JPH06233765A - ３次元超音波画像処理システム - Google Patents

３次元超音波画像処理システム

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JPH06233765A
JPH06233765A JP5328712A JP32871293A JPH06233765A JP H06233765 A JPH06233765 A JP H06233765A JP 5328712 A JP5328712 A JP 5328712A JP 32871293 A JP32871293 A JP 32871293A JP H06233765 A JPH06233765 A JP H06233765A
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JP
Japan
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dimensional
processing system
image processing
probe
dimensional ultrasonic
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JP5328712A
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Aaron Fenster
フェンスター アロン
John Miller
ミラー ジョン
Shiddng Tong
トン シドン
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London Health Association
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 本発明はコンピューター（１１）に組み込ま
れた専用ソフトウエアが、医療用超音波装置（９）の２
次元超音波画像を集めて、再構築して３次元画像を得る
ことにより、観察と触診を同時に行ない、あるいはそれ
をあとで呼び出せるよう保存できるようにする。 【構成】 眼、前立腺、およびその他の器官を診断する
ための３次元画像処理装置は、人体器官を検査するプロ
ーブ（１）を回転あるいは走査するためのモーターと駆
動装置（１３）と超音波プローブを組み込んだ組立体
（５）と、プローブを回転させたり走査するその組立体
の動きを制御するための専用ソフトウエアを搭載したコ
ンピューター（１１）とを含む。プローブからの超音波
信号は、器官の多重画像を作るため医療用超音波装置
（９）で処理される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、一般的に医療診断装置
に関し、より詳しく言えば、眼球、前立腺および超音波
画像処理に適した他の器官のような人体器官の３次元超
音波画像処理システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】医療用超音波診断装置は人体内部器官を
観察する医用技法においてよく知られている。たとえば
眼科医および放射線技師は眼の疾患を探査するため、お
よび容積を測定するために、しばしば眼の画像を必要と
する。前立腺がんの診断において診断医は病巣の存在、
位置の決定、および病巣の寸法と範囲を確認するために
相互整流超音波（ＴＲＵＳ）を使用する。
【０００３】代表的な従来の超音波画像処理システム
は、人体内に超音波信号を送り込み、かつ反射してくる
超音波信号を受けるプローブと、プローブからのアナロ
グ超音波信号を受けて、処理し器官の複号画像を作る従
来型の医療用超音波装置と、を含む。
【０００４】機械的センサーを内蔵した従来型プローブ
に関して多数の特許が発表されている。これらのシステ
ムの実施例は次の米国特許５，１５９，９３１（Pin
i）；５，１５２，２９４（Mocizukiほか）；４，８１
９，６５０（Goldstein)；４，８４１，９７９（Dow ほ
か）；４，９３４，３７０（Cambell)に開示されてい
る。従来のシステムは、センサーの位置を決め、かつそ
の情報を制御用コンピューターに送るエンコーダーを使
用していることが知られている。このシステムの実施例
は次の米国特許５，１５９，９３１（Pini）；５，１５
２，２９４（Mochizukiほか）；４，９３２，４１４（C
oleman ほか）；４，２７１，７０６（Ledley）；４，
３４１，１２０（Anderson) ；５，０７８，１４５（Fu
ruhata) ；５，０３６，８５５（Fry ほか）：４，８５
８，６１３（Fry ほか）４，９５５，３６５（Fry ほ
か）に開示されている。
【０００５】医療用超音波画像処理システムの主題に関
し一般的背景情報を提供するその他の特許がある。米国
特許５，０８１，９９３（Kitneyほか）は血管内に挿入
する血管プローブを開示している。それはチューブの周
囲を取り巻く結晶の配列で構成し、横断面を形成してい
る。米国特許４，７４７，４１１（Ledley）は立体眼鏡
を必要とする３次元画像システムを開示している。米国
特許４，８９９，３１８（Schlumbergerほか）および米
国特許４，０２８，９３４（Sollish)は立体３次元視覚
化を行なう特種な方法に関するものである。米国特許
３，５５５，８８８は単結晶および単結晶を動かす機械
的方法をもつプローブを開示している。米国特許４，５
