JP4574768B2

JP4574768B2 - 3D ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP4574768B2
Application number: JP32617399A
Authority: JP
Inventors: 哲也川岸; 直久神山
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-11-16
Filing date: 1999-11-16
Publication date: 2010-11-04
Anticipated expiration: 2019-11-16
Also published as: JP2000210289A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、心筋虚血の臨床診断に有効な情報を提供する３次元超音波診断装置にかかり、とくに３次元画像から心筋内の血流を検出して表示する画像処理の工夫に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心臓の臨床診断では、心筋虚血の評価技術の向上が重要課題の１つとなっている。このような心筋虚血の評価技術としては、従来から超音波画像診断装置でのカラードプラ法や造影剤を用いたコントラスト映像法等によって心臓の冠動脈（冠血流）や心筋パフュージョンをカラードプラ像、パワードプラ像、コントラスト画像等の２次元超音波画像として描出することにより、３次元構造物である心臓の虚血部位を診断する技術が知られている。
【０００３】
ところで一方、近年、超音波ビームを３次元領域で走査させて３次元画像を構成する３次元超音波診断装置が脚光を浴び、この装置によるＣＦＭ像、パワードプラ像、３Ｄコントラスト画像等の３次元超音波画像を用いた臨床診断への実用化が期待されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述の３次元超音波診断装置を心臓の臨床診断に適用することを考えると、診断対象の心臓を３次元的に走査した場合の３次元画像では、心腔内血流と冠血流や心筋パフュージョンとが互いに重なって表示されるため、両者を判別しにくく、このままでは心筋虚血を３次元的に診断することは難しいといった問題がある。なお、この問題は従来からの２次元画像を表示する超音波診断装置の場合では見られなかったものである。
【０００５】
この発明は、このような従来の問題を考慮してなされたもので、３次元超音波画像を利用する場合であっても、心臓の冠血流又はパフュージョンの情報を心腔内血流と区別して３次元的にわかりやすく表示し、臨床診断に有益な３次元的な心筋血流の情報を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明者は、上記目的を達成するため、心腔内の血流像をマスクする手段、例えば、１）超音波白黒画像から心内膜を自動抽出してその内部をマスクする手段、２）カラードプラ又はパワードプラ画像から心腔内血流を自動抽出してマスクする手段、３）造影剤を用いたコントラスト映像法に基づくコントラスト画像から心腔内血流を自動抽出してマスクする手段と、これらのマスク手段によるマスク後又は心腔境界抽出後に心腔全体（内膜と外膜の間）の冠血流やパフュージョンをＭＩＰ（ＭａｘｉｍｕｍｏｒＭｉｎｉｍｕｍＩｎｔｅｎｓｉｔｙＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：最大値又は最小値投影）、積分値投影，ボリュームレンダリング等により表示する手段とを採用することに着目した。
【０００７】
この発明に係る３次元超音波診断装置は、このような着目点に基づいて完成されたものである。
【０００８】
すなわち、請求項１記載の発明では、被検体内の心臓左室を含む診断部位に対して３次元的に超音波ビームを送信し且つその超音波エコーを受信する送受信手段と、前記超音波エコーに基づいて前記診断部位の３次元データを生成する３次元データ生成手段と、前記３次元データに基づいて前記３次元データ中の仮の心腔領域を求める心腔領域決定手段と、前記仮の心腔領域の境界面を一定値外側に、又は、内側に変更して、変更後の心腔領域を求める心腔領域変更手段と、前記変更後の心腔領域中の値を異なる値に変換し、前記心臓の心筋部分における情報が識別容易となるようにした表示画像を生成する表示画像生成手段とを備え、前記心腔領域変更手段は、前記３次元データとしての形態情報から前記仮の心腔領域を検出する場合には、前記仮の心腔領域の境界面を一定値外側に変更する一方、前記３次元データとしての血流情報又はコントラスト画像から前記仮の心腔領域を検出する場合には、前記仮の心腔領域の境界面を一定値内側に変更するものであることを特徴とする。
【００１０】
請求項２記載の発明は、請求項１記載の発明において、前記心腔領域決定手段は、前記３次元データ生成手段により生成された前記診断部位の形態情報から心内膜を抽出し、これに基づいて前記仮の心腔領域を求めるものであることを特徴とする。
【００１１】
請求項３記載の発明は、請求項１記載の発明において、前記心腔領域決定手段は、前記３次元データ生成手段により生成された前記診断部位の血流情報に基づいて前記仮の心腔領域を求めるものであることを特徴とする。
【００１２】
請求項４記載の発明は、請求項２又は請求項３記載の発明において、前記心腔領域決定手段は、前記被検体に造影剤を注入した状態で得られた超音波エコーに基づいて得られた３次元データに基づいて前記仮の心腔領域を求めるものであることを特徴とする。
【００１３】
請求項５記載の発明は、請求項１乃至請求項４のいずれか１項記載の発明において、前記表示画像生成手段は、前記３次元データにおける前記変更後の心腔領域中のデータを除いたデータに基づいて表示画像を生成するものであることを特徴とする。
【００１４】
請求項６記載の発明は、請求項５記載の発明において、前記表示画像は、前記３次元データの投影で得られる２次元画像であることを特徴とする。
【００１５】
請求項７記載の発明は、請求項６記載の発明において、前記２次元画像は、前記変更後の心腔領域の境界面とその境界面から任意の距離で設定された基準面との間の領域に含まれるデータの輝度情報を前記基準面側から前記変更後の心腔領域の境界面上に所定の投影法で投影したものであることを特徴とする。
【００１６】
請求項８記載の発明は、請求項７記載の発明において、前記投影法は、ＭＩＰ法であることを特徴とする。
【００１７】
請求項９記載の発明は、請求項７記載の発明において、前記投影法は、積分値投影法であることを特徴とする。
【００１８】
請求項１０記載の発明は、請求項６記載の発明において、前記２次元画像は、前記３次元データの部分画像であることを特徴とする。
【００１９】
請求項１１記載の発明は、請求項１０記載の発明において、前記部分画像は、前記心臓左室をその長軸を含む面で分割した部分領域に含まれるものであることを特徴とする。
【００２０】
請求項１２記載の発明は、請求項１１記載の発明において、前記変更後の心腔領域に基づいて前記心臓左室の長軸を検出する手段をさらに備えたことを特徴とする。
【００２１】
請求項１３記載の発明は、請求項１２記載の発明において、前記心臓左室の長軸を検出する手段は、前記変更後の心腔領域の形態で定まる複数の慣性主軸の内の１つを前記心臓左室の長軸として検出する手段であることを特徴とする。
【００２２】
請求項１４記載の発明に係る３次元超音波診断装置は、被検体内の心臓左室を含む診断部位に対して３次元的に超音波ビームを送信し且つその超音波エコーを受信する手段と、前記超音波エコーに基づいて前記診断部位の３次元データを生成する手段と、前記３次元データに基づいて前記３次元データ中の仮の心腔領域を求める手段と、前記３次元データとしての形態情報から前記仮の心腔領域を検出する場合には、前記仮の心腔領域の境界面を一定値外側に変更する一方、前記３次元データとしての血流情報又はコントラスト画像から前記仮の心腔領域を検出する場合には、前記仮の心腔領域の境界面を一定値内側に変更して、変更後の心腔領域を求める手段と、前記変更後の心腔領域の血流情報を除去した表示画像を生成する手段とを備えたことを特徴とする。
【００２３】
請求項１５記載の発明に係る３次元超音波診断装置は、被検体内の心臓左室を含む診断部位に対して３次元的に超音波ビームを送信し且つその超音波エコーを受信する手段と、前記超音波エコーに基づいて前記診断部位の３次元データを生成する手段と、前記３次元データに基づいて前記３次元データ中に仮の心腔領域を求め、前記３次元データとしての形態情報から前記仮の心腔領域を検出する場合には、前記仮の心腔領域の境界面を一定値外側に変更する一方、前記３次元データとしての血流情報又はコントラスト画像から前記仮の心腔領域を検出する場合には、前記仮の心腔領域の境界面を一定値内側に変更して、変更後の心腔領域を求める手段と、前記心臓の心筋領域と前記変更後の心腔領域とで画像処理方法を異ならせ、前記心筋内の血流が少ない領域が識別容易となるように表示画像を生成する手段と、前記表示画像を表示する手段とを備えたことを特徴とする。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、この発明に係る３次元超音波診断装置の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００２５】
図１に示す超音波診断装置は、例えば心筋虚血等の臨床診断の際に使用可能な超音波３次元画像をリアルタイムに取得するリアルタイム３次元システムとして適用されるものである。すなわち、この超音波診断装置は、複数の超音波振動子を２次元アレイ状に配列した構成の２次元アレイプローブ１と、このプローブ１に接続される装置本体２と、この本体２に接続されるモニタ３とを備えている。
【００２６】
２次元アレイプローブ１は、装置本体２による制御の元で複数の超音波振動子を駆動させることにより、超音波ビームを予め設定された送信ビームフォーミング条件に沿って被検体内の診断部位に向けて３次元的にスキャンさせると共に、この超音波ビームに対して被検体内の体内組織における音響インピーダンス境界で反射又は微小散乱体により後方散乱された超音波エコー信号を微弱な電圧量のエコー信号に変換して受信し、その受信信号を装置本体２に送る。
【００２７】
装置本体２は、プローブ１に接続されるパルサ／プリアンプ・ユニット４と、このユニット４のプリアンプ出力側に接続される受信遅延回路５と、この受信遅延回路５に第１のバスＢＵ１を介して接続される複数のプロセッサ、すなわちエコープロセッサ６、ドプラプロセッサ７、心腔検出部８、及び３Ｄプロセッサ９と、これらの各プロセッサに第２のバスＢＵ２を介して接続されるホストＣＰＵ１０及び表示ユニット１１とを備えている。
【００２８】
パルサ／プリアンプ・ユニット４は、予め設定された３次元状の送信ビームフォーミング条件に基づいて、プローブ１による超音波ビームの方向及び集束を制御するためのパルス電圧を発生する送信パルス発生器１３と、この発生器１３からのパルス電圧に基づいてプローブ１に駆動信号を供給するＴ／Ｒ１２と、プローブ１の受信信号を受けるプリアンプ１４とを備えている。
【００２９】
受信遅延回路５は、予め設定された３次元状の受信ビームフォーミング条件に基づいて超音波ビームの方向及び集束を制御して複数の超音波ビームの並列同時受信を行うための複数個（ｎ個）の回路セット、すなわちＢＦ（ビームフォーマー）１〜ＢＦｎを備えている。
【００３０】
エコープロセッサ６は、受信遅延回路５からの受信信号に対して所定のリファレンス周波数を用いて直交検波後にその信号振幅に応じた被検体内の３次元形態情報（コントラスト剤を使用した場合にはその造影剤の情報も含むコントラスト画像）を示す３次元空間分布画像データを生成し、この画像データを心腔検出部８に送る。
【００３１】
ドプラプロセッサ７は、受信遅延回路５からの受信信号の位相の時間変化を計測することにより、例えば被検体の心臓とその周辺部の血流情報を示す速度、パワー、及び分散の少なくとも１つの３次元空間分布画像データを生成し、この画像データを心腔検出部８に送る。
【００３２】
心腔検出部８は、例えば予め設定された心腔検出アルゴリズムを実行するプロセッサで構成され、このプロセッサの処理によりエコープロセッサ６又はドプラプロセッサ７からの３次元空間分布データに基づいて心臓左室の心腔に関するデータを検出する。
【００３３】
ここで、この心腔検出部８が実行するアルゴリズムの概念を、１）：エコープロセッサ６からの３次元形態情報を用いる場合、２）：ドプラプロセッサ７からの３次元血流情報を用いる場合、３）：造影剤を用いたコントラスト映像法に基づくコントラスト画像を用いる場合、に分けて説明する。
【００３４】
まず、１）：３次元形態情報を用いる場合は、画像データの輝度差を利用した境界検出法、例えば画像の２値化又は画素値の微分を行う方法や、２次元画像に対して実用化されているＡＣＴ等のアルゴリズムを３次元画像用に改良するなどして使用し、図２に示す心臓ＨＥにおける左室ＬＶを含む範囲の３次元形態情報から図３に示すように左室ＬＶの心腔ＯＢの境界位置に相当する心内膜Ｍ１を抽出及び設定する。この心内膜Ｍ１は、操作者が画面を見ながらマニュアルで抽出することも可能である。あるいは、左室ＬＶの心内膜Ｍ１よりもその心外膜（図２中の中隔ＩＳでは右心室ＲＶ側の境界位置を含む）の方が抽出しやすい場合では、心外膜を抽出後にその位置から内側に一定の距離だけ離した位置を仮想的な心内膜Ｍ１として設定することも可能である。このように３次元形態情報から自動又はマニュアルで抽出及び設定された心内膜Ｍ１（心腔境界面）に基づいて、その内部を心腔データとして検出する。この場合は、特に造影剤を使わないでも実施できる。
【００３５】
２）：３次元血流情報を用いる場合は、上記１）と同様の輝度差を利用したアルゴリズムをドプラ信号（画像）に適用することにより図４に示す左室ＬＶ内の心腔血流ＢＬ１と冠血流ＢＬ２との境界面を自動的に抽出し、その内部位置を心腔データとして検出する。この場合の境界面は、上記と同様に操作者が画面を見ながらマニュアルで設定することも可能である。また、図５に示すように画面中に表示されるマーカＭを利用して心腔血流ＢＬ１の一部を指定することにより、これと繋がる全ての血流部分を心腔ＯＢに設定することも可能である。この場合、冠血流ＢＬ２は、３次元的には心腔血流ＢＬ１と接していないため分離可能である。
【００３６】
３）：コントラスト画像を用いる場合は、図６に示すように例えば静脈から注入される微小気泡を主に含む造影剤を使用したときに心腔内血流ＢＬ２のエコーがその周りのパフュージョンＢＬ３（冠血流ＢＬ２も含む）のエコーよりも高輝度に染影されることから、両者の輝度差を利用して心腔境界を抽出し、その内部を心腔ＯＢとして検出する。この効果は、ハーモニックイメージング（ＨＭ）で得られるコントラスト画像を採用すれば、より顕著となる。
【００３７】
上記１）〜３）のいずれかで検出された心腔ＯＢは、実際のものよりも僅かに小さかったり、逆に大きかったりする可能性がある。例えば、上記１）の形態情報から検出された心腔ＯＢは、心臓内の肉柱等の影響により実際のものより小さくなることが、また逆に上記２）の血流情報又は上記３）のコントラスト画像からそれぞれ検出された心腔ＯＢは、低い分解能やブルーミング等の影響により実際のものより大きくなることがそれぞれ予想される。
【００３８】
この対策として、心腔ＯＢが実際のものよりも小さくなることが予想される場合には、図７（ａ）に示すように心腔ＯＢの境界面Ｓ１から外側に任意の距離Ｄ１だけ離した心腔外側面Ｓ２を心腔ＯＢとして設定する。また、心腔ＯＢが実施のものよりも大きくなることが予想される場合には、図７（ｂ）に示すように心腔ＯＢの境界面Ｓ１から内側に任意の距離Ｄ２だけ離した心腔内側面Ｓ３を心腔ＯＢとして設定する。
【００３９】
３Ｄプロセッサ９は、心腔検出部８により検出された心腔ＯＢの画像データをエコープロセッサ６及びドプラプロセッサ７からの３次元空間分布画像データからマスクし、その血流像を表示ユニット１１を介してモニタ１１に表示させる。この血流像の表示法としては、ＭＩＰ、積分値投影、サーフェスレンダリング、及びボリュームレンダリング等のいずれを採用してもよい。
【００４０】
ここで、この３Ｄプロセッサ９によるマスク処理の概念を図８〜図１６に基づいて説明する。
【００４１】
まず、心腔ＯＢをマスクしないで画像表示した場合を説明する。図８は、３次元ＣＦＭで得られる３次元血流情報をＭＩＰ表示した例を示す。この場合には、心腔内血流ＢＬ１と冠血流ＢＬ２とが重なって表示されるため、冠血流ＢＬ２の識別が困難であり、このままでは心筋虚血を診断できない。
【００４２】
そこで、３次元血流情報から上記のように検出された心筋ＯＢをマスクしてＭＩＰ表示像を求めることにより、図９に示すように冠血流ＢＬ２のみを描画させる。しかしながら、この冠血流ＢＬ２は、左室心筋全体の情報を含んでいるため、このままの状態では手前側の冠血流ＢＬ２ａとその裏側の冠血流ＢＬ２ｂとが重なって表示され、この場合でも心筋虚血の診断が難しい。
【００４３】
