像データ形成手
段と、前記画像データに基づいて３次元画像データを形
成する３次元画像データ形成手段と、前記３次元画像デ
ータに基づいて３次元表示画像を形成する３次元表示画
像形成手段とを具備することが任意の視点から３次元表
示画像を形成する点で好ましい。

【００２３】上記の場合、前記３次元表示画像形成手段
はパワードプラ・モードの２次元表示画像を見る視点と
同じ視点から３次元表示画像の形成を行うことが、３次
元表示画像を高速に形成する点で好ましい。

【００２４】課題を解決するための第３の発明は、被検
体内の所定の断面を超音波で走査してエコーを受信する
送受信手段と、前記所定の断面を逐次移動させる移動手
段と、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて前記所定
の断面毎に画像データを形成する画像データ形成手段
と、前記所定の断面毎に画像データが形成される度にそ
の画像データとそれよりも前に形成された他の断面の画
像データとの間の演算によって３次元表示画像を形成す
る３次元表示画像形成手段とを具備することを特徴とす
る超音波３次元画像形成装置である。

【００２５】課題を解決するための第３の発明によれ
ば、前記所定の断面毎に画像データが形成される度にそ
の画像データとそれよりも前に形成された他の断面の画
像データとの間の演算によって３次元表示画像を形成す
るので、３次元表示画像の形成を高速に行え、実時間で
の３次元表示画像の形成が可能になる。

【００２６】課題を解決するための第３の発明におい
て、前記３次元表示画像形成手段は、前記所定の断面毎
に画像データが形成される度に、その画像データとそれ
よりも２つ前の所定の断面の画像データとの間の演算に
よって３次元表示画像の形成を行うことが、品質の良い
画像を形成する点で好ましい。

【００２７】また、課題を解決するための第３の発明に
おいて、前記３次元表示画像形成手段による前記画像デ
ータ間の演算は、予め入力データと出力データとの関係
を規定したテーブルによって行うのが画像形成をさらに
高速化する点で好ましい。

【００２８】上記第１および第２の発明において、前記
３次元走査には少なくとも下記のものが含まれる。勿
論、下記は例示であって限定を意味しない。（１）超音波ビームを所定の断面内で走査し、かつその
所定の断面の位置を逐次変化させる。

【００２９】（２）複数の超音波ビームで複数の所定の
断面内を並行して走査する。（３）複数の超音波ビームを用いて３次元領域から一挙
に複数のエコーを得る。

【００３０】上記第３の発明において、前記所定の断面
での走査には少なくとも下記のものが含まれる。勿論、
下記は例示であって限定を意味しない。（１）走査を機械的手段で行う。

【００３１】（２）走査を電気的手段で行う。（３）走査を複数のビームで行う。（４）複数のビームを用いて所定の断面から複数のエコ
ーを一挙に得る。

【００３２】上記第３の発明において、前記所定の断面
の逐次移動には少なくとも下記の態様が含まれる。勿
論、下記は例示であって限定を意味しない。（１）面と交わる方向へ平行移動する。

【００３３】（２）面と交わる方向へ揺動移動する。（３）面を１つの超音波ビームに沿った軸の周りで回転
させる。（４）断面の移動を手動で行う。（５）断面の移動を機械的手段で行う。（６）断面の移動を電気的手段で行う。

【００３４】上記第１および第２の発明の付記事項にお
いて、前記画像データに基づく３次元画像データの形成
には下記のものが含まれる。勿論、下記は例示であって
限定を意味しない。

【００３５】（１）ボクセル(voxel) 法のアルゴリズム
(algorithm) により３次元画像データを形成する。（２）マーチングキューブ(Marching Cube) 法のアルゴ
リズムにより３次元画像データを形成する。

【００３６】（３）ディバイディングキューブ(Dividin
g Cube) 法のアルゴリズムにより３次元画像データを形
成する。なお、ボクセル法、マーチングキューブ法およびディバ
イディングキューブ法はいずれもＸ線断層撮影装置や磁
気共鳴撮影装置において３次元画像データの形成に利用
される既知の手法であり、例えば雑誌 MEDICAL IMAGING
TECHNOLOGYVol.8, No.2 (1990)に記載されている。