６４，０１８（Hutchison ほか）は尖頭信号を発生し、
かつ知覚できる目のパラメータを認識するため尖頭信号
の発生に反応してそれを数える超音波診断スキャナーを
開示している。米国特許４，５９４，６６２；４，５６
２，５４０；４，５９８，３６６は３次元レーザー写真
術に関するものである。米国特許４，８６６，６１４
（Tam)は多重変換器を基礎として発生する複数の静止超
音波ビームの使用を教示している。ＰＣＴ出願番号ＰＣ
Ｔ／ＥＰ９２／００４１０（Technomed International)
は尿道に挿入する治療用プローブとそのブローブを回転
させスタンド上で上下に動かす手段と、を開示してい
る。
【０００６】米国特許４，９３２，４１４（Coleman)は
腎臓結石の音響破砕技術を眼球に応用することを開示し
て興味深い。外科医が行なっていることを見るため、眼
球の容積を迅速に掃査するとき３次元所見の結果を得る
ためにその容積を掃査するため超音波画像処理プローブ
が用いられる。しかし、Coleman 特許は２次元画像を多
重化して３次元画像を再構築する方法を開示していな
い。なお、Coleman ほかのシステムはプローブの位置を
決めるためにエンコーダーの使用を教示している。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかし、従来の超音波
診断装置は２次元画像のみを作っていたのに対し、探査
のもとでの解剖は３次元であった。したがって検査した
解剖所見や病巣を３次元的印象に直すために、診断医は
多くの像を解釈しこれらを頭の中で積分しなければなら
なかった。慣例的になってはいたが、この方法は、しば
しば、時間がかかり非能率で、かつ良好でない診断や病
状の悪化の可能性を齎した。
【０００８】また、従来の技法である２次元超音波画像
は、患者の身体の任意の角度における厚さ約１ｍｍの平
面を表わしたものである。よって、器官内の平面画像の
位置を限定することは一般的に困難であり、後になって
特殊な画像の位置を再生することは非常に困難である。
【０００９】本発明の目的は、これらの課題を解決する
ことである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明が提供する３次元
超音波画像処理システムは、超音波プローブを組み込ん
だ汎用組立体を含むものである。この組立体は、調査す
る器官に対して回転あるいは走査するモーターおよび駆
動装置を一体化している。プローブからの超音波信号
は、器官の多重画像を作る医療用超音波装置を介して処
理される。コンピューターは、プローブを回転あるいは
走査させるために、組立体付属の可動を制御するための
専用ソフトウエアを搭載しており、医療用超音波装置か
らの２次元超音波画像を集めて３次元表示をするための
画像を再構築する。
【００１１】本発明は、本質的に、新旧の要素を用いて
新しい組み合わせにしたことを特徴としており、超音波
プローブおよび医療用超音波装置は旧要素で構成してお
り、プローブ組立体およびコンピューター専用ソフトウ
エアは新要素で構成している。
【００１２】
【作用】本発明の独特の利点は、従来の技法およびプロ
ーブの製作に順応性があることである。したがって、内
部の可動センサーなどをもった複雑なプローブが必要な
従来技法の負担を軽減することができる。
【００１３】
【実施例】図１では本発明の３次元超音波画像処理シス
テム全体の配置が示されている。従来型超音波プローブ
１は、組立体５の一部を形成するプローブホルダー手段
３によって回転する。また組立体５はモーターと、ホル
ダー３を駆動する出力軸と、検査される器官（図示され
いていない）の複数画像を作るためにあらかじめ定めら
れた角掃査をする付属プローブとを含む。本発明のシス
テムは、眼球、前立腺、女性乳房、心臓、動脈と静脈、
腎臓、肝臓およびその他超音波画像に適した器官の３次
元超音波画像を得るために用いられることが意図され
る。プローブ１からのアナログ信号は、従来型の医療用
超音波装置９によって処理されるために通信線７を経て
送られる。処理された多重画像は、通信線１０を通じて
超音波装置９から、通常はビデオ式デジタイザー（図示
されていない）を組み込んでいるコンピュータ１１に送
られる。超音波装置９からの一連の２次元画像は、コン
ピューター１１内で、相互診断または表示されるための
１枚の３次元画像に、あるいは３次元画像のシーケンス
に再構築される。コンピューター１１はまた通信線１２
を通じてモーター駆動装置１３へ制御信号を送る。そこ
では、それに反応して、プローブ１を掃査させる組立体
５の操作を制御するために、通信線１４を通る制御信号
をさらに送る。
【００１４】前述のように本発明の一実施例では、眼球
の画像が走査されコンピューター１１で再構築される。
図２では、患者Ｐの頭部を支えるために頭部支持盤１５
を有する組立体５が示されている。基盤１７は頭部支持
盤１５に連結されている。基盤１７の水平位置および角
度位置は、基盤１７の調整スロット２１を通るボルト
（図示されていない）についている調整ノブ１９の手段
により調整される。垂直調整部材２３は、垂直調整部材
２３の上端にある調整ノブ２７に接続されたボルト２５
を収納している（図３−４参照）。ブラケット２９は、
ブラケット２９の高さがノブ２７を回して調整できるよ
う、垂直調整部材２３に接続され、かつ調整ボルト２５
を通すねじ孔がある。
【００１５】モーター３１はブラケット２９に順番に接