この対策として、図１０に示すように心臓左室ＬＶをその長軸ＡＸを通る分割面ＰＬで手前側左室ＬＶ１及び裏側左室ＬＶ２とに２分割し、例えば手前側左室ＬＶ１をＭＩＰすると共に裏側左室ＬＶ２をマスクすることにより、図１１に示すように手前側左室ＬＶ１のみ、すなわち手前側の冠血流ＢＬ２ａのみをモニタ３上に表示させることができる。この時、分割面ＰＬ上の左室ＬＶの形態画像（心臓の形態を表す通常の２次元超音波画像）ＩＭを図１１（ａ）（ｂ）に示すように２分割したＭＩＰ像を重畳させて表示させても良く、これにより血管との位置関係を分かり易くすることができる。なお、図１１（ａ）は狭窄部位が無い場合の画像、図１１（ｂ）は狭窄部位がある場合の画像をそれぞれ示している。図１１（ｂ）のように狭窄部位がある場合、画像に穴が空いたような状態となり、狭窄部位の識別を容易にできる画像となる。
【００４４】
上述したマスク処理は３次元血流情報を用いた例であるが、コントラスト画像の場合も同様である。このことを図１２〜図１５に示す。
【００４５】
すなわち、心腔ＯＢをマスクしないで画像表示した場合、コントラスト映像法による心筋パフュージョンの三次元的な表示では、図１２に示すように心腔内血流ＢＬ１のエコーと心筋パフュージョンＢＬ３のエコーとが重なって両者の識別が困難となる。
【００４６】
そこで、図１３に示すように心腔内血流ＢＬ１のエコーをマスクすることにより、パフュージョンＢＬ３のみ描出可能となる。しかしながら、このパフュージョンＢＬ３は、左室心筋全体の情報を含んでいるため、このままの状態では手前側のパフュージョンＢＬ３ａとその裏側のパフュージョンＢＬ３ｂとが重なって表示され、この場合でも心筋虚血の診断が難しい。
【００４７】
そこで、図１４に示すように心臓左室ＬＶをその長軸ＡＸを通る分割面ＰＬで手前側左室ＬＶ１及び裏側左室ＬＶ２とに２分割し、例えば手前側左室ＬＶ１をＭＩＰすると共に裏側左室ＬＶ２をマスクすることにより、図１５に示すように手前側左室ＬＶ１のみ、すなわち手前側のパフュージョンＢＬ３ａのみをモニタ３上に表示させることができる。この時、分割面ＰＬ上の左室ＬＶの形態画像（心臓の形態を表す通常の２次元超音波画像）ＩＭを図１５（ａ）（ｂ）に示すように２分割したパフュージョン像を重畳させて表示させても良く、これにより血管との位置関係を分かり易くすることができる。なお、図１５（ａ）は虚血部位が無い場合の画像、図１５（ｂ）は虚血部位がある場合の画像をそれぞれ示している。図１５（ｂ）のように虚血部位がある場合、画像に穴が空いたような状態となり、虚血部位の識別を容易にできる画像となる。
【００４８】
従って、この実施の形態によれば、３次元画像の場合でも心臓左室全体の局所的な心機能を客観的且つ定量的に簡便に評価でき、臨床診断に有用な情報を提供できる。
【００４９】
なお、上記の実施の形態では、２Ｄアレイプローブ１及びパルサ／プリアンプ・ユニット４が送受信手段を、受信遅延回路５、エコープロセッサ６、及びドプラプロセッサ７が３次元データ生成手段を、心腔検出部８が心腔領域決定手段を、３Ｄプロセッサ９、表示ユニット、及びモニタ３が表示画像生成手段をそれぞれ構成するが、この発明はこれに限定されるものではなく、その趣旨を逸脱しない範囲内で変形して実施可能であることは言うまでもない。
【００５０】
すなわち、表示画像生成手段は、１）３次元データにおける心腔領域中の値を異なる値に変換することにより心臓の心筋部分における情報が識別容易となるようにした表示画像、２）心腔領域の血流情報を除去した表示画像、３）心臓の心筋領域と心腔領域とで画像処理方法を異ならせることにより心筋内の血流が少ない領域が識別容易となるようにした表示画像のいずれか１つ又はその組み合わせを生成するものであればよい。
【００５１】
画像表示法に関しては、例えば図１６に示すように分割面ＰＬで２分割された手前側左室ＬＶ１及び裏側左室ＬＶ２とをモニタ３上で同時に並べて表示させたり、図１７に示すようにモニタ３上で手前側左室ＬＶ１を赤系統とし、裏側左室ＬＶ２を青系統として色を変えて透かし表示させたりしてもよい。この場合には、一目で心臓左室の全体に亘る診断を行うことが可能となる。なお、心筋パフュージョンの三次元的な表示では、虚血がなければ全体的に紫、前面側左室に虚血があれば青、裏面側左室に虚血があれば赤となる。
【００５２】
また、２分割させた左室ＬＶ１、ＬＶ２の片側のみを表示させる場合では、分割面の位置を左室全体をカバーするように移動させて随時更新することも可能である。例えば、図１８に示すように長軸ＡＸを中心に分割面ＰＬを回転させることが好ましい。これにより、心臓左室全体に亘る診断が可能となる。
【００５３】
上記のＭＩＰ表示に関しては、図１９（ａ）及び（ｂ）に示すように心腔境界面Ｓ１に垂直な方向に行って心腔境界面Ｓ１上に写像すると共に、ＭＩＰ対象範囲を心腔境界面Ｓ１とその外側に一定の距離Ｄ３だけ離れた仮想的な外側面Ｓ３との間に限定してもよい。この場合には、画像の意味をより明確にし、主に心筋部分だけの情報を使って画像を生成することができ、計算時間をより短縮するといった利点もある。この効果は、特にコントラスト映像法を用いたパフュージョン表示の際により顕著となる。ＭＩＰ以外の積分値投影、サーフェスレンダリング、ボリュームレンダリングの場合も、同様にデータとして用いる領域を限定して投影することが可能である。
【００５４】
上記の心腔境界面Ｓ１上に写像された画像については、図２０（ａ）に示すように予め設定された分割断面ＰＬ上に単純な幾何学的な投影により二次元画像ＩＭとして写像することができる。この場合の分割断面ＰＬの設定方法に関しては、３次元画像を見ながらマニュアルで、または、図２０（ｂ）に示すように左室ＬＶの長軸ＡＸを通る面として自動でそれぞれ設定可能である。後者の場合には、心腔又は心腔境界面の慣性主軸の１つとして、または、その他のアルゴリズムを用いて自動検出できる。
【００５５】
また、図２１（ａ）及び（ｂ）に他の表示例を示す。この場合は、左室の心腔境界面Ｓ１とその外側に一定の距離Ｄ３だけ離れた外側面Ｓ３の間のデータを、長軸ＡＸと平行な方向に沿ってＭＩＰ等の投影処理をするものである。これにより、ブルズアイ（ｂｕｌｌ'ｓ−ｅｙｅ）的な表示画像を得ることができる。
【００５６】
なお、上述の心腔検出、心腔内血流画像のマスク、冠血流又はパフュージョンの表示といった処理は、診断に役立てるため、リアルタイム３次元超音波診断装置で得られる３次元画像に関してリアルタイムに行うことが好ましいが、これに限定されるものではなく、例えば２次元断層像から再構成された３次元画像に関しても、もちろん同様に適用可能である。
【００５７】
従って、上述の超音波診断装置はリアルタイム３次元システムに適用してあるが、本発明は必ずしもこれに限定されるものではなく、３次元データを生成可能なものであれば十分に適用可能である。
【００５８】
なお、図２２及び図２３に示す概略フローチャートは、前述の３次元超音波装置による処理手順をまとめたものである。以下、この処理手順を説明する。
【００５９】
まず、図２２において、３次元超音波装置は、ステップＳ１にて送受信手段（図１の例では２Ｄアレイプローブ及びパルサ／プリアンプ・ユニットを含む）により被検体内の心臓左室を含む診断部位に対して超音波ビームを送信し、その超音波エコーを受信する。
【００６０】
そして、ステップ２にて３次元データ生成手段（図１の例では受信遅延回路、エコープロセッサ、及びドプラプロセッサを含む）により超音波エコーから診断部位に関する３次元データ（３次元形態情報、速度情報やパワー値等の３次元血流情報、造影剤を用いたコントラスト影像法によるコントラスト画像）を生成する（ステップＳ２）。
【００６１】
次いで、ステップＳ３にて心腔検出手段（図１の例では心腔検出部を含む）により例えば前述したアルゴリズム（例えば、前述の図２〜図７及びその説明参照）を実行して３次元データから心腔を検出する。
【００６２】
そこで、ステップＳ４にて表示画像生成手段（上述の例では３Ｄプロセッサ、表示ユニット、及びモニタを含む）により３次元データから前述したアルゴリズム（例えば、前述の図８〜図１５及びその説明参照）を実行して心腔内データを除去または変換し（ステップＳ４１）、その心腔内データを除去または変換した３次元画像をモニタ上に表示する（ステップＳ４２）（例えば、前述の図１６〜図２１及びその説明参照）。
【００６３】
この場合の具体例としては、例えば、以下に説明するＭＩＰ処理、及びボリュームレンダリング処理を用いた場合が考えられる。
【００６４】
（１）ＭＩＰ処理を用いた場合
この場合は、まず、心腔領域内の３次元画像データを血流が少ない又は無いことを示す値に変換する（ステップＳ４１）。そして、この変換後の３次元画像データを投影方向に沿ってＭＩＰ処理して２次元平面上に投影し、これにより表示画像を生成する（ステップＳ４２）。
【００６５】
（２）ボリュームレンダリング処理を用いた場合
この場合は、まず、心腔領域内の３次元画像データを透明度の高い値に変換する（ステップＳ４１）。そして、この変換後の３次元画像データを投影方向に沿ってボリュームレンダリング処理して２次元平面上に投影し、２次元の表示画像を生成する（ステップＳ４２）。なお、ボリュームレンダリング処理では、通常、画像の値に応じてその画素の透明度が高くなるように設定されている。このため、３次元画像データの値を血流が少ない又は無いことを示す値に変換することにより透明度を高くすることができる。また、透明度を高くする方法として、３次元画像データの位置に対応して設けられている透明度の設定値を高くするという方法を採用してもよい。
【００６６】
（３）ボリュームレンダリング処理の他の例を用いた場合
この場合は、心腔領域内の３次元画像データを、透明度が低く、血流を表す色を容易に識別できる色のデータに変換する（ステップＳ４１）。そして、この変換後の３次元画像データを投影方向に沿ってボリュームレンダリング処理して２次元平面上に投影し、２次元の表示画像を生成する（ステップＳ４２）。これにより、心筋の血流の少ない部分は、心腔領域に割り当てられた色が表れるため、心筋の虚血領域を容易に識別することができる。
【００６７】
なお、図２２に示すステップＳ１〜Ｓ４の処理手順において、ステップＳ４の処理は、図２３に示すステップＳ５の処理と置き換えて単独または並行して実施することも可能である。すなわち、この場合の例では、前述と同様のステップＳ１〜Ｓ３の各処理の後、ステップＳ５にて表示画像生成手段により３次元画像の境界として心腔領域の境界を設定し（ステップＳ５１）、ここで設定された心腔領域境界に基づいて心腔領域のデータが表示画像に寄与しないように３次元画像データから２次元表示画像を生成する（ステップＳ５２）。
【００６８】
この場合の具体例としては、例えば、以下に説明するＭＩＰ処理およびボリュームレンダリング処理を用いた場合が考えられる。
【００６９】
すなわち、ＭＩＰ処理を用いた場合は、心筋を横切る方向に沿って設定された心腔境界領域までＭＩＰ処理をし、これにより得られた値を心腔領域境界に割り当てる。そして、この心腔領域境界に割り当てられた値を２次元平面上に投影することにより２次元の表示画像を生成する。これにより、心腔領域内のデータが画像データの処理範囲に含まれないように心腔領域境界で画像データの処理範囲に制限されているため、心腔領域のデータが表示画像に寄与しないように３次元画像データから２次元表示画像を生成することができる。
【００７０】
また、ボリュームレンダリング処理を用いた場合は、投影方向に沿って３次元画像データを２次元平面上に投影して２次元の表示画像を生成する。このときの投影では、設定された心腔領域境界より心筋側の領域までをボリュームレンダリング処理の対象とし、心腔領域境界より心腔側の領域についてはボリュームレンダリング処理の対象としないようにする。これにより、心腔領域のデータが表示画像に寄与しないように３次元画像データから２次元表示画像を生成することができる。
【００７１】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明に係る３次元超音波診断装置では、心臓左室全体の局所的な心筋血流を客観的且つ定量的に簡便に評価でき、臨床診断に有用な情報を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明に係る３次元超音波診断装置の実施の形態を示す概略ブロック図。
【図２】診断部位の心臓全体を示す模式図。
【図３】心臓左室を示す模式図。
【図４】心腔内をマスクしない場合の血流情報の重畳表示を説明する模式図。
【図５】マーカを利用して心腔を設定する場合を説明する模式図。
【図６】コントラスト画像中の血流情報の輝度差を説明する模式図。
【図７】（ａ）及び（ｂ）は、検出された心腔の設定例を説明する模式図。
【図８】心腔内をマスクしない場合の３次元血流情報（カラードプラ）のＭＩＰ表示例を説明する模式図。
【図９】心筋マスク後の冠血流の手前側と裏面側との重畳表示を説明する模式図。
【図１０】左室の分割例を説明する概念図。
【図１１】左室の分割画像の表示例を示す概念図で、（ａ）は狭窄部位が無い場合の画像を示す図、（ｂ）は狭窄部位がある場合の画像を示す図。
【図１２】心腔内をマスクしない場合のコントラスト画像の表示例を示す模式図。
【図１３】コントラスト画像の場合の心筋マスク後の冠血流の手前側と裏面側との重畳表示を説明する模式図。
【図１４】コントラスト画像の場合の左室の分割例を説明する概念図。
【図１５】コントラスト画像の場合の左室の分割画像の表示例を示す概念図で、（ａ）は狭窄部位が無い場合の画像を示す図、（ｂ）は狭窄部位がある場合の画像を示す図。
【図１６】左室の分割画像を並列表示例を示す概念図。
【図１７】左室の分割画像の透かし表示例を示す概念図。
【図１８】左室の分割面を回転させる場合を説明する概念図。
【図１９】（ａ）及び（ｂ）は、心腔境界面上へのＭＩＰを説明する概念図。
【図２０】（ａ）は、心腔境界面上からの投影例を説明する概念図、（ｂ）は左室の長軸の設定例を説明する概念図。
【図２１】（ａ）及び（ｂ）は、その他の表示例でブルズアイ的な表示画像を得る場合を示す概念図。
【図２２】３次元超音波装置の処理手順を示す概略フローチャート。
【図２３】３次元超音波装置のその他の処理手順を示す概略フローチャート。
【符号の説明】
１２次元アレイプローブ
２装置本体
３モニタ
４パルサ／プリアンプ・ユニット
５送信遅延回路
６エコープロセッサ
７ドプラプロセッサ
８心腔検出部
９３Ｄプロセッサ
１０ホストＣＰＵ
１１表示ユニット
ＨＥ心臓
ＯＢ心腔
ＬＶ左心室（左室）
ＬＶ１手前側の分割左室
ＬＶ２裏側の分割左室
ＲＶ右心室（右室）
ＩＳ心室中隔
ＭＭ心筋
Ｍ１左室心内膜
ＢＬ１冠血流
ＢＬ２心腔内血流
ＢＬ２ａ手前側の冠血流
ＢＬ２ｂ裏側の冠血流
ＢＬ３心筋パフュージョン
ＢＬ２ａ手前側の心筋パフュージョン
ＢＬ２ｂ裏側の心筋パフュージョン
Ｓ１心腔境界面
Ｓ２心腔外側面
Ｓ３心腔内側面
Ｓ４写像基準面
Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３一定距離
ＰＬ分割断面（長軸を通る面）
ＡＸ左室の長軸[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus that provides information useful for clinical diagnosis of myocardial ischemia, and more particularly to an image processing device that detects and displays blood flow in the myocardium from a three-dimensional image.
[0002]
[Prior art]
In clinical diagnosis of the heart, improvement of myocardial ischemia evaluation technology is one of the important issues. Conventionally, as a technique for evaluating myocardial ischemia, the color Doppler method for coronary arteries (coronary blood flow) or myocardial perfusion of the heart by color Doppler method using an ultrasonic diagnostic imaging apparatus or contrast imaging method using a contrast agent is conventionally used. A technique for diagnosing an ischemic site of the heart, which is a three-dimensional structure, by drawing it as a two-dimensional ultrasonic image such as an image, a power Doppler image, or a contrast image is known.
[0003]