【００３７】概要を述べれば、ボクセル法は、画像デー
タが存在している３次元空間を微小な立方体（ボクセ
ル）の集合体と見做し、ボクセル値が所定の範囲内にあ
るものを抽出して３次元画像データを形成するものであ
る。

【００３８】マーチングキューブ法は、画像データが存
在している３次元空間において８つのピクセル(pixel)
で囲まれた立方体（キューブ）を想定し、所定の閾値に
対する８つのピクセルの大小関係からキューブを横切る
サーフェイス（surface)の有無とその態様を求め、これ
を全てのキューブについて行うことにより３次元画像デ
ータ（サーフェイス像）を求めるものである。

【００３９】ディバイディングキューブ法は、マーチン
グキューブ法の変形であって、キューブをピクセルサイ
ズ(pixel size)以下に分割してマーチングキューブ法の
手法を適用することにより３次元画像データを求めるも
のである。

【００４０】また、上記第１および第２の発明の付記事
項において、前記３次元画像データに基づく３次元表示
画像の形成には下記のものが含まれる。勿論、下記は例
示であって限定を意味しない。

【００４１】（１）視点の方向に応じた座標変換、陰面
処理および陰影付け、すなわちレンダリング(renderin
g) によって３次元表示画像を形成する。

【００４２】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。図１に超音波映像装置のブ
ロック図を示す。本装置は本発明の実施の一形態であ
る。なお、本装置の構成によって本発明の装置に関する
実施の一形態が示される。また、本装置の動作によって
本発明の方法に関する実施の一形態が示される。

【００４３】図１において、超音波プローブ(probe) １
は図示しない被検体に超音波ビームを送波するとともに
被検体からのエコーを検出する。超音波プローブ１は超
音波ビームで被検体を２次元または３次元的に走査す
る。

【００４４】送受信部２は超音波プローブ１を駆動して
超音波ビームを送波させるとともに超音波プローブ１の
エコー検出信号を受信する。超音波プローブ１と送受信
部２は本発明における送受信手段の実施の一形態であ
る。

【００４５】送受信部２が受信したエコー信号は、対数
増幅部３で対数増幅され包絡線検波部４で包絡線検波さ
れて、Ｂモード(mode)画像データとしてディジタル・ス
キャン・コンバータ(digital scan converter)５に入力
される。

【００４６】ディジタル・スキャン・コンバータ５はＢ
モード画像データを記憶するとともにそれを映像信号に
変換して表示部６に入力する。表示部６は入力信号に基
づいてＢモード画像を表示する。

【００４７】直交検波部７は送受信部２のエコー受信信
号を直交検波して同相成分Ｉと直交成分Ｑを求める。Ｍ
ＴＩ(moving target indication)フィルタ部８は直交検
波部７から与えられる同相成分Ｉと直交成分Ｑについて
それぞれＭＴＩ処理を行う。これによってエコー信号の
ドプラ信号が同相成分Ｉと直交成分Ｑについて抽出され
る。

【００４８】自己相関演算部９はＭＴＩ処理された同相
成分Ｉと直交成分Ｑについて自己相関演算を行い、速
度、分散およびパワーを表す画像データをそれぞれ求め
る。ここで、速度とは被検体内の血流の速度のことであ
り、分散とはその速度の分散のことであり、パワーとは
ドプラ信号のパワーのことである。

【００４９】これら速度、分散およびパワーを表す画像
データはディジタル・スキャン・コンバータ部５に入力
される。ディジタル・スキャン・コンバータ部５はこれ
らのデータを記憶するとともにそれぞれ映像信号に変換
して表示部６に与える。

【００５０】直交検波部７、ＭＴＩフィルタ部８および
自己相関演算部９は、本発明における画像データ形成手
段の実施の一形態である。３次元画像処理部１０は自己
相関演算部９から与えられるパワーを表す画像データを
処理して３次元画像データを形成し、この３次元画像デ
ータをさらに処理して３次元表示画像データを形成する
ものである。

【００５１】３次元画像処理部１０が形成した３次元表
示画像データはディジタル・スキャン・コンバータ部５
に入力される。ディジタル・スキャン・コンバータ部５
はそれを記憶するとともに映像信号に変換して表示部６
に与える。

【００５２】３次元画像処理部１０は本発明における３
次元画像データ形成手段と３次元表示画像データ形成手
段の実施の一形態である。３次元画像処理部１０につい
ては後に改めて説明する。