続されたモーター箱３３に収納されている。通常、モー
ター３１は減速ギヤ３５，３７および出力軸３９につい
たステッパーモーターを含む。オフセットアーム４１
は、一端が出力軸３９に、他の一端がプローブホルダー
３に接続されている。
【００１６】操作する場合には、旋回するオフセットア
ーム４１は、プローブ１が患者Ｐの眼球に近接したカッ
プリングゲル（図１１参照）に、しっかりと置かれるよ
うに位置決めされる。必要な走査範囲が決まれば、モー
ター３１は、画像のシーケンスを得るためのプローブ１
の眼球が走査範囲を掃査できるように動く。のちに、詳
述するように、画像のシーケンスが迅速にデジタル化さ
れ、コンピューター１１（図１参照）に保存される。
【００１７】望ましいことに、約３０°の走査角のプロ
ーブ（図３参照）を用いて、ほぼ１００の画像が約１０
秒間の１回の掃査で集められる。集められた画像は、診
断のためにコンピューター１１のモニターあるいは遠隔
モニターのいずれかで、同時に観察と触診ができるよう
眼球の３次元容積表示をするために再構築される。図１
１の（ａ），（ｂ）について、のちに詳述するように、
図２−４の実施例が、円筒扇形状になっている眼球の３
次元容積を掃査する。
【００１８】図５および図６に移れば、端部放射超音波
プローブ５１を軸回りに回転させる組立体の別の実施例
が示されている。プローブ５１によって掃査される画像
容積は、図２−４の実施例では扇形状であるのに対し、
図５の実施例では円筒状である。組立体５３は、一端か
ら延長している出力軸５９を有するモーター５７を収容
している外箱５５を含む。プローブ５１は、一対のボー
ルベアリング６１および６３で支持された円筒６０によ
り、しっかりと保持されている。減速ギヤ６５および６
７は、それぞれ出力軸５９および円筒６０に接続されて
いる。ベルト６９は、出力軸５９の回転運動と同様の回
転を円筒６０に（ギヤ減速して）伝え、その結果プロー
ブ５１は矢印Ａで示すようないずれかの方向に往復円運
動する。図５および図６に示す軸回転の実施例は、前立
腺のような内部器官の走査に有用である。
【００１９】図７の実施例には、側面放射の超音波プロ
ーブ７０を回転させる組立体が示されている。
【００２０】プローブ７０によって掃査される画像容積
は、図５および図６の実施例では円筒状であるのに対
し、図７の実施例では通常扇形である。組立体７１は、
プローブ回転子７２と、一端から延長する出力軸７４を
有するモーター７３とを含む。プローブ７０は、一対の
ボールベアリング７６および７７で支持された円筒７５
により、しっかりと保持されている。減速ギヤ７８およ
び７９はそれぞれ、出力軸７４および円筒７５に接続さ
れている。ベルト７９ａは、出力軸７４の回転運動と同
様の回転を円筒７５に（ギヤ減速して）伝え、その結果
プローブ７０は時計方向および反時計方向に円回転す
る。
【００２１】図７の実施例は、前立腺のような内部器官
を走査するために有用である。
【００２２】さて、図８および図９の別の実施例では、
外箱８２の中に収納されたモーター８１を含む組立体８
０が示されている。モーター８１は、ねじの切られた出
力軸８３を回転させるための減速ギヤおよびベルトなど
を含む。Ｉ−ブロック８４は、Ｉ−ブロック８４を図８
に矢印で示したいずれかの方向の直線運動により移動さ
せるように、内ねじのついた孔で出力軸８３に取り付け
られている。プローブ１の保持具３はねじ８５および８
６でＩーブロック８４に取り付けられている。作動方向
に対するプローブ１の傾斜角はねじ８６で調整される。
【００２３】図９に示すように、図８および図９の組立
体８０は、内部器官の画像あるいは患者Ｐの幹血管内の
乳癌のような病巣の画像を得るのに用いられる。プロー
ブ１と患者Ｐの間にはカップリングゲル８７の層が置か
れている。
【００２４】図１０に示す組立体のなお別の実施例で
は、食道を通して心臓の画像を得る超音波プローブ９１
が示されている。プローブ９１は、出力軸９９を経てモ
ーター９７に接続されてた減速ギヤ９５にも順に噛み合
う環状のギヤ９３内に取り付けられている。モーター９
７の制御のもとに出力軸を回転させると、ギヤ９５およ
び９３が回転し、結果的に超音波プローブ９１を回転さ
せる。
【００２５】眼球、前立腺、心臓、乳房、その他の内部
器官の診断をするための、組立体の５つの実施例が示さ
れているが、女性乳房や心臓などの診断用としてさらに
多くの組立体が設計されることが期待される。このよう
な実施例は本発明の範囲にあるものと信ずる。
【００２６】図１１の（Ａ）〜（Ｄ）に、種々の走査形
状が図示されている。図１１の（Ａ）では、プローブ１
の掃査移動で飛行機のプロペラのような眼球Ｅの複数の
２次元画面が得られる。図１１の（Ｂ）では、回転軸が
眼球Ｅの背後にあって２次元の扇形画像が得られるよう
に、プローブ１のゲルＧの音波窓によって眼球Ｅと離れ
ている。図１１の（Ａ）と（Ｂ）におけるプローブの回
転モードは、扇形回転である。図１１の（Ｃ）と（Ｄ）
では、プローブ１が１８０°回転できるように回転軸は
長手方向である。図１１の（Ｃ）と（Ｄ）におけるプロ
ーブの回転モードは、軸回転である。
【００２７】図１１の（Ａ）〜（Ｄ）の図形を３次元画
像に再構築する方法を図１６〜２５を参照して以後詳細
に説明する。しかし本発明の総体的システム機能を示す
図１２のブロック線図がまず参照される。ユーザーイン
ターフェイス１１０１が、マウス、キーボードあるいは
コンピューター１１（図１参照）への他のインプット方
法、および専用ソフトウエアの形で用意されている。コ
