JPH08336533A - ３次元超音波画像作成方法および画像処理装置 - Google Patents
３次元超音波画像作成方法および画像処理装置Info
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- JPH08336533A JPH08336533A JP7334304A JP33430495A JPH08336533A JP H08336533 A JPH08336533 A JP H08336533A JP 7334304 A JP7334304 A JP 7334304A JP 33430495 A JP33430495 A JP 33430495A JP H08336533 A JPH08336533 A JP H08336533A
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- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ２次元超音波画像処理の原理をそのまま第３
次元に拡張すると、通常、信号および画像処理の複雑さ
の増加と、ハードウエア、ソフトウエアの複雑化と経費
の増加が伴う。これを超音波装置の複雑さと経費の多少
の増加で、３次元画像処理を可能とする。特に従来の２
次元超音波画像装置のハードウエアの使用を可能とする
方法を提供する。 【解決手段】 身体内部からの多数の超音波セクター画
像を受信し；基準平面に対する透視角度を特定し；各画
像を、ａ）該透視角度に応じて該画像の１またはそれ以
上の次元を拡縮し、ｂ）該平面および該透視角度に応じ
て画像平面内で該画像を移動処理し；結合透視画像に結
合し、表示する；以上の工程を有する体内の透視画像の
作成方法及び超音波画像処理装置。
次元に拡張すると、通常、信号および画像処理の複雑さ
の増加と、ハードウエア、ソフトウエアの複雑化と経費
の増加が伴う。これを超音波装置の複雑さと経費の多少
の増加で、３次元画像処理を可能とする。特に従来の２
次元超音波画像装置のハードウエアの使用を可能とする
方法を提供する。 【解決手段】 身体内部からの多数の超音波セクター画
像を受信し；基準平面に対する透視角度を特定し；各画
像を、ａ）該透視角度に応じて該画像の１またはそれ以
上の次元を拡縮し、ｂ）該平面および該透視角度に応じ
て画像平面内で該画像を移動処理し；結合透視画像に結
合し、表示する；以上の工程を有する体内の透視画像の
作成方法及び超音波画像処理装置。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波診断画像処
理技術の改良に関し、特に３次元画像方式（format）に
よる表示のための平面画像情報の超音波信号処理に関す
る。
理技術の改良に関し、特に３次元画像方式（format）に
よる表示のための平面画像情報の超音波信号処理に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】３次元解析と表示のための被験者の内部
立体を超音波で走査する種々の方法および装置が提案さ
れている。これらの技術の多くは、多数の隣接空間の画
像平面の走査を伴っている。これら相互関連平面からの
超音波情報は、平面内のデ−タの空間座標に基いて、そ
して各平面と他の平面との空間相互関係に基いて解析さ
れ、表示される。画像化される立体の透視図などの３次
元画像方式で、該情報が表示される。有効な３次元画像
が、種々の重なりそして整列された関係により、一連の
空間相互関連２次元画像を同時に表示することにより作
成することができる。例えば、米国特許第５、３５３、
３５４号は、多数の平行超音波画像平面の採取および表
示、そして２つの交差する画像平面の表示のための技術
について説明している。
立体を超音波で走査する種々の方法および装置が提案さ
れている。これらの技術の多くは、多数の隣接空間の画
像平面の走査を伴っている。これら相互関連平面からの
超音波情報は、平面内のデ−タの空間座標に基いて、そ
して各平面と他の平面との空間相互関係に基いて解析さ
れ、表示される。画像化される立体の透視図などの３次
元画像方式で、該情報が表示される。有効な３次元画像
が、種々の重なりそして整列された関係により、一連の
空間相互関連２次元画像を同時に表示することにより作
成することができる。例えば、米国特許第５、３５３、
３５４号は、多数の平行超音波画像平面の採取および表
示、そして２つの交差する画像平面の表示のための技術
について説明している。
【０００３】これらの空間相互関連画像平面を得るため
に、特別に工夫された走査装置を利用した多数の走査技
術が提案されている。報文「直交断面に基く超音波心臓
診断図の３次元的再構成」（”Three-Dimensional Reco
nstruction of Echocardiograms Based On Orthogonal
Sections,” by S. Tamura et al., Pattern Recogniti
on, Vol. 18, No. 2, pp 115-24(1985)）は、３つのそ
のような装置について検討しており、それらは：平行画
像平面を得る間、超音波プロ−ブを誘導するためのガイ
ドレ−ル；ア−ムジョイント内の感知器が、変換器に空
間座標を与えるジョイントア−ム（jointed arm）；お
よび心臓の長軸についての変換器の回転、である。後者
の目的のための回転変換器プロ−ブは、「心臓学のため
の多次元超音波画像処理」（"Multidimensional Ultras
onic Imaging for Cardiology,"by McCann et al., Pro
ceedings of the IEEE, Vol. 76, No. 9, pp 1063-73
(Sept. 1988)）に示され、説明されている。しかしなが
ら、特別な走査装置や器具の必要なしに、３次元表示用
の多数の画像平面を得ることができることが好ましい。
に、特別に工夫された走査装置を利用した多数の走査技
術が提案されている。報文「直交断面に基く超音波心臓
診断図の３次元的再構成」（”Three-Dimensional Reco
nstruction of Echocardiograms Based On Orthogonal
Sections,” by S. Tamura et al., Pattern Recogniti
on, Vol. 18, No. 2, pp 115-24(1985)）は、３つのそ
のような装置について検討しており、それらは：平行画
像平面を得る間、超音波プロ−ブを誘導するためのガイ
ドレ−ル；ア−ムジョイント内の感知器が、変換器に空
間座標を与えるジョイントア−ム（jointed arm）；お
よび心臓の長軸についての変換器の回転、である。後者
の目的のための回転変換器プロ−ブは、「心臓学のため