【００５３】直交検波部７、ＭＴＩフィルタ部８、自己
相関演算部９および３次元画像処理部１０は本発明にお
ける画像形成手段の実施の一形態である。エンドスコピ
ック(endoscopic)処理部１１は３次元画像処理部１０が
形成した３次元画像を処理することにより、被検体の内
部をあたかも内視鏡で見たような３次元画像、すなわち
エンドスコピック画像を表すデータを形成するものであ
る。

【００５４】エンドスコピック処理部１１については後
に改めて説明する。エンドスコピック処理部１１が形成
する画像データはディジタル・スキャン・コンバータ部
５に入力される。ディジタル・スキャン・コンバータ部
５はそれを記憶するとともに映像信号に変換して表示部
６に与える。

【００５５】制御部１２は、以上の各部に制御信号を与
えてそれらの動作を制御する。操作部１３は本装置の使
用者によって操作され制御部１２に使用者の指令を与え
る。本装置の動作モードは操作部１３によって指令され
る。動作モードには、Ｂモード、ＣＦＭ(color flow ma
pping)モードおよびパワードプラ・モードがある。

【００５６】Ｂモードが指定されたときは、送受信部２
によってＢモード走査が行われるとともに包絡線検波部
４から得られるＢモード画像データに基づいて被検体の
Ｂモード画像が表示部６に表示される。

【００５７】ＣＦＭモードが指定されたときは、送受信
部２によってＣＦＭモードの走査が行われるとともに自
己相関演算部９から得られる速度を表す画像データと分
散を表す画像データに基づいて血流の速度とその分散の
カラーマッピング像が表示部６に表示される。

【００５８】パワードプラ・モードが指定されたとき
は、送受信部２によってパワードプラ・モードの走査が
行われるとともに自己相関演算部９から得られるパワー
画像データに基づいてパワードプラ画像が表示部６に表
示される。

【００５９】パワードプラ画像は被検体における血流の
所在を示す画像となる。この画像はドプラ信号のパワー
に基づくものであるから血流を高分解能で連続性良く表
現している。

【００６０】パワードプラ画像の一例を図２に示す。図
２において扇形の枠内の画像がパワードプラ画像であ
り、その周囲はＢモード画像である。パワードプラ画像
において、高輝度の部分が血流像である。血流の無い部
分はバックグラウンド(back ground) であり暗く表示さ
れている。

【００６１】図２の画像はモノクローム(monochrome)表
示の例である。Ｂモード画像との区別を一層明確にする
ためパワードプラ画像を特定の色でカラー表示するよう
にしても良い。なお、この場合カラーは速度を意味しな
い。

【００６２】本装置はこのようなパワードプラ画像を利
用して血流の３次元像を形成しかつ表示するものであ
る。次に、血流の３次元画像形成と表示について説明す
る。

【００６３】パワードプラ・モードの状態において操作
部１３により３次元モードが指令される。このモードで
は超音波プローブ１により被検体の３次元走査が行われ
る。３次元走査は例えば超音波ビームで被検体を２次元
走査しながら超音波プローブ１を２次元走査面とは垂直
な方法に移動させることにより行う。

【００６４】この移動手段は本発明における移動手段の
実施の一形態である。なお、図示は省略してある。図３
に超音波ビームで走査される被検体内の３次元空間を示
す。図３においてｚは被検体の深さ方向、ｘは超音波ビ
ームの走査方向、ｙは超音波プローブ１の移動方向であ
る。ｘｚ面は超音波ビームの２次元走査面、ｙ方向は２
次元走査面の積層方向である。超音波ビームの２次元走
査面を以下スライス（slice)と呼ぶ。

【００６５】超音波プローブ１の移動にともなってスラ
イスは奥の方からｙ１，ｙ２，…ｙｎの順に形成され
る。なお、ＢＬは血流の模式図である。３次元走査によ
って、各スライス毎にパワードプラ画像データが得られ
る。これらのパワードプラ画像データによって図３の３
次元空間に相当する３次元のデータ空間が形成される。
このような３次元のパワードプラ画像データが自己相関
演算部９から３次元画像処理部１０に与えられる。

【００６６】３次元画像処理部１０はマイクロプロセッ
サ等で構成され、そのプログラム（program)によって以
下のような３次元画像処理が実行される。３次元画像処
理は例えばディバイディングキューブ法により所定に閾
値に基づいて血流の３次元画像データを形成し、この３
次元画像データをレンダリング処理して所望の視点から
見た血流の３次元表示画像データを形成する。