ンピューター１１内で操作されるソフトウエアは、下記
のようにいくつかの機能モジュールに分割されている：
超音波走査モジュール１１０３、容積再構築モジュール
１１０５および容積表示モジュール１１０７。超音波走
査１１０３の場合、コマンド１１０９がプローブ組立体
を制御するために送られる。（例えば、図２−４の組立
体５、図５−図６の組立体５３、あるいは図７−図８の
主コントローラー１３（図１参照）を経由する組立体７
１，８０。超音波プローブ１からの連続２次元画像が、
超音波走査モジュール１１０３へのインプット１１１１
として、通信線１０を通じて医療用超音波装置９から超
音波走査モジュール１１０３に送られる。これらのアナ
ログ画像は、超音波走査モジュール１１０３を送られ
る。これらのアナログ画像は、超音波走査モジュール１
１０３を経由してデジタル化され、コンピューターメモ
リー１１１３に保存される。コンピューターメモリー１
１１３は、ファイル保存装置１１１５の画像データトラ
ンスファーを経由して、あるいはインターフェイス１１
０１からの適切なユーザーコマンドを受け入れることに
より、デジタル化された２次元画像を保存することがで
きる。この２次元画像は、容積再構築ソフトウエアモジ
ュール１１０５を経由して下記に詳しく述べるよう再構
築される。３次元画像が、モジュール１１０５で再構築
され、インターフェイス１１０１からの適切なユーザー
コマンドを受け入れることによりコンピューターメモリ
１１１３に保存されると、容積表示モジュール１１０７
はモニター（モニターモジュール１１１７へ出力）に出
力するために再構築された３次元画像の全体図を処理す
る。
【００２８】これらの実施例では、モーター３１（図
４）、５７（図５）、７３（図７）、８１（図８）およ
び９７（図１０）はそれぞれの軸を一定の角度変化また
は一定の角速度で回転させる精密モーターである。この
ため、２次元画像は等間隔で得られる（すなわち、扇形
または円筒状の図の場合は定角度間隔、直線の場合は定
距離間隔）。ある場合は、一定角速度の軸回転を確実に
するために内部位置エンコーダーを含むモーターが選ば
れる。このような望ましいモーターの一例としては、コ
ンピューモーター（Division of Parker Corporation)
で製造されているステッパーモーターモデルＣ５７−５
１がある。
【００２９】さて図１３〜図１４に移り、代表的な３次
元超音波画像処理手順を開始すると（最初のステップ１
２０１）、プローブ１を走査組立体に挿入する（ステッ
プ１２０３）、走査する被検体を置く（ステップ１２０
５）、そして被検体の画像がＲＯＩフレームに出てくる
（ステップ１２０７）。ＲＯＩフレームはコンピュータ
ー１１に搭載されているフレームグラバープログラムに
よって出力モニター上に取り出される。ここではＲＯＩ
は目的の領域を表示する。次に、使用者が手動走査で被
検体を確認する（ステップ１２０９）。もし、被検体が
ＲＯＩフレームの外にある場合は、操作はステップ１２
０７に戻る。そうでない場合、ステップ１２１１がステ
ップ１２１３に進めば、使用者がプローブ走査組立体を
その位置で固定する。次に、ステップ１２１５では容積
画像が得られ、ステップ１２１７において得られたフレ
ームを検討することができる。もしデータが正しく得ら
れなかった場合は（ステップ１２１９）、処理制御はス
テップ１２０５に戻る。一方、処理制御がステップ１２
２１に進めば、得られた容積はコンピューターメモリー
に保存される（図１２の１１１３参照）。次に、再構築
と３次元画像の表示のステップが実行される（ステップ
１２２３は図１６〜２５を参照してのちに詳述する）。
もし、使用者が別の３次元走査を行ないたければ処理制
御はステップ１２０５に戻る。そうでない場合は、処理
から取り出される（ステップ１２２７）。
【００３０】図１６〜２５を参照してのちに詳しく説明
する再構築の利用およびアルゴリズムの表示は、ステッ
プ１３０１から始まる図１５および図１６に示す。も
し、使用者が３次元画像の再構築を望まないならば（ス
テップ１３０３）、このままシステムを抜け出せばよい
（ステップ１３１３）。そうでない場合システムは３次
元画像を再構築をして（ステップ１３０５）、再構築画
像をコンピューターメモリーに保存する（ステップ１３
０７）。ここで使用者は３次元画像を表示する機会があ
る（ステップ１３０９）。もし、使用者が３次元画像の
表示を選択しない場合は、処理制御はステップ１３０３
に戻る。しかし、捕捉され再構築された３次元画像を使
用者が見たい場合は画像は表示され、必要ならば画像断
面が抽出される（ステップ１３１１）。３次元画像を表
示したらシステムから取り出される（ステップ１３１
３）。
【００３１】さて、図１６〜２５について、モジュール
１１０５（図１２）の３次元画像の再構築アルゴリズム
を詳しく説明する。モジュールを初期化（ステップ１４
０１）した後、集積した２次元画像Ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）が
コンピューターメモリー１１１３から呼び出される（ス
テップ１４０３）。集積した２次元画像Ｉ（ｘ，ｙ，
ｚ）は合成画像Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）に変換される。軸回転
再構築（すなわち、図１１の（Ｃ）および（Ｄ）の実施
例参照）においては、転換関数はｆ：（ｘ，ｙ，ｚ）→