の多次元超音波画像処理」（"Multidimensional Ultras
onic Imaging for Cardiology,"by McCann et al., Pro
ceedings of the IEEE, Vol. 76, No. 9, pp 1063-73
(Sept. 1988)）に示され、説明されている。しかしなが
ら、特別な走査装置や器具の必要なしに、３次元表示用
の多数の画像平面を得ることができることが好ましい。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】２次元超音波画像処理
の原理を第３次元に拡張するとき、通常、信号および画
像処理の複雑さの顕著な増加と、それに対応するハ−ド
ウエアおよびソフトウエアの複雑化と経費の増加が伴
う。３次元への拡張は、従って通常は、より複雑で高価
な超音波装置構成の開発を必要とすると見なされてい
る。しかし超音波装置の複雑さおよび経費の多少の増加
で、３次元超音波画像処理能力が得られることが望まれ
る。特に、従来の２次元超音波画像装置のハ−ドウエア
を使用して、３次元超音波画像処理能力を得られること
が望ましい。
の原理を第３次元に拡張するとき、通常、信号および画
像処理の複雑さの顕著な増加と、それに対応するハ−ド
ウエアおよびソフトウエアの複雑化と経費の増加が伴
う。３次元への拡張は、従って通常は、より複雑で高価
な超音波装置構成の開発を必要とすると見なされてい
る。しかし超音波装置の複雑さおよび経費の多少の増加
で、３次元超音波画像処理能力が得られることが望まれ
る。特に、従来の２次元超音波画像装置のハ−ドウエア
を使用して、３次元超音波画像処理能力を得られること
が望ましい。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明によると、超音波
装置の走査変換器の新たな使用方法により、従来の２次
元超音波画像処理のハ−ドウエアを使用して、３次元超
音波画像処理が可能となる。即ち、多数の２次元画像が
得られる。これらの画像は、走査変換を通じて処理され
て、種々の画像平面への回転が近似されて、原画像平面
などの基準平面に再投影される。この処理は、従来の走
査変換ハ−ドウエアを使用して、セクタ−角またはセク
タ−画像の深さを、または長方形画像の縦横比を変更す
ることにより実施することができる。
装置の走査変換器の新たな使用方法により、従来の２次
元超音波画像処理のハ−ドウエアを使用して、３次元超
音波画像処理が可能となる。即ち、多数の２次元画像が
得られる。これらの画像は、走査変換を通じて処理され
て、種々の画像平面への回転が近似されて、原画像平面
などの基準平面に再投影される。この処理は、従来の走
査変換ハ−ドウエアを使用して、セクタ−角またはセク
タ−画像の深さを、または長方形画像の縦横比を変更す
ることにより実施することができる。
【０００６】好ましい具体例においては、各画像につい
て多数の平面からの投影が行われ、次いで一連の結合画
像として記憶され、ここに各結合画像は、互いに補い合
う対応する投影画像の組からなっている。各結合画像
は、平面画像情報により網羅された３次元領域の異なる
図である。一連の結合画像は、表示装置上に再現するこ
とができ、あたかも観察者の前でそれが回転しているか
のように３次元領域を描写することができる。この記憶
された結合画像は、３次元観察視野基準で呼び出され、
そして３次元表示によって連続的に表示される。この技
術は、３次元超音波画像処理を、素早くまた容易に使用
者に可能とするために、手動走査および従来の走査変換
ソフトウエアを利用することができる。
て多数の平面からの投影が行われ、次いで一連の結合画
像として記憶され、ここに各結合画像は、互いに補い合
う対応する投影画像の組からなっている。各結合画像
は、平面画像情報により網羅された３次元領域の異なる
図である。一連の結合画像は、表示装置上に再現するこ
とができ、あたかも観察者の前でそれが回転しているか
のように３次元領域を描写することができる。この記憶
された結合画像は、３次元観察視野基準で呼び出され、
そして３次元表示によって連続的に表示される。この技
術は、３次元超音波画像処理を、素早くまた容易に使用
者に可能とするために、手動走査および従来の走査変換
ソフトウエアを利用することができる。
【０００７】
【発明の実施の形態】先ず図１は、本発明の原理により
構成された超音波診断画像処理装置のブロックダイヤグ
ラムを示している。超音波プロ−ブ１０は、患者の体内
に超音波エネルギ−波を発信し、体内から、そして構造
物から戻る超音波エコ−を受信する多素子変換器１２を
有する。身体のドップラ−探査のための超音波発信の場
合、関係するのは身体内の動いている組織、血液その他
の体液から戻るエコ−である。超音波プロ−ブ１０は、
超音波ビ−ムを形成し誘導するために、変換器の個々の
素子に順次パルス発信させ、受信し、そして各パルス発
信の後に変換器素子によって受信されたエコ−信号を増
幅しディジタル化する発信器／受信器１４に接続する。
構成された超音波診断画像処理装置のブロックダイヤグ
ラムを示している。超音波プロ−ブ１０は、患者の体内
に超音波エネルギ−波を発信し、体内から、そして構造
物から戻る超音波エコ−を受信する多素子変換器１２を
有する。身体のドップラ−探査のための超音波発信の場
合、関係するのは身体内の動いている組織、血液その他
の体液から戻るエコ−である。超音波プロ−ブ１０は、
超音波ビ−ムを形成し誘導するために、変換器の個々の
素子に順次パルス発信させ、受信し、そして各パルス発
信の後に変換器素子によって受信されたエコ−信号を増
幅しディジタル化する発信器／受信器１４に接続する。
【０００８】発信器／受信器１４は、該発信器／受信器
により変換器１２の特定の素子の動作時間を制御するビ
−ム発生器１６に接続している。この時間調整が、変換
器１２に、希望する方向に整形され、焦点合わせされた
超音波ビ−ムの発信を可能とする。該ビ−ム発生器１６
も、エコ−受信の間、発信器／受信器により作成された
ディジタル化エコ−信号を受信し、適度に遅延させ、そ
してそれらを合計し、位相の揃った（coherent）エコ−
信号を作成する。
により変換器１２の特定の素子の動作時間を制御するビ
−ム発生器１６に接続している。この時間調整が、変換
器１２に、希望する方向に整形され、焦点合わせされた
超音波ビ−ムの発信を可能とする。該ビ−ム発生器１６
も、エコ−受信の間、発信器／受信器により作成された
ディジタル化エコ−信号を受信し、適度に遅延させ、そ
してそれらを合計し、位相の揃った（coherent）エコ−
信号を作成する。
【０００９】ビ−ム発生器１６により作成されたエコ−
信号は、Ｂモ−ド処理器３０およびＩ，Ｑ復調器１８に
転送される。Ｂモ−ド処理器は、走査される患者の領域
内の組織の構造画像作成のために、空間基準でエコ−信
号の振幅情報を処理する。該Ｉ，Ｑ復調器１８は、ドッ