On the other hand, in recent years, a three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus that forms a three-dimensional image by scanning an ultrasonic beam in a three-dimensional region has been in the spotlight, and three-dimensional images such as CFM images, power Doppler images, and 3D contrast images by this apparatus Practical use for clinical diagnosis using ultrasound images is expected.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, considering the application of the above-described three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus to the clinical diagnosis of the heart, the intracardiac blood flow and the coronary blood flow are obtained in the three-dimensional image obtained by three-dimensionally scanning the heart to be diagnosed. And myocardial perfusion are displayed overlapping each other, making it difficult to distinguish between them, and it is difficult to diagnose myocardial ischemia three-dimensionally. This problem has not been observed in the case of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus that displays a two-dimensional image.
[0005]
The present invention has been made in consideration of such a conventional problem. Even when three-dimensional ultrasound images are used, information on the coronary blood flow or perfusion of the heart is used as intracardiac blood flow. The object is to provide three-dimensional myocardial blood flow information useful for clinical diagnosis by distinguishing and displaying the information in a three-dimensional manner.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present inventor has means for masking a blood flow image in the heart chamber, for example, 1) means for automatically extracting the endocardium from an ultrasonic black-and-white image and masking the inside, 2) Means for automatically extracting and masking intracardiac blood flow from color Doppler or power Doppler images; 3) means for automatically extracting and masking intracardiac blood flow from a contrast image based on contrast imaging using a contrast agent; MIP (Maximum or Minimum Intensity Projection: maximum value or minimum value projection) of coronary blood flow and perfusion of the entire heart chamber (between the intima and epicardium) after masking by the mask means or after extracting the heart chamber boundary, We focused on adopting a means to display by integral value projection, volume rendering, etc.
[0007]
The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention has been completed based on such a point of interest.
[0008]
That is, according to the first aspect of the present invention, transmission / reception means for three-dimensionally transmitting an ultrasonic beam to a diagnostic site including the left ventricle in the subject and receiving the ultrasonic echo, and the ultrasonic echo A three-dimensional data generating means for generating three-dimensional data of the diagnostic region based on the three-dimensional data; a heart chamber region determining means for obtaining a temporary heart chamber area in the three-dimensional data based on the three-dimensional data; A heart chamber region changing means for obtaining a heart chamber region after changing the boundary surface of the heart chamber region to a certain value outside or inside, and converting the value in the heart chamber region after the change into a different value And display image generation means for generating a display image so that information in the myocardial portion of the heart can be easily identified. The cardiac chamber region changing means, when detecting the temporary cardiac chamber region from the morphological information as the three-dimensional data, changes the boundary surface of the temporary cardiac chamber region to a certain value outside, When detecting the temporary heart chamber region from blood flow information or contrast image as three-dimensional data, the boundary surface of the temporary heart chamber region is changed to a constant value inside. It is characterized by that.
[0010]
Claim 2 The described invention is claimed. 1 In the described invention, the heart chamber region determining unit extracts an endocardium from the morphological information of the diagnostic region generated by the three-dimensional data generating unit, and obtains the temporary heart chamber region based on the endocardium It is characterized by being.
[0011]
Claim 3 The described invention is claimed. 1 In the described invention, the cardiac chamber region determination unit is configured to obtain the temporary cardiac chamber region based on blood flow information of the diagnostic region generated by the three-dimensional data generation unit.
[0012]
Claim 4 The described invention is claimed. 2 Or claims 3 In the described invention, the heart chamber region determining unit obtains the temporary heart chamber region based on three-dimensional data obtained based on an ultrasonic echo obtained in a state where a contrast medium is injected into the subject. It is characterized by being.
[0013]
Claim 5 The invention described in claim 1 to claim 4 The display image generating means generates a display image based on data excluding data in the changed heart chamber region in the three-dimensional data. And
[0014]
Claim 6 The described invention is claimed. 5 In the described invention, the display image is a two-dimensional image obtained by projecting the three-dimensional data.
[0015]
Claim 7 The described invention is claimed. 6 In the described invention, the two-dimensional image includes luminance information of data included in a region between a boundary surface of the heart chamber region after the change and a reference surface set at an arbitrary distance from the boundary surface. Projected from the surface side onto the boundary surface of the changed heart chamber region by a predetermined projection method.
[0016]
Claim 8 The described invention is claimed. 7 In the described invention, the projection method is an MIP method.
[0017]
Claim 9 The described invention is claimed. 7 In the described invention, the projection method is an integral value projection method.
[0018]
Claim 10 The described invention is claimed. 6 In the described invention, the two-dimensional image is a partial image of the three-dimensional data.
[0019]
Claim 11 The described invention is claimed. 10 In the described invention, the partial image is included in a partial region obtained by dividing the left ventricle of the heart by a plane including a long axis thereof.
[0020]
Claim 12 The described invention is claimed. 11 In the described invention, further comprising means for detecting a long axis of the left ventricle of the heart based on the changed heart chamber region.
[0021]
Claim 13 The described invention is claimed. 12 In the described invention, the means for detecting the major axis of the left ventricle of the heart is a means for detecting one of a plurality of inertia main axes determined by the form of the heart chamber region after the change as the major axis of the left ventricle of the heart. It is characterized by being.
[0022]