（ｘ，ｚ，ｙ）である。扇形再構築の場合は、ｆ：
（ｘ，ｙ，ｚ）→（ｚ，ｙ，ｃ−ｘ）である。ここにＣ
はｘ−dimension であり、Ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）−１であ
る。
【００３２】扇形再構築においてＩ（ｘ，ｙ，ｚ）をＲ
（ｘ，ｙ，ｚ）に転換する場合、コンピューターメモリ
ー１１１３に保存されている画像の垂直線をアクセスす
るために、各画像断面の各垂直線に容易にアクセスする
ことができる変換が図１８の（Ｂ）に示されるように行
なわれる。画像の各垂直線をアクセスする最も効率的な
方法はｚｙ面においてなされるものである。図１８の
（Ｂ）に示すように、画像はｙｚ面の２次元画像がｘｙ
面に転換するように回転される。
【００３３】軸回転に関して（図１８の（Ａ）、２次元
画像の同じ図形が最初のコンピューターメモリー１１１
３に保存されるが、垂直線にアクセスする代わりに３次
元再構築のためにシステムが水平線を捕まえる場合は別
である。最も少ない計算で画像再構築をより早く行なう
ために、水平２次元画像断面は３次元容積から後ろにで
はなく上から下にアクセスする。
【００３４】ステップ１４０５の転換は知られた方法を
用いて画素毎のベースで行なわれる。
【００３５】ステップ１４０７においては、再構築され
た画像のｚ断面を保存するのに十分な大きさの仮ラスタ
Ｔ（ｘ，ｙ）が作られる。図１９は、複数の格子点また
は画素１７０１を含む仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）を示す。仮
ラスタＴ（ｘ，ｙ）は、３次元配列Ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）で
代表される再構築画像のｚ断面を保持するのに用いられ
る。
【００３６】仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）を作るのに、全ての
コンピューター計算はｘ，ｙ面上（すなわち、画像の個
々のｚ断面上）で行なわれる。仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）
は、軸回転図形内により大きな画像を作るために、十分
に大きな寸法に作られなければならない。
【００３７】仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）内の各画素では、モ
ジュールは合成画像（Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）の元の断面にお
ける正確な座標になければならない（すなわち、正確な
カラーまたはグレイレベルが、ＲからＴに転換する際に
各画素が計算されなければならない）。
【００３８】ステップ１４０９において、Ｔ（ｘ，ｙ）
における各画素Ｐ（ｘ，ｙ）に関して、寄与する画素の
表Ｌ（ｘ，ｙ）は、図１７を参照してのちに詳しく述べ
るように、各画素がグレイレベルを受け取った元の画像
で計算される。図２０の（Ａ），（Ｂ）は、Ａ（ｘ，
ｙ）のｘ寸法がｎ1 であるとして、合成画素Ｒ（ｘ，
ｙ，ｚ）のｚ面からの仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）の内容の計
算を示している。軸回転では、図形は画素Ｔの原位置を
計算する円形の通路により回転する線のようなものであ
る。したがって極座標の使用が可能である。
【００３９】原点から出発して、画素の半径方向の距離
“ｒ”および角度“ａ”が計算される。“ｒ”および
“ａ”を計算したのち、画像の最初の水平線の位置が判
明しているので、Ｒ内の各画像断面のために索引付けが
用いられる。角度“ａ”を用いて、モジュールは画素が
Ｒ内のどこに位置しているのかを計算する。画素の位置
が計算されると、“最も近いアルコリズム”、平均化ア
ルゴリズムあるいは加重関数のいずれかが、画素の適切
なグレイレベルに近付くために用いられる。図２０の
（Ｂ）の矢印Ａは、Ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）の最初の画素を捕
らえるときの方向を示す。
【００４０】図２１の（Ａ），（Ｂ）に、扇形再構築の
場合のＡ（ｘ，ｙ）から仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）の内容の
計算を示す。
【００４１】扇形回転における図形は、回転軸が画像の
外側にあることを除いて、軸回転の場合の図形と類似し
ている。軸再構築に関して上述したように、各画素の各
変位および距離は画像の最初の線から計算される。しか
し、回転軸の後方にまで半径を延長する必要はないの
で、扇形再構築には画素から回転軸までの実寸法よりも
“ｒ”のより小さい値が用いられる。よく知られている
線形代数学手法を用いて、極座標を計算して確立される
ベクトルが同じ起源をもつように転換される（すなわ
ち、画像容積の外側の回転軸を無視することができ
る）。
【００４２】図２２の（Ａ），（Ｂ）および図２３の
（Ａ），（Ｂ）に示したように、採用された計画によっ
ては、Ｐ（ｘ0 ，ｙ0 ）の表ＬはＡ（ｘ，ｙ）に隣接す
る画素の一部あるいは全部（すなわち、最も近くの、平
均のあるいは挿入されたもの）を含む。ステップ１４１
１においては、モジュールは最終の３次元画像Ｖ（ｘ，
ｙ，ｚ）の全ｚ断面が構築されているかどうかを問い合
わせる。もし問い合わせの答えが否であれば、新しいｚ