プラ−処理のために直交成分に受信エコ−信号を復調す
る。血液などの流れている体液の動きのみが問題である
から、このＩ，Ｑ成分は、ウォ−ルフィルタ−２０によ
り濾過され、走査領域内の血管壁またはその他の組織の
動きに起因する低周波数虚像を除去する。濾過された
Ｉ，Ｑ成分は次いで、ドップラ−シフト計算処理器２２
およびドップラ−パワ−計算処理器２４に転送される。
信号は、Ｂモ−ド処理器３０およびＩ，Ｑ復調器１８に
転送される。Ｂモ−ド処理器は、走査される患者の領域
内の組織の構造画像作成のために、空間基準でエコ−信
号の振幅情報を処理する。該Ｉ，Ｑ復調器１８は、ドッ
プラ−処理のために直交成分に受信エコ−信号を復調す
る。血液などの流れている体液の動きのみが問題である
から、このＩ，Ｑ成分は、ウォ−ルフィルタ−２０によ
り濾過され、走査領域内の血管壁またはその他の組織の
動きに起因する低周波数虚像を除去する。濾過された
Ｉ，Ｑ成分は次いで、ドップラ−シフト計算処理器２２
およびドップラ−パワ−計算処理器２４に転送される。
【００１０】このドップラ−シフト計算処理器２２は、
画像領域の各試料立体位置でのＩ，Ｑ成分から、ドップ
ラ−位相または周波数のシフトを計算するために作動す
る。該ドップラ−シフト計算処理器は、ドップラ−探査
パルスの集合（ensemble)による各試料立体位置の探査
から得られる多数の信号試料を処理する。該試料立体の
値は、この値を表示用色価にマッピングする速度画像処
理器２６に送られる。この色価は、以下に説明する３次
元表示用色価を空間的に構成する、本発明に基いて操作
される走査変換器および表示処理器３２に送られる。こ
の色価は、表示装置４０上の画素として表示され、ここ
に各色は、その画素の位置での特定の方向における流れ
の特定の速度を表している。該色流れ速度情報は、従
来、Ｂモ−ド処理器３０により与えられる構造情報によ
り可能となった身体内部の構造画像と重ねられる。この
結合画像は、流れている血液を収容している血管または
臓器の構造と共に、血流の方向と速度の両方を示してい
る。ドップラ−パワ−計算処理器２４は、下式；
画像領域の各試料立体位置でのＩ，Ｑ成分から、ドップ
ラ−位相または周波数のシフトを計算するために作動す
る。該ドップラ−シフト計算処理器は、ドップラ−探査
パルスの集合（ensemble)による各試料立体位置の探査
から得られる多数の信号試料を処理する。該試料立体の
値は、この値を表示用色価にマッピングする速度画像処
理器２６に送られる。この色価は、以下に説明する３次
元表示用色価を空間的に構成する、本発明に基いて操作
される走査変換器および表示処理器３２に送られる。こ
の色価は、表示装置４０上の画素として表示され、ここ
に各色は、その画素の位置での特定の方向における流れ
の特定の速度を表している。該色流れ速度情報は、従
来、Ｂモ−ド処理器３０により与えられる構造情報によ
り可能となった身体内部の構造画像と重ねられる。この
結合画像は、流れている血液を収容している血管または
臓器の構造と共に、血流の方向と速度の両方を示してい
る。ドップラ−パワ−計算処理器２４は、下式；
【００１１】
【数１】
【００１２】を使用して各試料立体位置でのＩ，Ｑ信号
成分からドップラ−信号パワ−を計算する。各位置での
ドップラ−パワ−計算値は、処理されて実時間で表示さ
れるか、または各位置について先に得られたパワ−計算
値と平均化される。好ましい具体例において、各試料立
体位置は、多数のパルスにより探査され、計算処理器２
４は、試料立体位置でのドップラ−パワ−の計算におけ
る全ての探査から得られた信号を利用する。これらのド
ップラ−パワ−計算値はマッピングされ、パワ−画像処
理器２８により強度または色価が表示される。
成分からドップラ−信号パワ−を計算する。各位置での
ドップラ−パワ−計算値は、処理されて実時間で表示さ
れるか、または各位置について先に得られたパワ−計算
値と平均化される。好ましい具体例において、各試料立
体位置は、多数のパルスにより探査され、計算処理器２
４は、試料立体位置でのドップラ−パワ−の計算におけ
る全ての探査から得られた信号を利用する。これらのド
ップラ−パワ−計算値はマッピングされ、パワ−画像処
理器２８により強度または色価が表示される。
【００１３】空間座標と共に表示色は、画像シ−クエン
スメモリ−３４内の個々の平面画像内に記憶され、また
走査変換器、および例えば、セクタ−または長方形など
の希望する画像方式に該ドップラ−パワ−表示値を空間
配置する表示処理器３２に送られる。２次元ドップラ−
パワ−画像が次いで表示装置４０上に表示されるかまた
は、ピ−ク検出を用いた３次元処理のために画像シ−ク
エンスメモリ−３４から呼び出され、１９９４年１１月
２２日に出願された、発明の名称「３次元表示のための
超音波診断用走査方法」なる同時係属米国特許願第０８
／３４３，８１１号の中で検討されているように、最大
ドップラ−パワ−強度画像を作成する。図１の装置の使
用者の操作は、例えば、Ｂモ−ド、色速度ドップラ−ま
たはドップラ−パワ−画像処理など、実施する画像処理
の方法の選択、および３次元表示のための画像シ−クエ
ンスメモリ−３４からの画像の検索および記憶を使用者
に可能とする種々の使用者制御４２により行われる。
スメモリ−３４内の個々の平面画像内に記憶され、また
走査変換器、および例えば、セクタ−または長方形など
の希望する画像方式に該ドップラ−パワ−表示値を空間
配置する表示処理器３２に送られる。２次元ドップラ−
パワ−画像が次いで表示装置４０上に表示されるかまた
は、ピ−ク検出を用いた３次元処理のために画像シ−ク
エンスメモリ−３４から呼び出され、１９９４年１１月
２２日に出願された、発明の名称「３次元表示のための
超音波診断用走査方法」なる同時係属米国特許願第０８
／３４３，８１１号の中で検討されているように、最大
ドップラ−パワ−強度画像を作成する。図１の装置の使
用者の操作は、例えば、Ｂモ−ド、色速度ドップラ−ま
たはドップラ−パワ−画像処理など、実施する画像処理
の方法の選択、および３次元表示のための画像シ−クエ
ンスメモリ−３４からの画像の検索および記憶を使用者
に可能とする種々の使用者制御４２により行われる。
【００１４】図２は、３次元表示のための一連の画像平
面を手動で得るための超音波プロ−ブ１０の使用方法を
説明している。超音波装置の発信器／受信器に接続する
プロ−ブケ−ブル１１の一部が、プロ−ブの上部に示さ
れている。プロ−ブ１０の変換器の開口は、走査される
身体領域上の患者の皮膚に接触している。患者の皮膚は
図中、層５０で表されている。この例では、走査される
患者の領域は、大きな血管５６から分岐している小血管
５４を有する血管の分岐５２を含んでいる。血液は、６
０および６２で表わされている血管の構造壁の内部を流
れている。
面を手動で得るための超音波プロ−ブ１０の使用方法を
説明している。超音波装置の発信器／受信器に接続する