Claim 14 The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to the described invention includes means for three-dimensionally transmitting an ultrasonic beam to a diagnostic part including a left ventricle in a subject and receiving the ultrasonic echo, Based on the sound echo, the third order of the diagnostic site Ex Data generating means, and based on the three-dimensional data, 3D Means for determining a temporary heart chamber region in the data; When detecting the temporary heart chamber region from the morphological information as the three-dimensional data, the boundary surface of the temporary heart chamber region is changed to a certain value outside, while the blood flow information as the three-dimensional data or When detecting the temporary heart chamber region from a contrast image, the boundary surface of the temporary heart chamber region is set to a constant value inside. It is characterized by comprising means for changing and obtaining the changed heart chamber region, and means for generating a display image from which blood flow information of the changed heart chamber region is removed.
[0023]
Claim 15 The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to the described invention includes means for three-dimensionally transmitting an ultrasonic beam to a diagnostic part including a left ventricle in a subject and receiving the ultrasonic echo, Based on the sound echo, the third order of the diagnostic site Ex Means for generating data, and 3D Based on data 3D Find the temporary heart chamber area in the data, When detecting the temporary heart chamber region from the morphological information as the three-dimensional data, the boundary surface of the temporary heart chamber region is changed to a certain value outside, while the blood flow information as the three-dimensional data or When detecting the temporary heart chamber region from a contrast image, the boundary surface of the temporary heart chamber region is set to a constant value inside. And changing the image processing method between the means for obtaining the heart chamber region after the change and the heart muscle region of the heart and the heart chamber region after the change, so that the region with less blood flow in the heart muscle can be easily identified It is characterized by comprising means for generating a display image and means for displaying the display image.
[0024]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of a three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0025]
The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 1 is applied as a real-time three-dimensional system that acquires in real time an ultrasonic three-dimensional image that can be used in clinical diagnosis such as myocardial ischemia. That is, this ultrasonic diagnostic apparatus is connected to a two-dimensional array probe 1 having a configuration in which a plurality of ultrasonic transducers are arranged in a two-dimensional array, an apparatus main body 2 connected to the probe 1, and the main body 2. The monitor 3 is provided.
[0026]
The two-dimensional array probe 1 drives a plurality of ultrasonic transducers under the control of the apparatus main body 2 to direct the ultrasonic beam toward a diagnostic site in the subject in accordance with preset transmission beam forming conditions. The ultrasonic echo signal reflected at the acoustic impedance boundary in the body tissue in the subject or back-scattered by the minute scatterer is converted into an echo signal having a weak voltage amount. The data is converted and received, and the received signal is sent to the apparatus body 2.
[0027]
The apparatus main body 2 includes a pulser / preamplifier unit 4 connected to the probe 1, a reception delay circuit 5 connected to the preamplifier output side of the unit 4, and the reception delay circuit 5 via the first bus BU1. A plurality of connected processors, that is, an echo processor 6, a Doppler processor 7, a heart chamber detecting unit 8, and a 3D processor 9, and a host CPU 10 and a display unit 11 connected to each of these processors via a second bus BU2. And.
[0028]
The pulser / preamplifier unit 4 includes a transmission pulse generator 13 that generates a pulse voltage for controlling the direction and focusing of the ultrasonic beam by the probe 1 based on a preset three-dimensional transmission beamforming condition. The T / R 12 that supplies a drive signal to the probe 1 based on the pulse voltage from the generator 13 and the preamplifier 14 that receives the reception signal of the probe 1 are provided.
[0029]
The reception delay circuit 5 controls a plurality of (n pieces) for parallel reception of a plurality of ultrasonic beams by controlling the direction and focusing of the ultrasonic beams based on preset three-dimensional reception beam forming conditions. ), That is, BF (beamformers) 1 to BFn.
[0030]
The echo processor 6 uses the predetermined reference frequency for the reception signal from the reception delay circuit 5 and performs three-dimensional shape information in the subject corresponding to the signal amplitude after quadrature detection (if a contrast agent is used, 3D spatial distribution image data showing a contrast image including contrast agent information) is generated, and this image data is sent to the heart chamber detector 8.
[0031]
The Doppler processor 7 measures at least one of speed, power, and variance indicating blood flow information of the subject's heart and its surroundings, for example, by measuring temporal changes in the phase of the received signal from the reception delay circuit 5. Dimensional spatial distribution image data is generated, and this image data is sent to the heart chamber detector 8.
[0032]
The heart chamber detection unit 8 is constituted by, for example, a processor that executes a preset heart chamber detection algorithm, and based on the three-dimensional spatial distribution data from the echo processor 6 or the Doppler processor 7 by the processing of this processor, Detect data about the heart chamber.
[0033]
Here, the concept of the algorithm executed by the heart chamber detection unit 8 is as follows: 1): when using the three-dimensional shape information from the echo processor 6; 2): when using the three-dimensional blood flow information from the Doppler processor 7, 3): In the case of using a contrast image based on a contrast imaging method using a contrast agent, description will be made separately.
[0034]
First, 1): When 3D form information is used, a boundary detection method using a luminance difference of image data, for example, a method of binarizing an image or differentiation of a pixel value, or practically applied to a 2D image The algorithm such as ACT, which has been improved for 3D images, is used, and from the 3D shape information of the range including the left ventricle LV in the heart HE shown in FIG. 2, the left ventricle LV as shown in FIG. An endocardium M1 corresponding to the boundary position of the heart chamber OB is extracted and set. The endocardium M1 can be manually extracted while the operator looks at the screen. Alternatively, when the epicardium (including the boundary position on the right ventricle RV side in the septal IS in FIG. 2) is easier to extract than the endocardium M1 of the left ventricle LV, after extracting the epicardium It is also possible to set a position spaced apart from that position by a certain distance as a virtual endocardium M1. Based on the endocardium M1 (cardiac cavity interface) extracted and set automatically or manually from the three-dimensional morphological information as described above, the inside is detected as heart chamber data. In this case, it can be carried out without using a contrast agent.
[0035]