断面Ａ（ｘ，ｙ）が合成画像Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）から抽出
され、そしてＡ（ｘ，ｙ）からの各画素Ｔ（ｘ，ｙ）の
グレイレベルまたはカラーが、隣接する画素のうち最も
近い、平均のまたは挿入の手段によって画素の表Ｌによ
り計算される（ステップ１４１７）。
【００４３】隣接する表が各画素Ｔに関して計算される
と、全体の３次元容積が再構築される。特に、Ｒ内の各
断面は、隣接する表Ｌにより一度に一つずつアクセスさ
れ再構築が実行される。画素Ｒの実際の位置を見付けた
のち、寄与する画素の表Ｌが計算される。図２２の
（Ａ）および図２３の（Ａ）に、画素の位置がそれぞれ
軸回転および扇形回転について示されている。図形が長
方形の画像に変わる。（図２２の（Ｂ）および図２３の
（Ｂ）参照）と索引はＲの個々のｚ断面に戻る（Ａ参
照）。この段階では、その画素に隣接する４つの画素全
てが、Ｔ（ｘ，ｙ）の選ばれた画素に対し適切なグレイ
レベルまたはカラーを決めるためにアクセスされる。
【００４４】図２４では、Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）の断面Ａ
（ｘ，ｙ）が抽出され、ステップ１４１７の計算が、最
終の容積に保存するための合成画像Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）に
よって寄与される平面の全ての値を求めるために行なわ
れる。Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）の全ての断面を終えると、再構
築は完成し、Ｔ（ｘ，ｙ）の内容が最終３次元画像Ｖ
（ｘ，ｙ，ｚ）に保存される。
【００４５】ステップ１４１１〜１４１９は、モジュー
ルが去ったのち（ステップ１４１３）、最終の３次元画
像の全てのｚ断面が再構築されるまで再実行される。
【００４６】図１７について簡単に触れると、画素マッ
ピングステップ１４０９がサブモジュールとして詳しく
示されている。
【００４７】モジュールがステップ１５０１で始まり、
次の手順は仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）の全ての画素が処理さ
れたかどうかを問い合わせる（ステップ１５０３）。
【００４８】もし処理されていなければ、仮ラスタＴ
（ｘ，ｙ）の画素Ｐ（ｘ，ｙ）がステップ１５０５に呼
び込まれる。Ｐ（ｘ，ｙ）から極座標Ｐ’（ｒ，ａ）へ
のマッピングは、図２０の（Ａ），（Ｂ），図２１の
（Ａ），（Ｂ）で述べた手法を用いてステップ１５０７
で計算される。
【００４９】次に表Ｌ（ｘ，ｙ）が、Ｐ’（ｒ，ａ）に
よって原画像中に寄与する画素から作られる（ステップ
１５０９）。この表の創出により、図２２の（Ａ）およ
び（Ｂ）には軸回転が示され、図２３の（Ａ）および
（Ｂ）には扇形再構築が示されている。
【００５０】表Ｌ（ｘ，ｙ）がステップ１５１１に保存
されると、処理制御はステップ１５０３の質問に戻る。
仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）の全ての画素が処理されると、サ
ブモジュールはステップ１５１３に抜け出す。
【００５１】上述のように、再構築が完了し再構築画像
配列Ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）がコンピューターメモリー１１１
３に保存されると、容積表示モジュール１１０７を利用
するよく知られた方法で画像が示され、処理される（図
１２参照）（例解析TM）。
【００５２】本発明の他の実施例および改良例が、本特
許請求範囲に限定された範囲内においてあり得る。
【００５３】
【発明の効果】以上説明したように本発明は、新旧の要
素を組み合わせることにより、医療用超音波装置からの
２次元超音波画像を集めて３次元表示をするための画像
を再構築することができるので、従来の複雑なプローブ
が必要であったことによる技法の負担を軽減した３次元
画像処理システムを提供することができる効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の３次元超音波画像処理システムの配置
を示した説明図である。
【図２】本発明の一実施例の、眼または他の器官を走査
する従来型超音波プローブを組み込んだ組立体の斜視図
である。
【図３】図２に示す組立体の側面図である。
【図４】図２および図３に示す組立体の詳細斜視図であ
る。
【図５】本発明の第２の実施例の、軸回転をする端面放
射（end-firing) 超音波プローブを回転させる組立体の
一部破断斜視図である。
【図６】図５に示す組立体の側断面図である。
【図７】本発明の第３の実施例の、セクタ回転をする端
面放射超音波プローブを駆動するための組立体の一部破
断斜視図である。
【図８】本発明の第４の実施例の、横方向移動する超音
波プローブを駆動するための別の組立体の一部破断斜視
図である。
【図９】図８に示す組立体の側断面図である。
【図１０】軸回転をする超音波プローブを回転させるプ
ローブ組立体の別の実施例である。
【図１１】（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）および（Ｄ）は超音
波プローブ組立体の種々の実施例の、眼球を画像化する
ためにプローブを掃査する動きの種々の形態を示す図で
ある。