【００６７】図４に、このようにして求められた血流の
３次元表示画像の一例を示す。血流の３次元像は事実上
血管の３次元像と見ることができる。そこで、エンドス
コピック処理部１１により、上記の３次元画像データか
ら血流像の内部に視点を置いた３次元表示画像データを
形成（レンダリング）すれば、あたかも血管の内部を内
視鏡で見たような３次元像を得ることができる。

【００６８】そのような画像は、３次元データ空間内に
おいて血流像の内部に設定した視点から所定の視野角で
放射状に視線を伸ばし、視線が３次元画像データに当た
った位置を壁とし、この壁を視点からの遠近に応じて陰
影をつけることにより形成される。このようなエンドス
コピック処理部１１はマイクロプロセッサを用いて実現
される。

【００６９】図５に血流のエンドスコピック画像の一例
を示す。次に、３次元表示画像を簡易な方法で形成する
例について説明する。図３において、３次元空間の血流
像をスライス面に垂直な方向Ａから眺めると、奥のスラ
イスの血流像は手前のスライスの血流像からはみ出た部
分が見える。この原理を利用すれば血流の３次元表示画
像の形成は下記のように簡易化できる。

【００７０】

【数１】

【００７１】

【数２】

【００７２】＊２；（２）以外のときただし、ｆ（ｘ，ｙ，ｚ）：３次元表示画像データｇ（ｘ，ｙ，ｚ）：パワードプラ画像データｋ：重み係数（＜１）Ｇｔ：閾値ここで、閾値Ｇｔは血流を表す画像データを判別する値
に設定される。

【００７３】奥のスライスの血流像が手前のスライスの
血流像からはみ出すのは、（２）式が成立するときであ
る。すなわち、手前のスライスｙ＋１においては座標
ｘ，ｚの画像データが閾値より小さいので血流像が無い
ことを意味し、奥のスライスｙ−１では対応する座標位
置の画像データが閾値以上であることにより血流像が有
ることを意味する。

【００７４】このとき（１）式の＊１の演算により、ス
ライスｙ−１の画像データとスライスｙ＋１の画像デー
タの差を同じｘ，ｚ座標のもの同士で求め、これをその
座標の３次元表示画像データとする。

【００７５】（２）式が成立しない座標位置について
は、（１）式の＊２の演算により、前回求めた３次元表
示画像データに重み係数ｋを掛けたものを新たな３次元
表示画像データとする。

【００７６】この＊２演算は、今回の演算において血流
像が無かった部分には前回求めた３次元表示画像データ
を重み係数ｋにより一段弱い輝度のデータにして置き換
えることを意味する。

【００７７】このような演算をスライス対内の全ての画
像データについて行う。スライス対内の演算が終了する
度スライス対の組み合わせを１つずらして同様な演算を
繰り返す。

【００７８】なお、上記のように画像データの演算に１
枚置きのスライス同士を使用するのは血流像のスライス
間の変化分を大きくするためである。隣合うスライス同
士で演算することも勿論可能である。

【００７９】このような３次元表示画像の形成はマイク
ロプロセッサを用いて行われる。簡単な演算で行えるの
で高速な画像形成が行える。また、この演算は電気回路
によって実現することもできる。

【００８０】図６に、そのような演算回路の一例を示
す。図６において、１０１，１０２および１０３はデー
タメモリ(data memory) である。これらデータメモリ１
０１，１０２，１０３には自己相関演算部９から与えら
れるパワードプラ画像データがそれぞれゲート(gate)１
０４，１０５，１０６を通じてスライス毎に書き込まれ
る。データメモリ１０１，１０２，１０３に書き込まれ
た画像データはゲート１０７，１０８，１０９を通じて
読み出される。

【００８１】画像データは３次元走査につれて連続する
３つのスライスのものが順番にデータメモリ１０１，１
０２，１０３に書き込まれる。読出は書込中のスライス
の２つ前のスライスの画像データを記憶しているデータ
メモリについて行われる。

【００８２】書込および読出のアドレス(address) は制
御部１２によって制御される。書込および読出のタイミ
ング(timing)は制御部１２からのリード／ライト(read/
write)信号とチップセレクト(chip select) 信号によっ
て制御される。