プロ−ブケ−ブル１１の一部が、プロ−ブの上部に示さ
れている。プロ−ブ１０の変換器の開口は、走査される
身体領域上の患者の皮膚に接触している。患者の皮膚は
図中、層５０で表されている。この例では、走査される
患者の領域は、大きな血管５６から分岐している小血管
５４を有する血管の分岐５２を含んでいる。血液は、６
０および６２で表わされている血管の構造壁の内部を流
れている。
【００１５】患者と接触しつつプロ−ブ１０を揺動（ro
cking )または扇状に動かす（fanning)ことにより、分
岐５２を走査することができる。好ましい方法では、多
数の平行な画像平面で該分岐領域を走査するために、矢
印５８で示されるように皮膚５０に対してブロ−ブ開口
がスライドする。ここではセクタ−として示されている
１つのそのような画像平面６４が、プロ−ブの変換器開
口から出ているのが示されている。画像平面６４のプロ
−ブとの関係は、プロ−ブ容器横の画像平面標識１３に
より明示される。標識１３は、画像平面６４と同一平面
内にあり、その非逆転表示配列（uninverted display o
rientation)中の画像の上左側に示されている。
cking )または扇状に動かす（fanning)ことにより、分
岐５２を走査することができる。好ましい方法では、多
数の平行な画像平面で該分岐領域を走査するために、矢
印５８で示されるように皮膚５０に対してブロ−ブ開口
がスライドする。ここではセクタ−として示されている
１つのそのような画像平面６４が、プロ−ブの変換器開
口から出ているのが示されている。画像平面６４のプロ
−ブとの関係は、プロ−ブ容器横の画像平面標識１３に
より明示される。標識１３は、画像平面６４と同一平面
内にあり、その非逆転表示配列（uninverted display o
rientation)中の画像の上左側に示されている。
【００１６】本発明によると、該超音波装置は、矢印５
８により示されているように患者の分岐領域上をプロ−
ブがスライドするにつれて、多数の画像平面からの超音
波信号情報を得て、処理する。そのような走査の時間
は、通常約１０秒から２０秒であり、その間に１００か
ら２００画像平面が得られ、処理され、そして画像シ−
クエンスメモリ−３４に記憶される。
８により示されているように患者の分岐領域上をプロ−
ブがスライドするにつれて、多数の画像平面からの超音
波信号情報を得て、処理する。そのような走査の時間
は、通常約１０秒から２０秒であり、その間に１００か
ら２００画像平面が得られ、処理され、そして画像シ−
クエンスメモリ−３４に記憶される。
【００１７】走査変換器および表示処理器３２は、以下
の図面に図示されるように、本発明に従って画像平面を
処理する。図３ａは、９０゜セクタ−走査画像７０を示
し、それは９０゜の角度の頂点から放射される多数の走
査線から形成されている。１つの画像点７２が、セクタ
−画像の最も左の半径方向走査線７４上に示されてお
り、そして他の１つの画像点７６が走査線７８上に示さ
れている。該走査線７８は、２２．５゜の角度であり、
セクタ−の左半分の半ばに位置している。図３ａでは、
９０゜のセクタ−画像７０が、Ｘ−Ｙ平面に位置してい
る。該セクタ−画像７０は、他の同様に得られた画像平
面と共に、Ｘ−Ｙ平面と直角の水平面内の視線に沿った
平面を含む領域の画像である結合３次元表示に使用され
る。セクタ−画像７０と、この表示の他の平面画像は、
独立して走査変換器および表示処理器３２により処理さ
れ、それらの極座標は、２次元セクタ−画像が処理され
る通常の方法で、デカルト座標系に変換される。
の図面に図示されるように、本発明に従って画像平面を
処理する。図３ａは、９０゜セクタ−走査画像７０を示
し、それは９０゜の角度の頂点から放射される多数の走
査線から形成されている。１つの画像点７２が、セクタ
−画像の最も左の半径方向走査線７４上に示されてお
り、そして他の１つの画像点７６が走査線７８上に示さ
れている。該走査線７８は、２２．５゜の角度であり、
セクタ−の左半分の半ばに位置している。図３ａでは、
９０゜のセクタ−画像７０が、Ｘ−Ｙ平面に位置してい
る。該セクタ−画像７０は、他の同様に得られた画像平
面と共に、Ｘ−Ｙ平面と直角の水平面内の視線に沿った
平面を含む領域の画像である結合３次元表示に使用され
る。セクタ−画像７０と、この表示の他の平面画像は、
独立して走査変換器および表示処理器３２により処理さ
れ、それらの極座標は、２次元セクタ−画像が処理され
る通常の方法で、デカルト座標系に変換される。
【００１８】このセクタ−画像７０とその関係平面は、
あたかも該走査領域が、画像平面と直交する方向以外の
方向から観察しているかのような画像を与えるために、
画像中の点を再配置することによる３次元表示のために
処理される。水平面内の異なる視点から走査領域を観察
するときの、画像点の再配置のための数学的に正確な表
現は下式で表現される：
あたかも該走査領域が、画像平面と直交する方向以外の
方向から観察しているかのような画像を与えるために、
画像中の点を再配置することによる３次元表示のために
処理される。水平面内の異なる視点から走査領域を観察
するときの、画像点の再配置のための数学的に正確な表
現は下式で表現される：
【００１９】
【数２】
【００２０】】ここに、θは、観察者の視線に直角の観
察平面などの基準平面に対する画像の回転角である。
ｘ，ｙおよびｚは、原画像平面内の点の座標であり、そ
してｘ’およびｙ’は、再配置後の画像点の座標であ
る。平面画像のｚ座標は、上記した同時係属米国特許出
願中に記載されているように、それぞれの平面の測定さ
れた空間座標を得ることにより、または画像平面の間の
名目上の間隔を仮定することによって得ることができ
る。本発明は、この数式が上記の形であるとき、左辺は
純粋な画像回転項であり、右辺は純粋な画像平行移動項
であるという認識を前提としている。２項の独立性は、
回転と平行移動処理を独立して実施することができるこ
とを意味しており、処理を簡明にする。垂直方向の異な
る視点から走査領域を観察するときの点の再配置は、下
式で表わされる：
察平面などの基準平面に対する画像の回転角である。
ｘ，ｙおよびｚは、原画像平面内の点の座標であり、そ
してｘ’およびｙ’は、再配置後の画像点の座標であ
る。平面画像のｚ座標は、上記した同時係属米国特許出
願中に記載されているように、それぞれの平面の測定さ
れた空間座標を得ることにより、または画像平面の間の
名目上の間隔を仮定することによって得ることができ
る。本発明は、この数式が上記の形であるとき、左辺は
純粋な画像回転項であり、右辺は純粋な画像平行移動項
であるという認識を前提としている。２項の独立性は、
回転と平行移動処理を独立して実施することができるこ
とを意味しており、処理を簡明にする。垂直方向の異な
る視点から走査領域を観察するときの点の再配置は、下
式で表わされる：
【００２１】
【数３】