2): When using the three-dimensional blood flow information, the algorithm using the luminance difference similar to the above 1) is applied to the Doppler signal (image), whereby the cardiac cavity blood flow BL1 in the left ventricle LV shown in FIG. And the coronary blood flow BL2 are automatically extracted, and the internal position is detected as heart chamber data. The boundary surface in this case can be set manually while the operator looks at the screen in the same manner as described above. In addition, by specifying a part of the cardiac cavity blood flow BL1 using the marker M displayed on the screen as shown in FIG. 5, all the blood flow parts connected thereto are set in the cardiac cavity OB. Is also possible. In this case, the coronary blood flow BL2 can be separated because it is not in contact with the cardiac cavity blood flow BL1 in three dimensions.
[0036]
3): In the case of using a contrast image, as shown in FIG. 6, for example, when a contrast agent mainly containing microbubbles injected from a vein is used, the echo of intracardiac blood flow BL2 is perfusion BL3 around it. Since it is dyed with higher brightness than the echo (including coronary blood flow BL2), the heart chamber boundary is extracted using the brightness difference between them, and the inside is detected as the heart chamber OB. This effect becomes more conspicuous if a contrast image obtained by harmonic imaging (HM) is employed.
[0037]
The heart chamber OB detected in any one of the above 1) to 3) may be slightly smaller than the actual one, or conversely larger. For example, the heart chamber OB detected from the morphological information of the above 1) is smaller than the actual one due to the influence of the meat column in the heart, and conversely, the blood flow information of the above 2) or the above 3) The heart chambers OB detected from the contrast images are expected to be larger than the actual ones due to the influence of low resolution, blooming, and the like.
[0038]
As a countermeasure, when the heart chamber OB is expected to be smaller than the actual one, it is separated from the boundary surface S1 of the heart chamber OB by an arbitrary distance D1 as shown in FIG. The heart chamber outer surface S2 is set as the heart chamber OB. When the heart chamber OB is expected to be larger than the actual one, the heart chamber separated from the boundary surface S1 of the heart chamber OB by an arbitrary distance D2 as shown in FIG. 7B. The inner surface S3 is set as the heart chamber OB.
[0039]
The 3D processor 9 masks the image data of the heart chamber OB detected by the heart chamber detector 8 from the three-dimensional spatial distribution image data from the echo processor 6 and the Doppler processor 7, and displays the blood flow image via the display unit 11. Display on the monitor 11. As a display method of the blood flow image, any of MIP, integral value projection, surface rendering, volume rendering, and the like may be adopted.
[0040]
Here, the concept of the mask processing by the 3D processor 9 will be described with reference to FIGS.
[0041]
First, a case where an image is displayed without masking the heart chamber OB will be described. FIG. 8 shows an example in which 3D blood flow information obtained by 3D CFM is displayed in MIP. In this case, since the intracardiac blood flow BL1 and the coronary blood flow BL2 are displayed in an overlapping manner, it is difficult to identify the coronary blood flow BL2, and myocardial ischemia cannot be diagnosed as it is.
[0042]
Therefore, by masking the myocardium OB detected as described above from the three-dimensional blood flow information and obtaining the MIP display image, only the coronary blood flow BL2 is drawn as shown in FIG. However, since the coronary blood flow BL2 includes information on the entire left ventricular myocardium, the coronary blood flow BL2a on the near side and the coronary blood flow BL2b on the back side are displayed in an overlapping state in this state. Diagnosis of myocardial ischemia is difficult.
[0043]
As a countermeasure against this, as shown in FIG. 10, the left ventricle LV is divided into two parts, the front left ventricle LV1 and the back left ventricle LV2, at the dividing plane PL passing through the long axis AX, for example, the front left ventricle LV1 is MIPed. In addition, by masking the rear left ventricle LV2, only the near left ventricle LV1, that is, only the near coronary blood flow BL2a can be displayed on the monitor 3, as shown in FIG. At this time, the morphological image of the left ventricle LV on the dividing plane PL (a normal two-dimensional ultrasound image representing the heart shape) IM is superimposed on the MIP image that is divided into two as shown in FIGS. This may make it easier to understand the positional relationship with the blood vessel. FIG. 11A shows an image when there is no stenosis site, and FIG. 11B shows an image when there is a stenosis site. When there is a stenosis part as shown in FIG. 11B, the image is in a state where a hole is formed, and the image can be easily identified.
[0044]
The mask processing described above is an example using three-dimensional blood flow information, but the same applies to a contrast image. This is shown in FIGS.
[0045]
That is, when an image is displayed without masking the heart chamber OB, the echo of the intracardiac blood flow BL1 and the echo of the myocardial perfusion BL3 are shown in FIG. 12 in the three-dimensional display of myocardial perfusion by contrast imaging. And the two are difficult to distinguish.
[0046]
Therefore, by masking the echo of the intracardiac blood flow BL1 as shown in FIG. 13, only the perfusion BL3 can be depicted. However, since this perfusion BL3 includes information of the entire left ventricular myocardium, the perfusion BL3a on the near side and the perfusion BL3b on the back side are displayed in an overlapped state in this state. Diagnosis is difficult.
[0047]
Therefore, as shown in FIG. 14, the left ventricle LV of the heart is divided into two, the front left ventricle LV1 and the back left ventricle LV2, at the split plane PL passing through the long axis AX, for example, the front left ventricle LV1 is MIPed and the back side By masking the left ventricle LV2, as shown in FIG. 15, only the front left side chamber LV1, that is, only the front side perfusion BL3a, can be displayed on the monitor 3. At this time, a morphological image of the left ventricle LV on the dividing plane PL (a normal two-dimensional ultrasound image representing the heart shape) IM is superimposed on a perfusion image divided into two as shown in FIGS. It is also possible to display them, which makes it easy to understand the positional relationship with the blood vessels. FIG. 15A shows an image when there is no ischemic site, and FIG. 15B shows an image when there is an ischemic site. When there is an ischemic site as shown in FIG. 15B, the image is in a state where a hole is formed, and the image can be easily identified.
[0048]
Therefore, according to this embodiment, even in the case of a three-dimensional image, the local cardiac function of the entire left ventricle can be objectively and quantitatively easily evaluated, and information useful for clinical diagnosis can be provided.
[0049]
In the above embodiment, the 2D array probe 1 and the pulser / preamplifier unit 4 serve as transmission / reception means, the reception delay circuit 5, the echo processor 6, and the Doppler processor 7 serve as three-dimensional data generation means, and a heart chamber detection unit. Reference numeral 8 denotes a heart chamber region determining means, and the 3D processor 9, the display unit, and the monitor 3 constitute a display image generating means, respectively, but the present invention is not limited to this, and within the scope not departing from the gist thereof. Needless to say, the present invention can be modified and implemented.