【図１２】本発明の種々のソフトウエアモジュールの機
能的接続を示すブロック図である。
【図１３】本発明の３次元超音波画像処理システムの操
作法を示すフローチャート前半部である。
【図１４】図１３に続くフローチャート後半部である。
【図１５】本発明の３次元超音波画像処理システムの操
作法の再構築の詳細およびステップを示すフローチャー
トである。
【図１６】第１の実施例の、３次元画像再構築の詳細を
示すフローチャートである。
【図１７】図１６に示した再構築処理の画素写像ステッ
プの詳細を示すフローチャートである。
【図１８】（Ａ）および（Ｂ）は、それぞれ軸回転およ
びセクタ回転によって捕捉された、入力画像の変換を示
す再構築図である。
【図１９】仮ラスタの概略を示す再構築図である。
【図２０】（Ａ）および（Ｂ）は、軸回転により捕捉さ
れた画像について、仮ラスタの内容の計算を示す再構築
図である。
【図２１】（Ａ）および（Ｂ）は、セクタ回転により捕
捉された画像について、仮ラスタの内容の計算を示す再
構築図である。
【図２２】（Ａ）および（Ｂ）は、軸回転によって捕捉
された画像について、仮ラスタ中に寄与する画素の表を
作る状態を示す再構築図である。
【図２３】（Ａ）および（Ｂ）は、セクタ回転によって
捕捉された画像について、仮ラスタ中に寄与する画素の
表を作る状態を示す再構築図である。
【図２４】合成画像の一断面を抽出する状態を示す再構
築図である。
【図２５】再構築された３次元画像を形成する出力画素
の配列において、仮ラスタの内容の保存法を示す再構築
図である。
【符号の説明】
１，９１ 超音波プローブ ３ プローブホルダー ５，５３，７１，８０ 組立体 ７，１０，１２，１４ 通信線 ９ 医療用超音波装置 １１ コンピューター １３ モーター駆動装置 １５ 頭部支持盤 １７ 基盤 １９，２７ 調整ノブ ２１ 調整スロット ２３ 垂直調整部材 ２５ ボルト ２９ ブラケット ３１，５７，７３，８１，９７ モーター ３３ モーター箱 ３５，３７，６５，６７，７８，７９，９３，９５
減速ギヤ ３９，５９，７４，９９ 出力軸 ４１ オフセットアーム ５１ 端部放射超音波プローブ ５５，８２ 外箱 ６０，７５ 円筒 ６１，６３，７６，７７ ボールベアリング ６９，７９ａ ベルト ７０ 側面放射超音波プローブ ７２ プローブ回転子 ８３ ねじの切られた出力軸 ８４ Ｉ−ブロック ８５，８６ ねじ ８７ カップリングゲル Ｐ 患者
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジョン ミラー カナダ国 エヌ５エックス ３ワイ１ オ ンタリオ州 ロンドン メイソンヴィル クレセント 17 (72)発明者 シドン トン カナダ国 エヌ６ジー ３エイ８ オンタ リオ州 ロンドン アパートメント 22 プラッツ レーン 540

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 医療用超音波装置に接続した従来型超音
    波プローブと、前記プローブの動きに感知し、画素Ｉ
    （ｘ，ｙ，ｚ）の配列によって表示される前記医療用超
    音波装置により作られた連続２次元画像を保存すること
    のできるコンピューターとを用いる３次元超音波システ
    ムであって、 ａ）検査される器官に近接して前記プローブを取り付け
    られ、かつ検査される前記器官をプローブが走査するよ
    うに動かすための組立体であって、医療用超音波装置に
    より前記連続２次元画像を発生させ、かつ画素のＩ
    （ｘ，ｙ，ｚ）の配列によって表示される前記画像を前
    記コンピューターに保存することができる前記組立体
    と、 ｂ）（ｉ）検査される器官のあらかじめ決められた容積
    を前記プローブが走査するように、前記組立体の可動を
    制御するための、また（ii）画素の配列Ｉ（ｘ，ｙ，
    ｚ）によって表示される２次元画像を再構築し、その出
    力画素の配列Ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）によって表示される再構
    築３次元画像を作るための、前記コンピューター内にお
    けるコントローラー手段と、を含む３次元超音波画像処
    理システム。
  2. 【請求項２】 前記組立体が、さらに、 ｃ）前記コントローラー手段の制御により、回転軸の回
    りを回転させる出力軸を有するモーター手段と、 ｄ）前記出力軸の回転により、検査される前記器官のあ
    らかじめ決められた容積を前記プローブが走査するよう
    に、前記回転軸心のあらかじめ決められた位置に前記プ
    ローブを取り付けるためのアダプター手段と、を含む請
    求項１記載の３次元超音波画像処理システム。
  3. 【請求項３】 前記あらかじめ決められた容積が筒状で
    あるように、アダプター手段が前記回転軸と平行な前記
    出力軸に接続されている請求項２記載の３次元超音波画
    像処理システム。
  4. 【請求項４】 前記あらかじめ決められた容積が筒状扇
    形であるように、前14アダプター手段が前記回転軸と直
    交する出力軸に接続されている請求項２記載の３次元超
    音波画像処理システム。
  5. 【請求項５】 前記あらかじめ決められた容積が平行６
    面体であるように、前記アダプター手段が長手方向に平
    行移動する出力軸に接続されている請求項２記載の３次