【００２２】ここに、＝の後の第１項は、回転項であ
り、第２項は平行移動項である。ｚ軸に関して回転する
ときの、走査領域の観察のための点の再配置は、下式で
表わされる：
り、第２項は平行移動項である。ｚ軸に関して回転する
ときの、走査領域の観察のための点の再配置は、下式で
表わされる：
【００２３】
【数４】
【００２４】単一項形式により、それは先の２式の独立
性を有さないことが分かる。本式中、θは、基準方向に
対するｚ軸についての平面の回転角度である。
性を有さないことが分かる。本式中、θは、基準方向に
対するｚ軸についての平面の回転角度である。
【００２５】本発明においては、上記数式は、図３ｂお
よび３ｃに示すように、走査変換器および表示処理器３
２の制御により近似される。走査領域を、ｘ−ｙ平面に
直角以外の水平面内のある角度から観察するとき、図３
ｂの処理技術が採用される。該セクタ−画像は、あたか
も該ｘ−ｙ平面から新たなｙ−ｚ平面に矢印８０で示さ
れたように、ｙ軸について回転したかのように処理さ
れ、次いで観察者によって観察される観察平面に再投影
される。再投影されるとき、該セクタ−は、セクタ−角
が狭くなったように見え、図３ｂにおいて、点線で囲ん
だセクタ−により示される当初の９０゜のセクタ−角か
ら、セクタ−角は減少して図中矢印８１で示される新た
なより狭いセクタ−角７０’となる。この図において、
該セクタ−７０’は、６０゜の角度である。セクタ−画
像７０の同じ画像情報は、極座標からデカルト座標に、
走査変換器および表示処理器３２により変換されるが、
このとき、６０゜のセクタ−角となる。従って、セクタ
−画像７０’の走査線は図３ａのセクタ−画像７０中の
走査線よりも互いに近接する。図３ａの点７２は、最も
左の走査線８４上になお位置し、点７６はセクタ−の左
半分の中間に、しかしこの例では１５゜の角度の走査線
上になお位置している。
よび３ｃに示すように、走査変換器および表示処理器３
２の制御により近似される。走査領域を、ｘ−ｙ平面に
直角以外の水平面内のある角度から観察するとき、図３
ｂの処理技術が採用される。該セクタ−画像は、あたか
も該ｘ−ｙ平面から新たなｙ−ｚ平面に矢印８０で示さ
れたように、ｙ軸について回転したかのように処理さ
れ、次いで観察者によって観察される観察平面に再投影
される。再投影されるとき、該セクタ−は、セクタ−角
が狭くなったように見え、図３ｂにおいて、点線で囲ん
だセクタ−により示される当初の９０゜のセクタ−角か
ら、セクタ−角は減少して図中矢印８１で示される新た
なより狭いセクタ−角７０’となる。この図において、
該セクタ−７０’は、６０゜の角度である。セクタ−画
像７０の同じ画像情報は、極座標からデカルト座標に、
走査変換器および表示処理器３２により変換されるが、
このとき、６０゜のセクタ−角となる。従って、セクタ
−画像７０’の走査線は図３ａのセクタ−画像７０中の
走査線よりも互いに近接する。図３ａの点７２は、最も
左の走査線８４上になお位置し、点７６はセクタ−の左
半分の中間に、しかしこの例では１５゜の角度の走査線
上になお位置している。
【００２６】本発明者等は、ある軸について画像平面を
回転させ、そして該回転平面を観察している平面に再投
影するこの工程は、１またはそれ以上の方向について原
超音波画像を拡縮することにより、超音波診断画像処理
装置内で実質的に近似することができることを見出し
た。図３ｂにおいて、図３ａの走査線間隔は、９０゜の
原セクタ−の代わりに６０゜のセクタ−上で走査線が表
わされるように、再拡縮される。この発見からいくつか
の目立った利益が得られる。１つは、従来の２次元画像
走査変換ハ−ドウエアで、画像を３次元表示用に処理で
きることである。他の利益は、１つの処理された画像を
２度利用することができることであり、それは、１度目
は、ｙ−（＋ｚ）平面についてであり、次はｙ−（−
ｚ）平面についてであり、これらはもしも同じ量だけ、
但し反対方向にｙ軸に関して回転するならば、セクタ−
が存在する平面である。この利益は、上記した最初の２
つの式は、２つの項、即ち回転項と平行移動項に分けら
れ、平行移動項のただ１つの座標のみが、可変であると
いうことの認識に基いている。従って、３次元画像処理
時間が半分になる。１度回転画像平面が、観察平面の希
望する範囲の半分を処理すると、同じ処理画像が残りの
観察平面に使用される。回転画像平面の移動が、回転方
向に応じて、各軸の回転について１つの方向に実施され
る。最後に、主要な利益が制御ソフトウエアおよび実行
時間の両方の観点から、拡縮を実施するのに使用される
処理の簡明さに実現される。
回転させ、そして該回転平面を観察している平面に再投
影するこの工程は、１またはそれ以上の方向について原
超音波画像を拡縮することにより、超音波診断画像処理
装置内で実質的に近似することができることを見出し
た。図３ｂにおいて、図３ａの走査線間隔は、９０゜の
原セクタ−の代わりに６０゜のセクタ−上で走査線が表
わされるように、再拡縮される。この発見からいくつか
の目立った利益が得られる。１つは、従来の２次元画像
走査変換ハ−ドウエアで、画像を３次元表示用に処理で
きることである。他の利益は、１つの処理された画像を
２度利用することができることであり、それは、１度目
は、ｙ−（＋ｚ）平面についてであり、次はｙ−（−
ｚ）平面についてであり、これらはもしも同じ量だけ、
但し反対方向にｙ軸に関して回転するならば、セクタ−
が存在する平面である。この利益は、上記した最初の２
つの式は、２つの項、即ち回転項と平行移動項に分けら
れ、平行移動項のただ１つの座標のみが、可変であると
いうことの認識に基いている。従って、３次元画像処理
時間が半分になる。１度回転画像平面が、観察平面の希
望する範囲の半分を処理すると、同じ処理画像が残りの
観察平面に使用される。回転画像平面の移動が、回転方
向に応じて、各軸の回転について１つの方向に実施され
る。最後に、主要な利益が制御ソフトウエアおよび実行
時間の両方の観点から、拡縮を実施するのに使用される
処理の簡明さに実現される。
【００２７】あたかも走査領域が観察者の前で水平に回
転するかのような観察平面の考慮に加えて、図３ｂの例
の目的は、あたかも走査領域が垂直平面内を回転するか
のように処理できることである。これらの角度からの観
察のため、セクタ−画像７０の情報は、あたかもセクタ
−が図３ｃ中、中央線ｘ’−ｘ’について回転するかの
ように処理され、次いで観察平面上に再投影される。こ
の投影は、垂直方向の圧縮のため、走査変換器および表
示処理器３２によって拡縮された画像情報となる。該セ
クタ−情報は、原セクタ−の半径方向深さｒ以下である
半径方向深さｒ’で処理され、そして該セクタ−角度
は、原セクタ−の点線の境界から、新たなセクタ−の境
界まで延びる矢印９１によって表わされるように広げら
れる。セクタ−の角度が広げられる一方、セクタ−の横
幅は変化しない；図３ｃ中の９３から９３’までの、セ