[0050]
That is, the display image generating means 1) a display image in which information in the myocardial portion of the heart is easily identified by converting the value in the heart chamber region in the three-dimensional data to a different value, and 2) the heart chamber region 3) Any of the display images in which the region with little blood flow in the myocardium can be easily identified by differentiating the image processing method between the myocardial region and the heart chamber region of the heart. Any one or a combination thereof may be used.
[0051]
As for the image display method, for example, as shown in FIG. 16, the front left side chamber LV1 and the back side left chamber LV2 divided into two by the dividing plane PL are displayed side by side on the monitor 3 at the same time, or as shown in FIG. 3, the front left chamber LV1 may be a red system, and the back left chamber LV2 may be a blue system to change the color and display a watermark. In this case, it is possible to perform diagnosis over the entire left ventricle at a glance. In the three-dimensional display of myocardial perfusion, if there is no ischemia, it is generally purple, if there is ischemia in the front left ventricle, it will be blue, and if there is ischemia in the back left ventricle, it will be red.
[0052]
Further, when only one side of the left chambers LV1 and LV2 divided into two is displayed, it is also possible to update the position of the division plane so that it covers the entire left chamber. For example, as shown in FIG. 18, it is preferable to rotate the dividing plane PL around the long axis AX. Thereby, diagnosis over the entire left ventricle is possible.
[0053]
As for the above MIP display, as shown in FIGS. 19A and 19B, the MIP display is performed in a direction perpendicular to the heart chamber boundary surface S1 and mapped onto the heart chamber boundary surface S1. You may limit between surface S1 and the virtual outer side surface S3 which left | separated only the fixed distance D3 to the outer side. In this case, the meaning of the image can be clarified, and an image can be generated mainly using information only on the myocardial portion, and there is an advantage that the calculation time is further reduced. This effect is particularly noticeable in perfusion display using the contrast video method. In the case of integral value projection other than MIP, surface rendering, and volume rendering, similarly, it is possible to project by limiting the area used as data.
[0054]
The image mapped on the above-mentioned heart chamber boundary surface S1 is mapped as a two-dimensional image IM by a simple geometric projection on the preset divided section PL as shown in FIG. Can do. Regarding the setting method of the divided section PL in this case, it can be set manually either while viewing the three-dimensional image or automatically as a plane passing through the long axis AX of the left ventricle LV as shown in FIG. . In the latter case, it can be automatically detected as one of the principal axes of inertia of the heart chamber or heart chamber interface or using other algorithms.
[0055]
Further, another display example is shown in FIGS. In this case, the data between the left ventricular heart chamber boundary surface S1 and the outer surface S3 separated by a fixed distance D3 is subjected to projection processing such as MIP along the direction parallel to the long axis AX. It is. Thereby, a bull's-eye display image can be obtained.
[0056]
The above-described processing such as detection of the cardiac cavity, masking of the intracardiac blood flow image, display of coronary blood flow or perfusion is useful for diagnosis. Therefore, the 3D image obtained by the real-time 3D ultrasonic diagnostic apparatus is processed in real time. However, the present invention is not limited to this. For example, the present invention can be similarly applied to a three-dimensional image reconstructed from a two-dimensional tomographic image.
[0057]
Therefore, although the above-described ultrasonic diagnostic apparatus is applied to a real-time three-dimensional system, the present invention is not necessarily limited to this, and can be sufficiently applied as long as it can generate three-dimensional data. .
[0058]
Note that the schematic flowcharts shown in FIGS. 22 and 23 summarize the processing procedure by the above-described three-dimensional ultrasonic apparatus. Hereinafter, this processing procedure will be described.
[0059]
First, in FIG. 22, the three-dimensional ultrasound apparatus uses a transmission / reception unit (including a 2D array probe and a pulser / preamplifier unit in the example of FIG. 1) in step S <b> 1 to detect a diagnostic site including the left heart chamber in the subject. In contrast, an ultrasonic beam is transmitted and the ultrasonic echo is received.
[0060]
Then, in step 2, three-dimensional data generation means (including a reception delay circuit, an echo processor, and a Doppler processor in the example of FIG. 1) uses the three-dimensional data (three-dimensional form information, velocity information, Three-dimensional blood flow information such as a power value and a contrast image by a contrast image method using a contrast agent are generated (step S2).
[0061]
Next, in step S3, for example, the above-described algorithm (for example, see the above-described FIGS. 2 to 7 and its description) is executed by the heart chamber detecting means (including the heart chamber detecting unit in the example of FIG. 1) to obtain the three-dimensional data. From the heart chamber is detected.
[0062]
Therefore, in step S4, the display image generation means (including the 3D processor, the display unit, and the monitor in the above example) uses the above-described algorithm (for example, refer to FIGS. This is executed to remove or convert intracardiac data (step S41), and a three-dimensional image from which the intracardiac data has been removed or converted is displayed on the monitor (step S42) (for example, FIG. 16 to FIG. 21 described above). And its description).
[0063]
As a specific example in this case, for example, a case where MIP processing and volume rendering processing described below are used can be considered.
[0064]
(1) When MIP processing is used
In this case, first, the three-dimensional image data in the heart chamber region is converted into a value indicating that there is little or no blood flow (step S41). The converted three-dimensional image data is subjected to MIP processing along the projection direction and projected onto a two-dimensional plane, thereby generating a display image (step S42).
[0065]
(2) When volume rendering processing is used
In this case, first, the three-dimensional image data in the heart chamber region is converted into a value with high transparency (step S41). Then, the converted three-dimensional image data is volume-rendered along the projection direction and projected onto a two-dimensional plane to generate a two-dimensional display image (step S42). In the volume rendering process, normally, the transparency of the pixel is set to be higher according to the value of the image. For this reason, transparency can be made high by converting the value of three-dimensional image data into the value which shows that there is little or no blood flow. Further, as a method of increasing the transparency, a method of increasing the transparency setting value provided corresponding to the position of the three-dimensional image data may be employed.