    元超音波画像処理システム。
  6. 【請求項６】 前記コントローラー手段がさらに、 ｅ）転換ｆ：（ｘ，ｙ，ｚ）−＞（ｘ，ｚ，ｙ）によ
    り、前記配列Ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）を合成配列Ｒ（ｘ，ｙ，
    ｚ）に転換する手段、 ｆ）再構築された３次元画像の単一のｚ−断面を保存す
    るために仮ラスタＴ（ｘ，ｙ）を作る手段、 ｇ）Ｔ（ｘ，ｙ）中の各画素Ｐ（ｘ，ｙ）を求めるため
    に合成配列Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ−断面Ａ（ｘ，ｙ）か
    ら、寄与する画素の表Ｌを計算して、その結果前記表Ｌ
    を保存する手段、 ｈ）前記合成配列Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）の連続ｚ−断面Ａ
    （ｘ，ｙ）を抽出する手段、 ｉ）各画素Ｐ（ｘ，ｙ）の表Ｌにより、Ａ（ｘ，ｙ）か
    らＴ（ｘ，ｙ）中の前記各Ｐ（ｘ，ｙ）のモノクロレベ
    ルまたはカラーのいずれか一方を計算し、かつ前記仮ラ
    スタＴ（ｘ，ｙ）中の前記各画素Ｐ（ｘ，ｙ）をモノク
    ロレベルまたはカラーのいずれか一方で保存する手段、
    および ｈ）出力画素Ｖ（ｚ，ｙ，ｚ）の前記配列に前記仮ラス
    タＴ（ｘ，ｙ）の内容を保存する手段、を有する請求項
    ３記載の３次元超音波画像処理システム。
  7. 【請求項７】 前記表Ｌを計算する前記手段がさらに、 ｊ）前記各画素Ｐ（ｘ，ｙ）を回収する手段、 ｋ）Ｐ（ｘ，ｙ）を極座標Ｐ’（ｒ，ａ）に変換する手
    段、 ｌ）Ｐ’（ｒ，ａ）によって、寄与する画素の表Ｌを作
    る前記手段、および ｍ）表Ｌを保存する手段、を有する請求項６記載の３次
    元超音波画像処理システム。
  8. 【請求項８】 前記モノクロレベルを計算する前記手段
    が、さらに平均値を求める手段、付加する手段、あるい
    は前記各画素Ｐ（ｘ，ｙ）に寄与する画素のうち最も近
    接したものを選択する手段のいずれか一つを有する、請
    求項６記載の３次元超音波画像処理システム。
  9. 【請求項９】 前記コントローラー手段がさらに、 ｅ）ｃがＩ（ｘ，ｙ，ｚ）のｘ値のマイナス１である場
    合、転換ｆ：（ｘ，ｙ，ｚ）→（ｚ，ｙ，ｃ−ｘ）によ
    り前記配列Ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）を合成配列Ｒ（ｘ，ｙ，
    ｚ）に転換する手段、 ｆ）前記再構築された３次元画像のｚ−断面を保持する
    ために仮ラスタＴ（ｘ，ｙ，）を作る手段、 ｇ）Ｔ（ｘ，ｙ）中の各画素Ｐ（ｘ，ｙ）を求めるため
    に合成配列Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ−断面Ａ（ｘ，ｙ）か
    ら寄与する画素ので表Ｌを計算して、その結果表Ｌを保
    存する手段、 ｈ）前記配列Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）の連続ｚ−断面Ａ（ｘ，
    ｙ）を抽出する手段、 ｉ）各画素Ｐ（ｘ，ｙ）の表Ｌにより、Ａ（ｘ，ｙ）か
    らＴ（ｘ，ｙ）の中の前記各Ｐ（ｘ，ｙ）のモノクロレ
    ベルまたはカラーのいずれか一方を計算し、かつ前記仮
    ラスタＴ（ｘ，ｙ）中の前記各画素Ｐ（ｘ，ｙ）をモノ
    クロレベルまたはカラーのいずれか一方で保存する手
    段、および ｈ）出力画素Ｖ（ｚ，ｙ，ｚ）の前記配列に前記仮ラス
    タＴ（ｘ，ｙ）の内容を保存する手段、を有する請求項
    ４記載の３次元超音波画像処理システム。
  10. 【請求項１０】 前記表Ｌを計算する前記手段がさら
    に、 ｊ）各画素Ｐ（ｘ，ｙ）を回収する手段、 ｋ）Ｐ（ｘ，ｙ）を極座標Ｐ’（ｒ，ａ）に変換する手
    段、 ｌ）Ｐ’（ｒ，ａ）によって、寄与する画素の前記表Ｌ
    を作る手段、および ｍ）表Ｌを保存する手段、を有する請求項９記載の３次
    元超音波画像処理システム。
  11. 【請求項１１】 前記モノクロレベルを計算する手段
    が、さらに平均値を求める手段、付加する手段、あるい
    は前記各画素Ｐ（ｘ，ｙ）に寄与する画素のうちの最も
    近接したものを選択する手段のいずれか一つを有する請
    求項９記載の３次元超音波処理システム。
  12. 【請求項１２】 前記器官が眼球である請求項１記載の
    ３次元超音波画像処理システム。
  13. 【請求項１３】 前記器官が前立腺である請求項１記載
    の３次元超音波画像処理システム。
  14. 【請求項１４】 前記器官が女性の乳房である請求項１
    記載の３次元超音波画像処理システム。
  15. 【請求項１５】 前記器官が心臓である請求項１記載の
    ３次元超音波画像処理システム。
  16. 【請求項１６】 前記器官が動脈と静脈を含む請求項１
    記載の３次元超音波画像処理システム。
  17. 【請求項１７】 前記器官が腎臓である請求項１記載の
    ３次元超音波画像処理システム。
  18. 【請求項１８】 前記器官が肝臓である請求項１記載の
    ３次元超音波画像処理システム。
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