クタ−の最も横にある２点間の水平距離は、一定であ
る。原セクタ−中の点７２は、セクタ−７０”の最も外
側の走査線９４上に表示されており、そして点７６は走
査線９８上の点９６になり、まだセクタ−７０”の左半
分の中間であるが、今回はこの実施例において、３０゜
の角度である。
転するかのような観察平面の考慮に加えて、図３ｂの例
の目的は、あたかも走査領域が垂直平面内を回転するか
のように処理できることである。これらの角度からの観
察のため、セクタ−画像７０の情報は、あたかもセクタ
−が図３ｃ中、中央線ｘ’−ｘ’について回転するかの
ように処理され、次いで観察平面上に再投影される。こ
の投影は、垂直方向の圧縮のため、走査変換器および表
示処理器３２によって拡縮された画像情報となる。該セ
クタ−情報は、原セクタ−の半径方向深さｒ以下である
半径方向深さｒ’で処理され、そして該セクタ−角度
は、原セクタ−の点線の境界から、新たなセクタ−の境
界まで延びる矢印９１によって表わされるように広げら
れる。セクタ−の角度が広げられる一方、セクタ−の横
幅は変化しない；図３ｃ中の９３から９３’までの、セ
クタ−の最も横にある２点間の水平距離は、一定であ
る。原セクタ−中の点７２は、セクタ−７０”の最も外
側の走査線９４上に表示されており、そして点７６は走
査線９８上の点９６になり、まだセクタ−７０”の左半
分の中間であるが、今回はこの実施例において、３０゜
の角度である。
【００２８】この拡縮技術によって、上に引用した利益
を享受し続けることができる。画像情報は、標準走査変
換ハ−ドウエアによって処理することができ、各処理さ
れたセクタ−画像７０”は、１度は上からの観察角度
へ、次は下からの相補的観察角度へと、２度使用するこ
とができる。この処理は、素早くそして比較的簡単な制
御ソフトウエアで実行することができる。
を享受し続けることができる。画像情報は、標準走査変
換ハ−ドウエアによって処理することができ、各処理さ
れたセクタ−画像７０”は、１度は上からの観察角度
へ、次は下からの相補的観察角度へと、２度使用するこ
とができる。この処理は、素早くそして比較的簡単な制
御ソフトウエアで実行することができる。
【００２９】第３の可能性は、観察者から走査領域へと
延びる視線についての走査領域の回転である。この視点
の変化は、図３ｄ中、セクタ−画像７０'''で示される
異なる角度の位置への、その頂点について原セクタ−画
像を効率的に回転することにより達成される。該セクタ
−画像７０'''はまだ９０゜を占めるが、図３ａに示す
ように、ｙ軸に関して＋４５゜から−４５゜の範囲の広
がりの代わりに、該セクタ−は、図３ｄに示されるよう
に、＋１３５゜から−４５゜に図示した範囲などの異な
る９０゜の範囲に広がっている。原表示の点７２は、最
も左の走査線１０４上の点１０２に再配置されており、
そして走査線７８は、６７．５゜の角度に動かされて、
点７６を点１０６に再配置する。この処理は、同じ走査
変換ハ−ドウエアにより実施することができるという、
前記した１つの利益を提供し続けるが、各回転画像は、
前記のように２回でなく、１度だけ使用されるであろう
ということは明らかである。しかし走査平面の頂点につ
いての回転の対称性は、一方向への回転は符号の変化に
より反対方向に有効となるので、制御ソフトウエアを簡
単にする。
延びる視線についての走査領域の回転である。この視点
の変化は、図３ｄ中、セクタ−画像７０'''で示される
異なる角度の位置への、その頂点について原セクタ−画
像を効率的に回転することにより達成される。該セクタ
−画像７０'''はまだ９０゜を占めるが、図３ａに示す
ように、ｙ軸に関して＋４５゜から−４５゜の範囲の広
がりの代わりに、該セクタ−は、図３ｄに示されるよう
に、＋１３５゜から−４５゜に図示した範囲などの異な
る９０゜の範囲に広がっている。原表示の点７２は、最
も左の走査線１０４上の点１０２に再配置されており、
そして走査線７８は、６７．５゜の角度に動かされて、
点７６を点１０６に再配置する。この処理は、同じ走査
変換ハ−ドウエアにより実施することができるという、
前記した１つの利益を提供し続けるが、各回転画像は、
前記のように２回でなく、１度だけ使用されるであろう
ということは明らかである。しかし走査平面の頂点につ
いての回転の対称性は、一方向への回転は符号の変化に
より反対方向に有効となるので、制御ソフトウエアを簡
単にする。
【００３０】本発明の３次元画像処理技術は、走査線が
半径方向でなく、平行に配列されているリニア走査画像
平面にも応用可能である。図４ａは、ｘ−ｙ平面上に位
置し、ｙ軸上に中心がある、長方形画像１７０を示す。
点１７２は、画像の最も左の走査線１７４上にあり、点
１７６は、画像中央と、最も左の走査線１７４の間の走
査線１７８上に位置している。図４ｂに示すようにｙ−
ｚ平面内の位置にｙ軸についてあたかも回転したかのよ
うに、画像を再構成するために、該回転画像は、観察し
ている平面上に効率的に再投影され、ｘ方向に画像を縮
めることにより縮小された幅で再構成され；該走査線
は、それらが原画像１７０にあったときよりも画像１７
０’においてはより接近する。この幅の縮小は、原画像
１７０の点線の外枠と、画像１７０’の横の境界との間
の、内向きの矢印１８１により示されている。点１７２
はまだ、同じ画像深さで最も左の走査線１８４上に位置
しているが、走査線と共に内側に移動しており、それは
点１８２として示されている。同様に点１８６はまだ、
画像の中央と最も左の走査線１８４の間にある走査線１
８８上にあるが、走査線間隔の変更により横方向に移動
している。
半径方向でなく、平行に配列されているリニア走査画像
平面にも応用可能である。図４ａは、ｘ−ｙ平面上に位
置し、ｙ軸上に中心がある、長方形画像１７０を示す。
点１７２は、画像の最も左の走査線１７４上にあり、点
１７６は、画像中央と、最も左の走査線１７４の間の走
査線１７８上に位置している。図４ｂに示すようにｙ−
ｚ平面内の位置にｙ軸についてあたかも回転したかのよ
うに、画像を再構成するために、該回転画像は、観察し
ている平面上に効率的に再投影され、ｘ方向に画像を縮
めることにより縮小された幅で再構成され；該走査線
は、それらが原画像１７０にあったときよりも画像１７
０’においてはより接近する。この幅の縮小は、原画像
１７０の点線の外枠と、画像１７０’の横の境界との間
の、内向きの矢印１８１により示されている。点１７２
はまだ、同じ画像深さで最も左の走査線１８４上に位置
しているが、走査線と共に内側に移動しており、それは
点１８２として示されている。同様に点１８６はまだ、
画像の中央と最も左の走査線１８４の間にある走査線１
８８上にあるが、走査線間隔の変更により横方向に移動
している。
【００３１】図４ｃにおいて、画像１７０は、中央線
ｘ’−ｘ’について実質的に回転し、その水平中央平面
の上からまたは下から３次元立体を観察するときに使用