【００８３】データメモリ１０１，１０２，１０３には
ＲＡＭ(random access memory)が用いられる。ＲＡＭは
データの自在な読み書きができる点で好ましい、ＲＡＭ
に代えてＦＩＦＯ(first-in-first-out)メモリを用いる
こともできる。ＦＩＦＯメモリはアドレス制御が簡単に
なる点で好ましい。

【００８４】比較器１１１は書込中の画像データを閾値
Ｇｔと比較して判定信号を生じる。書込中の画像データ
は（１），（２）式のｇ（ｘ，ｙ＋１，ｚ）に相当す
る。閾値Ｇｔは制御部１２から与えられる。

【００８５】比較器１１２はデータメモリ１０１，１０
２，１０３のいずれか１つから読み出されたパワードプ
ラ画像データを閾値とＧｔと比較して判定信号を生じ
る。比較器１１２に入力されるパワードプラ画像データ
は（１），（２）式のｇ（ｘ，ｙ−１，ｚ）に相当す
る。

【００８６】比較器１１１，１１２の判定信号、画像デ
ータｇ（ｘ，ｙ＋１，ｚ）および画像データｇ（ｘ，ｙ
−１，ｚ）はテーブルメモリ(table memory)１１３に入
力される。

【００８７】テーブルメモリ１１３は予めこれら入力信
号の値の組み合わせに対応した出力信号のテーブルを記
憶しており、それに基づいて出力信号を発生する。テー
ブルの入力信号と出力信号の関係は（１）式の＊１を満
足するように定められる。

【００８８】すなわち、（２）式の条件が成立するとき
（１）式の＊１で与えられる出力信号を生じるようにな
っている。なお、（２）の条件が成立しないときは例え
ば０のような意味のない出力信号を生じるようになって
いる。

【００８９】このような出力信号を生じるテーブルは、
（２）式の条件の成立を示す比較器１１１，１１２の判
定信号の論理値と画像データｇ（ｘ，ｙ＋１，ｚ）およ
びｇ（ｘ，ｙ−１，ｚ）の値の組合わせで決まるアドレ
スにデータ値ｇ（ｘ，ｙ−１，ｚ）−ｇ（ｘ，ｙ＋１，
ｚ）を書き、（２）式の条件の不成立を示す比較器１１
１，１１２の判定信号の論理値と画像データｇ（ｘ，ｙ
＋１，ｚ）およびｇ（ｘ，ｙ−１，ｚ）の値の組合わせ
で決まるアドレスには例えばデータ値０を書くことによ
って構成される。

【００９０】テーブルメモリ１１３の出力信号はテーブ
ルメモリ１１４に入力される。テーブルメモリ１１４に
は制御部１２から重み係数ｋが入力される。また自身の
出力信号が遅延回路１１５を通じて１スライス遅れのタ
イミングで入力される。テーブルメモリ１１４は予めこ
れら入力信号に対応した出力信号のテーブルを記憶して
おり、それに基づいて出力信号を生じる。

【００９１】テーブルメモリ１１４のテーブルは、テー
ブルメモリ１１３から意味のある信号が入力されたとき
はそれをそのまま出力し、意味のない信号が入力された
ときは遅延回路１１５の出力信号に重み係数ｋを掛けた
ものを出力するように構成されている。

【００９２】このような出力信号を生じるテーブルは、
テーブルメモリ１１３の出力信号の値と重み係数ｋと遅
延回路１１５の出力信号の値とで決まるアドレスに、テ
ーブルメモリ１１３の出力信号が意味のある値になるア
ドレスにはテーブルメモリ１１３の出力信号を同じ値を
書いておき、テーブルメモリ１１３の出力信号が意味の
無い値になるアドレスには遅延回路１１５の出力信号の
値に重み係数ｋを掛けた値を書いておくことによって構
成される。

【００９３】テーブルメモリ１１３，１１４としてはＲ
ＯＭ(read-only memory)が用いられる。ＲＯＭは記憶内
容が不揮発性である点で好ましい。ＲＯＭに代えてＲＡ
Ｍを用いても良い。ＲＡＭはテーブル内容の書換えが容
易な点で好ましい。