[0066]
(3) Using another example of volume rendering
In this case, the three-dimensional image data in the heart chamber region is converted into color data that has low transparency and can easily identify the color representing the blood flow (step S41). Then, the converted three-dimensional image data is volume-rendered along the projection direction and projected onto a two-dimensional plane to generate a two-dimensional display image (step S42). As a result, since the color assigned to the heart chamber region appears in a portion where the blood flow of the myocardium is small, the ischemic region of the myocardium can be easily identified.
[0067]
In the processing procedure of steps S1 to S4 shown in FIG. 22, the processing of step S4 can be performed alone or in parallel with the processing of step S5 shown in FIG. That is, in this example, after each processing of steps S1 to S3 as described above, the boundary of the heart chamber region is set as the boundary of the three-dimensional image by the display image generation means in step S5 (step S51), A two-dimensional display image is generated from the three-dimensional image data so that the heart chamber region data does not contribute to the display image based on the set heart chamber region boundary (step S52).
[0068]
As a specific example in this case, for example, a case where MIP processing and volume rendering processing described below are used can be considered.
[0069]
That is, when MIP processing is used, MIP processing is performed up to the heart chamber boundary region set along the direction crossing the myocardium, and the value obtained thereby is assigned to the heart chamber region boundary. Then, a two-dimensional display image is generated by projecting the value assigned to the heart chamber region boundary onto a two-dimensional plane. As a result, the data in the heart chamber region is limited to the image data processing range at the boundary of the heart chamber region so that the data in the heart chamber region is not included in the processing range of the image data, so that the data in the heart chamber region does not contribute to the display image. In addition, a two-dimensional display image can be generated from the three-dimensional image data.
[0070]
When volume rendering processing is used, three-dimensional image data is projected on a two-dimensional plane along the projection direction to generate a two-dimensional display image. In the projection at this time, the region from the set heart chamber region boundary to the myocardial region is targeted for volume rendering processing, and the region closer to the heart chamber side than the heart chamber region boundary is not targeted for volume rendering processing. As a result, a two-dimensional display image can be generated from the three-dimensional image data so that the data of the cardiac cavity region does not contribute to the display image.
[0071]
【The invention's effect】
As described above, the three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention can easily and objectively and quantitatively evaluate the local myocardial blood flow in the entire left ventricle and provide useful information for clinical diagnosis. .
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic block diagram showing an embodiment of a three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram showing the entire heart at the diagnosis site.
FIG. 3 is a schematic diagram showing the left ventricle of the heart.
FIG. 4 is a schematic diagram for explaining superimposed display of blood flow information when the inside of the heart chamber is not masked.
FIG. 5 is a schematic diagram illustrating a case where a heart chamber is set using a marker.
FIG. 6 is a schematic diagram for explaining a luminance difference of blood flow information in a contrast image.
FIGS. 7A and 7B are schematic diagrams for explaining a setting example of detected heart chambers. FIGS.
FIG. 8 is a schematic diagram for explaining an MIP display example of three-dimensional blood flow information (color Doppler) when the inside of the heart chamber is not masked.
FIG. 9 is a schematic diagram for explaining a superimposed display of the front side and the back side of coronary blood flow after a myocardial mask.
FIG. 10 is a conceptual diagram illustrating an example of division of the left ventricle.
FIGS. 11A and 11B are conceptual diagrams showing display examples of divided images of the left ventricle, where FIG. 11A shows an image when there is no stenosis, and FIG. 11B shows an image when there is a stenosis;
FIG. 12 is a schematic diagram showing a display example of a contrast image when the inside of the heart chamber is not masked.
FIG. 13 is a schematic diagram for explaining a superimposed display of the front side and the back side of coronary blood flow after a myocardial mask in the case of a contrast image.
FIG. 14 is a conceptual diagram illustrating an example of left ventricular division in the case of a contrast image.
FIG. 15 is a conceptual diagram showing a display example of a left ventricular divided image in the case of a contrast image, where (a) shows an image when there is no stenosis, and (b) shows an image when there is a stenosis. FIG.
FIG. 16 is a conceptual diagram showing an example of parallel display of divided images of the left ventricle.
FIG. 17 is a conceptual diagram illustrating a watermark display example of a divided image of a left ventricle.
FIG. 18 is a conceptual diagram illustrating a case where the left ventricle dividing surface is rotated.
FIGS. 19A and 19B are conceptual diagrams illustrating MIP on a heart chamber boundary surface. FIGS.
20A is a conceptual diagram illustrating an example of projection from a heart chamber boundary surface, and FIG. 20B is a conceptual diagram illustrating an example of setting a long axis of a left ventricle.
FIGS. 21A and 21B are conceptual diagrams illustrating a case where a bullseye display image is obtained in another display example.
FIG. 22 is a schematic flowchart showing a processing procedure of the three-dimensional ultrasonic apparatus.
FIG. 23 is a schematic flowchart showing another processing procedure of the three-dimensional ultrasonic apparatus.
[Explanation of symbols]
1 Two-dimensional array probe
2 Main unit
3 Monitor
4 Pulser / Preamplifier unit
5 Transmission delay circuit
6 Echo processor
7 Doppler processor
8 Heart chamber detector
9 3D processor
10 Host CPU
11 Display unit
HE heart
OB heart chamber
LV left ventricle (left ventricle)
LV1 Split left ventricle on the front side
LV2 Split left ventricle on the back side
RV right ventricle (right ventricle)
IS Ventricular septum
MM myocardium
M1 left ventricular endocardium
BL1 Coronary blood flow
BL2 Cardiac blood flow
BL2a Coronary blood flow on the front side
BL2b Coronary blood flow on the back side
BL3 Myocardial perfusion
BL2a Myocardial perfusion on the near side
BL2b Myocardial perfusion on the back side
S1 heart chamber interface
S2 Outer surface of heart chamber
S3 Intracardiac side
S4 Map reference plane
D1, D2, D3 constant distance
PL split cross section (plane passing the long axis)
AX Long axis of left ventricle