するため、観察平面上に再投影される。原画像の走査線
をｙ軸方向に拡縮することにより原画像と比べて、画像
１７０”が縦方向に圧縮されたことを示すために、原画
像の点線の外枠から内側に向かって矢印１９１が引かれ
ている。最も左の走査線１９４上の点１９２は、原画像
の点１７２の場合よりも軸ｘ’−ｘ’の近くに再配置さ
れており、縦方向の縮小により点１９６についても同様
である。画像点の水平座標が原画像に対して変化してい
ないので、これらの点の水平位置はもとのままである。
ｘ’−ｘ’について実質的に回転し、その水平中央平面
の上からまたは下から３次元立体を観察するときに使用
するため、観察平面上に再投影される。原画像の走査線
をｙ軸方向に拡縮することにより原画像と比べて、画像
１７０”が縦方向に圧縮されたことを示すために、原画
像の点線の外枠から内側に向かって矢印１９１が引かれ
ている。最も左の走査線１９４上の点１９２は、原画像
の点１７２の場合よりも軸ｘ’−ｘ’の近くに再配置さ
れており、縦方向の縮小により点１９６についても同様
である。画像点の水平座標が原画像に対して変化してい
ないので、これらの点の水平位置はもとのままである。
【００３２】図４ｄにおいて、原画像は、その中心点２
１０のまわりに回転する。回転画像１７０'''は、走査
線の角度が変化したのみで、その他の点では原画像と同
一の寸法である。
１０のまわりに回転する。回転画像１７０'''は、走査
線の角度が変化したのみで、その他の点では原画像と同
一の寸法である。
【００３３】長方形画像処理技術は、上述した本発明の
セクタ−画像処理と同じ利益を有する。標準的２次元走
査変換ハ−ドウエアを使用することができ、そして図４
ｂおよび４ｃの回転画像は、直角方向に対して相補的角
度からの３次元透視図用に２度使用することができる。
図４ｂおよび４ｃの処理は、ｘ方向またはｙ方向のいず
れかの方向の画像情報の簡単な拡縮により実施すること
ができる。
セクタ−画像処理と同じ利益を有する。標準的２次元走
査変換ハ−ドウエアを使用することができ、そして図４
ｂおよび４ｃの回転画像は、直角方向に対して相補的角
度からの３次元透視図用に２度使用することができる。
図４ｂおよび４ｃの処理は、ｘ方向またはｙ方向のいず
れかの方向の画像情報の簡単な拡縮により実施すること
ができる。
【００３４】画像情報が図３ａ−３ｄおよび４ａ−４ｄ
に示すように、３軸について回転された後、多数の対応
する回転画像が、結合画像中に同時に表示される。例え
ば、もし一連の１００個の９０゜セクタ−画像が得ら
れ、該一連の画像中のそれぞれの画像が、図３ｂに示す
ように６０゜セクタ−画像に変換されるならば、該１０
０個の６０゜画像が、結合画像内に表示される。実質的
３次元表示のために、画像は、それらの回転角度および
平面間の間隔、従って観察者の観察角度に対応して変換
される。例えば、図５ａは、変換なしに、整列された３
つの平面９０゜セクタ−画像からなる群を示している。
この画像の結合は、画像領域が、図の平面に直角な軸に
沿って観察されるときに表われるであろう３つの平面画
像の表示である。該３つのセクタ−画像１、２および３
は、全て互いに重なって配列しており、それらは参考の
ため、１’、２’および３’により示されている３つの
画像フレ−ムである。
に示すように、３軸について回転された後、多数の対応
する回転画像が、結合画像中に同時に表示される。例え
ば、もし一連の１００個の９０゜セクタ−画像が得ら
れ、該一連の画像中のそれぞれの画像が、図３ｂに示す
ように６０゜セクタ−画像に変換されるならば、該１０
０個の６０゜画像が、結合画像内に表示される。実質的
３次元表示のために、画像は、それらの回転角度および
平面間の間隔、従って観察者の観察角度に対応して変換
される。例えば、図５ａは、変換なしに、整列された３
つの平面９０゜セクタ−画像からなる群を示している。
この画像の結合は、画像領域が、図の平面に直角な軸に
沿って観察されるときに表われるであろう３つの平面画
像の表示である。該３つのセクタ−画像１、２および３
は、全て互いに重なって配列しており、それらは参考の
ため、１’、２’および３’により示されている３つの
画像フレ−ムである。
【００３５】図５ｃにおいて、３つのセクタ−画像が、
あたかもその中央水平平面上から走査領域を観察者が観
察しているように、縦方向に重なっている。図５ｃにお
いて、画像１は前に、画像３は後に、そして画像２は画
像１と３の間にある。これらの画像は、同じ増分で平行
移動している。即ち、画像平面間の間隔を均一にして画
像が得られていることが仮定されており、そしてさら
に、画像は平行平面で得られていることが仮定されてい
る。これらの仮定が、平面画像の３次元表示への、迅速
で簡便な処理を可能としており、３次元画像表示にほと
んどまたは全く検知しうる影響を与えないことが分かっ
ている。
あたかもその中央水平平面上から走査領域を観察者が観
察しているように、縦方向に重なっている。図５ｃにお
いて、画像１は前に、画像３は後に、そして画像２は画
像１と３の間にある。これらの画像は、同じ増分で平行
移動している。即ち、画像平面間の間隔を均一にして画
像が得られていることが仮定されており、そしてさら
に、画像は平行平面で得られていることが仮定されてい
る。これらの仮定が、平面画像の３次元表示への、迅速
で簡便な処理を可能としており、３次元画像表示にほと
んどまたは全く検知しうる影響を与えないことが分かっ
ている。
【００３６】図５ｂにおいて、同じ立体画像情報が、あ
たかも観察者が、上から走査領域を観察しつつ、彼の左
側に移動したかのように表示されている。この図面は、
あたかも観察者が、領域を、立体の縦の中央平面の左、
そして立体の水平中央平面上の象限から観察しているか
のようである。図５ｂの画像１、２および３は、図３ｂ
に示されているように回転され、それに対応して、先の
縦の移動と共に水平方向に平行移動している。
たかも観察者が、上から走査領域を観察しつつ、彼の左
側に移動したかのように表示されている。この図面は、
あたかも観察者が、領域を、立体の縦の中央平面の左、
そして立体の水平中央平面上の象限から観察しているか
のようである。図５ｂの画像１、２および３は、図３ｂ
に示されているように回転され、それに対応して、先の
縦の移動と共に水平方向に平行移動している。
【００３７】図５ｄにおいて、走査領域は、あたかも観
察者がその右方向に動き、水平および垂直な中央平面の
右上の象限から領域を観察しているように観察される。
観察は、図５ｂのものと角度的に相補的な点からのもの
であるが、垂直平面に対して反対側からのものである。
従って、図５ｄ中に使用されている画像は、反対角度の
図面であるという理由から、図５ｂ中で使用されている
画像と同一のものである。図５ｂと５ｄの図面の間の、
ただ１つの相違は、平行移動の方向である。処理上の相
違に関しては、水平移動項の符号の相違に過ぎない。
察者がその右方向に動き、水平および垂直な中央平面の