【００９４】次に、この演算回路の動作について説明す
る。図７に動作説明図を示す。図７に示すように、スラ
イスｙ１，ｙ２，ｙ３，ｙ４，ｙ５，ｙ６，…のパワー
ドプラ画像データが順次に自己相関演算部９から与えら
れる．ｍ１，ｍ２，ｍ３，ｍ４，ｍ５，…はそれぞれの
スライスにおける血流像であり、その画像データは閾値
Ｇｔ以上の値を持つ。

【００９５】血流像ｍ１，ｍ２，ｍ３，ｍ４，ｍ５，ｍ
６，…はスライスｙ１，ｙ２，ｙ３，ｙ４，ｙ５，ｙ
６，…を斜めに貫ぬく血流の断面像である。いま、スラ
イスｙ１およびｙ２の画像データはそれぞれデータメモ
リ１０１および１０２に書込済みであるとする。この状
態でスライスｙ３の画像データが入力されると、それは
データメモリ１０３に書き込まれるとともに比較器１１
１に入力される。同時にデータメモリ１０１からスライ
スｙ１の画像データが読み出され比較器１１２に入力さ
れる。

【００９６】比較器１１１に入力される画像データと比
較器１１２に入力される画像データは、スライス内での
アドレスｘ，ｚが同一になるように制御される。比較器
１１１に入力される画像データはｇ（ｘ，ｙ＋１，ｚ）
となる。比較器１１２に入力される画像データはｇ
（ｘ，ｙ−１，ｚ）となる。これらの画像データと閾値
Ｇｔとの大小関係がそれぞれ判定される。

【００９７】スライスｙ１の血流像ｍ１とスライスｙ３
の血流像ｍ３は図７の（Ａ）に示すように部分的に重な
る関係にある。この場合、血流像ｍ３からはみ出す血流
像ｍ１の三日月状部分が（２）式の条件を満足する部分
となる。

【００９８】したがって、この三日月状部分に属する画
像データについて比較器１１１，１１２は（２）式の条
件が成立したことを示す。テーブルメモリ１１３は、比
較器１１１，１１２からの入力信号が（２）式の条件の
成立を示したことにともない、画像データｇ（ｘ，ｙ−
１，ｚ）とｇ（ｘ，ｙ＋１，ｚ）との差をテーブルメモ
リ１１４に出力する。

【００９９】テーブルメモリ１１４は入力信号が意味の
ある画像データであることによりそれと同じデータを出
力する。これによって、三日月状部分については（ａ）
に示すような画像データが得られる。

【０１００】三日月状部分以外の領域については（２）
式の条件が成立しないのでテーブルメモリ１１３の出力
信号は０となる。このため、テーブルメモリ１１４は遅
延回路１１５の出力信号に重み係数ｋを掛けたものを画
像データとして出力する。

【０１０１】初期状態では遅延回路１１５の出力信号は
最初は全て値が０のバックグラウンドデータになってい
る。したがって、それに重み係数ｋが掛けられて０が出
力される。

【０１０２】この結果、スライスｙ３の画像データがデ
ータメモリ１０３に全部書き込まれた時点でテーブルメ
モリ１１４の出力として（ａ）に示すような画面を構成
する画像データが得られる。

【０１０３】ここで、三日月状の血流像は高輝度の画像
となる。それ以外の部分は暗いバックグラウンドである
が、作図の都合で黒塗りを省略してある。次に、スライ
スｙ４の画像データが入力されると、この画像データの
書込はデータメモリ１１１に行われ、同時にデータメモ
リ１１２からスライスｙ２画像データの読出が行われ
る。

【０１０４】そして、スライスｙ２とスライスｙ４の画
像データについて上記と同様な処理が行われる。このと
き、スライスｙ２の血流像ｍ２とスライスｙ４の血流像
ｍ４との重なりは（Ｂ）に示すようになる。

【０１０５】ここで、血流像ｍ２の三日月状部分につい
て両スライスの画像データの差がテーブル１１３から求
められ、テーブル１１４を通じて出力される。一方、三
日月状部分以外の領域については遅延回路１１５から与
えられる前回の画像データ（ａ）に重み係数ｋを掛けて
出力される。

【０１０６】これによって（ｂ）に示すように、前回求
めた三日月状血流像に今回求めた三日月状図形を重ねた
血流像が得られる。ここで、前回求めた三日月状血流像
は重み係数ｋが掛かっていることにより一段輝度が減少
したものとなる。なお、バックグラウンドについては変
化がなく同じ暗さを保っている。