Claims

Transmitting / receiving means for transmitting an ultrasonic beam three-dimensionally to a diagnostic site including the left ventricle in the subject and receiving the ultrasonic echo;
Three-dimensional data generating means for generating three-dimensional data of the diagnostic region based on the ultrasonic echo;
Heart chamber region determining means for determining a temporary heart chamber region in the three-dimensional data based on the three-dimensional data;
When detecting the temporary heart chamber region from the morphological information as the three-dimensional data, the boundary surface of the temporary heart chamber region is changed to a certain value outside, while the blood flow information as the three-dimensional data or When detecting the temporary heart chamber region from a contrast image, changing the boundary surface of the temporary heart chamber region to a constant value inside, heart chamber region changing means for obtaining the changed heart chamber region;
Display image generating means for converting a value in the heart chamber region after the change into a different value and generating a display image in which information in the myocardial portion of the heart is easily identified. 3D ultrasonic diagnostic equipment.

The cardiac chamber region determining unit extracts the endocardium from the morphological information of the diagnostic region generated by the three-dimensional data generating unit, and obtains the temporary cardiac chamber region based on the extracted endocardium. The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 .

The cardiac cavity region determining means, claims 1 to 3, wherein the based on the three-dimensional data the diagnosing portion of the blood flow information generated by the generating means and requests the cardiac cavity region of the temporary -Dimensional ultrasonic diagnostic equipment.

The cardiac chamber region determining means is for obtaining the temporary cardiac chamber region based on three-dimensional data obtained based on an ultrasonic echo obtained in a state where a contrast medium is injected into the subject. The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2 or 3 , wherein the three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus is characterized.

Wherein the display image generating means, according to claim 1 to claim 4, characterized in that for generating a display image based on data excluding data in the cardiac cavity region of the changed in the three-dimensional data The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims.

6. The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5 , wherein the display image is a two-dimensional image obtained by projecting the three-dimensional data.

In the two-dimensional image, luminance information of data included in a region between the boundary surface of the heart chamber region after the change and a reference surface set at an arbitrary distance from the boundary surface is changed from the reference surface side. 3D ultrasound apparatus according to claim 6, characterized in that on the boundary surface of the cardiac cavity region is obtained by projecting a predetermined projection after.

The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7 , wherein the projection method is an MIP method.

The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7 , wherein the projection method is an integral value projection method.

The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6 , wherein the two-dimensional image is a partial image of the three-dimensional data.

The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 10 , wherein the partial image is included in a partial region obtained by dividing the left ventricle of the heart by a plane including a major axis thereof.

12. The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 11 , further comprising means for detecting a long axis of the left ventricle based on the changed heart chamber region.

The means for detecting the long axis of the left ventricle is a means for detecting one of a plurality of inertial main axes determined by the form of the changed heart chamber region as the long axis of the left ventricle. The three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12 .

Means for three-dimensionally transmitting an ultrasonic beam to a diagnostic site including the left ventricle in the subject and receiving the ultrasonic echo;
It means for generating a third order under over data of the diagnosis region based on the ultrasound echo,
Means for determining a temporary heart chamber region in the three-dimensional data based on the three-dimensional data;
When detecting the temporary heart chamber region from the morphological information as the three-dimensional data, the boundary surface of the temporary heart chamber region is changed to a certain value outside, while the blood flow information as the three-dimensional data or When detecting the temporary heart chamber region from a contrast image, the boundary surface of the temporary heart chamber region is changed to a constant value inside, a means for obtaining the changed heart chamber region;
A three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means for generating a display image from which blood flow information in the changed heart chamber region is removed.

Means for three-dimensionally transmitting an ultrasonic beam to a diagnostic site including the left ventricle in the subject and receiving the ultrasonic echo;
It means for generating a third order under over data of the diagnosis region based on the ultrasound echo,
When a temporary heart chamber region is obtained in the three-dimensional data based on the three-dimensional data, and the temporary heart chamber region is detected from the morphological information as the three-dimensional data, the temporary heart chamber region While changing the boundary surface to a certain value outside, when detecting the temporary heart chamber region from the blood flow information or contrast image as the three-dimensional data, the boundary surface of the temporary heart chamber region is a certain value inside change to, and means for determining the cardiac cavity region after the change,
Means for differentiating an image processing method between the myocardial region of the heart and the heart chamber region after the change, and generating a display image so that a region with less blood flow in the myocardium can be easily identified;
A three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means for displaying the display image.