【０１０７】以下、新たなスライスの画像データが入力
される度に同様な動作が繰り返される。データメモリ１
０２〜１０３は循環的に使用される。これによって、ス
ライスｙ５の画像データが入力されたときは（ｃ）のよ
うな画像データが得られ、スライスｙ６の画像データが
入力されたときは（ｄ）のような画像データが得られ、
順次手前の方に各スライスの血流像が積み重なって行
く。

【０１０８】そのとき、奥のスライスの血流像について
は重み係数ｋによる順次に輝度低下処理がなされる。こ
の結果血流像への陰影付けが行われ立体感のある３次元
血流表示画像が形成される。

【０１０９】このようにして、超音波プローブ１のｙ方
向の移動にともなって実時間で３次元表示画像が形成さ
れる。

【０１１０】

【発明の効果】以上詳細に説明したように、前述のよう
な課題を解決するための手段により、分解能と連続性に
優れた３次元血流像が得られる超音波３次元画像形成方
法および装置を実現することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の一形態の装置のブロック図であ
る。

【図２】本発明の実施の一形態の装置における表示部に
表示した表示画面の一例を中間調画像の写真で示す図で
ある。

【図３】超音波ビームで走査される３次元空間の概念図
である。

【図４】本発明の実施の一形態の装置における表示部に
表示した表示画面の一例を中間調画像の写真で示す図で
ある。

【図５】本発明の実施の一形態の装置における表示部に
表示した表示画面の一例を中間調画像の写真で示す図で
ある。

【図６】本発明の実施の一形態の装置における３次元画
像処理部の一例のブロック図である。

【図７】本発明の実施の一形態の装置における３次元画
像処理部の一例の動作説明図である。

【符号の説明】

１超音波プローブ２送受信部３対数増幅部４包絡線検波部５ディジタル・スキャン・コンバータ部６表示部７直交検波部８ＭＴＩフィルタ部９自己相関演算部１０３次元画像処理部１１エンドスコピック処理部１２制御部１３操作部

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献特開平２−124148（ＪＰ，Ａ) 特開平８−229038（ＪＰ，Ａ) 特開平２−36851（ＪＰ，Ａ) 千田彰一，循環器領域超音波医学の動向，新医療，日本，株式会社エム・イー振興協会，1994年６月，第21巻／第５号，ｐ．42−45 坂井清英，超音波パワー（エネルギー）表示法の腎疾患への応用，日本超音波医学会第64回研究発表会講演抄録集, 日本，社団法人超音波医学会，1994年11 月，ｐ．201 北村宏，ＰｏｗｅｒＤｏｐｐｌｅｒによる肝実質および肺腫瘍内血流の評価，日本超音波医学会第64回研究発表会講演抄録集，日本，社団法人超音波医学会，1994年11月，ｐ．203 谷口信行，体外法による胃，腸管壁のカラードプラ信号の検討，日本超音波医学会第64回研究発表会講演抄録集，日本，社団法人超音波医学会，1994年11 月，ｐ．223 (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体内の所定の断面を超音波で走査し
てエコーを受信する送受信手段と、前記送受信手段を移動することにより前記所定の断面を
逐次移動させる移動手段と、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて前記所定の断面
毎に画像データを形成する画像データ形成手段と、前記所定の断面毎に画像データが形成される度にその画
像データをそれよりも前に形成された他の断面の画像デ
ータから引く差の演算をして差分画像データを求め、前
に求められた差分画像データがより低輝度になるように
前記差分画像データに重み係数を掛け、これらの差分画
像データを加算することにより３次元表示画像を形成す
る３次元表示画像形成手段とを具備することを特徴とす
る超音波３次元画像形成装置。
【請求項２】前記３次元表示画像形成手段は、２つ前
に形成された前記他の断面の画像データから最新の画像
データを引く差の演算をすることにより差分画像データ
を求めることを特徴とする請求項１に記載の超音波３次
元画像形成装置。
【請求項３】前記移動手段は、前記送受信手段である
超音波プローブを移動することにより複数枚のスライス
が前記超音波プローブの移動方向に並ぶように前記所定
の断面を逐次移動させることを特徴とする請求項１又は
請求項２に記載の超音波３次元画像形成装置。