右上の象限から領域を観察しているように観察される。
観察は、図５ｂのものと角度的に相補的な点からのもの
であるが、垂直平面に対して反対側からのものである。
従って、図５ｄ中に使用されている画像は、反対角度の
図面であるという理由から、図５ｂ中で使用されている
画像と同一のものである。図５ｂと５ｄの図面の間の、
ただ１つの相違は、平行移動の方向である。処理上の相
違に関しては、水平移動項の符号の相違に過ぎない。
【００３８】画像情報を処理して、図５ｂ、５ｃおよび
５ｄの図面の角度の中間の観察角での一連の他の結合画
像を作成することができる。各図面は、それ自身特有の
横および縦の移動およびセクタ−角があるが、図５ｂお
よび５ｃの間の図に使用されたセクタ−角は、図５ｃお
よび５ｄの図の間の異なる横移動で使用することができ
る。この一連の図は、各図が組み立てられ、そのメモリ
−からそのシ−クエンスを呼び出し、やがて該シ−クエ
ンスの中を行き来することにより、実時間シ−クエンス
として表示することができるので、画像シ−クエンスメ
モリ−３４に記憶される。この表示は、その中央縦軸に
ついて前後に回転している走査領域の３次元表示のよう
である。特定の結合画像で表示シ−クエンスを停止する
ことにより、観察者は、シ−クエンスが停止した視野か
ら走査領域を観察している印象を持つであろう。この表
示技術の詳細な説明は、好ましい最大強度表示技術を含
めて、前記同時係属米国特許出願に記載されている。画
像フレ−ムとセクタ−外周は図６に示すように連結させ
ることができ、中央縦軸について回転している楔形状立
体の改良された印象を与える。
５ｄの図面の角度の中間の観察角での一連の他の結合画
像を作成することができる。各図面は、それ自身特有の
横および縦の移動およびセクタ−角があるが、図５ｂお
よび５ｃの間の図に使用されたセクタ−角は、図５ｃお
よび５ｄの図の間の異なる横移動で使用することができ
る。この一連の図は、各図が組み立てられ、そのメモリ
−からそのシ−クエンスを呼び出し、やがて該シ−クエ
ンスの中を行き来することにより、実時間シ−クエンス
として表示することができるので、画像シ−クエンスメ
モリ−３４に記憶される。この表示は、その中央縦軸に
ついて前後に回転している走査領域の３次元表示のよう
である。特定の結合画像で表示シ−クエンスを停止する
ことにより、観察者は、シ−クエンスが停止した視野か
ら走査領域を観察している印象を持つであろう。この表
示技術の詳細な説明は、好ましい最大強度表示技術を含
めて、前記同時係属米国特許出願に記載されている。画
像フレ−ムとセクタ−外周は図６に示すように連結させ
ることができ、中央縦軸について回転している楔形状立
体の改良された印象を与える。
【００３９】３次元表示をさらに改良するために、画像
情報を強調する種々の方法がある。１つは、領域内に観
察方向に延びるそれぞれの通路に、最も明るいボクセル
即ち立体表示単位を与えて画像を表示することである。
最も明るいボクセルの明度が、表示モニタ−上に使用さ
れる。この最大強度表示技術は、前記した同時係属米国
特許出願に記載されている。他の技術は、後側のボクセ
ルよりも、前方のボクセルをより大きな明度でもって強
調することである。これは、図５ｂ−５ｄ中の画像１の
ボクセルを、例えば画像２および３のものよりも明るく
表示することを意味している。第３の強調技術は、観察
者から「遠く離れた」側のボクセルと比較して、観察者
に「より近い」画像の側のボクセルを強調することであ
る。例えば、図５ｂにおいては、表示の左側のボクセル
を、右側のものよりも相対的に明るくすることを意味し
ている。セクタ−の横側に対する走査線の角度のコサイ
ン関数などの、なだらかに変化する関数が、画像全体の
明るさを調節するのに使用される。
情報を強調する種々の方法がある。１つは、領域内に観
察方向に延びるそれぞれの通路に、最も明るいボクセル
即ち立体表示単位を与えて画像を表示することである。
最も明るいボクセルの明度が、表示モニタ−上に使用さ
れる。この最大強度表示技術は、前記した同時係属米国
特許出願に記載されている。他の技術は、後側のボクセ
ルよりも、前方のボクセルをより大きな明度でもって強
調することである。これは、図５ｂ−５ｄ中の画像１の
ボクセルを、例えば画像２および３のものよりも明るく
表示することを意味している。第３の強調技術は、観察
者から「遠く離れた」側のボクセルと比較して、観察者
に「より近い」画像の側のボクセルを強調することであ
る。例えば、図５ｂにおいては、表示の左側のボクセル
を、右側のものよりも相対的に明るくすることを意味し
ている。セクタ−の横側に対する走査線の角度のコサイ
ン関数などの、なだらかに変化する関数が、画像全体の
明るさを調節するのに使用される。
【００４０】図１の超音波装置において、Ｂモ−ド処理
器３０、速度画像処理器２６、またはパワ−画像処理器
２８により提供されるセクタ−情報は、先ず、走査変換
器および表示処理器３２により、図３ａに示すように、
従来の比例的画像方式(conventionally proportioned i
mage format)に変換される。この処理は、セクタ−走査
の極座標を、デカルト座標の系に変換する。変換された
画像情報は、次いで希望する再比例画像(reproportione
d image)に必要なだけ図３ｂ−３ｄに示されるように再
拡縮することにより処理される。例えば、原画像がｙ軸
について回転するとき、画像中の各点は、水平面内を移
動する。画像は先ずデカルト座標に変換されて、画像中
の点の横座標の単純な再拡縮によってｙ軸回転がなされ
る。縦方向での原画像の再拡縮によって、図３ｃの回転
処理により同じ結果が得られる。
器３０、速度画像処理器２６、またはパワ−画像処理器
２８により提供されるセクタ−情報は、先ず、走査変換
器および表示処理器３２により、図３ａに示すように、
従来の比例的画像方式(conventionally proportioned i
mage format)に変換される。この処理は、セクタ−走査
の極座標を、デカルト座標の系に変換する。変換された
画像情報は、次いで希望する再比例画像(reproportione
d image)に必要なだけ図３ｂ−３ｄに示されるように再
拡縮することにより処理される。例えば、原画像がｙ軸
について回転するとき、画像中の各点は、水平面内を移
動する。画像は先ずデカルト座標に変換されて、画像中
の点の横座標の単純な再拡縮によってｙ軸回転がなされ
る。縦方向での原画像の再拡縮によって、図３ｃの回転
処理により同じ結果が得られる。
【００４１】しかしながら、本発明者等は、デカルト座
標への初期変換なしに、最初に受信された極座標画像デ
−タの直接の座標変換を実施することにより、優れた３
次元画像表示を形成することができることを確認した。
即ち、Ｂモ−ド処理器３０、速度画像処理器２６、また
はパワ−画像処理器２８により得られたセクタ−情報
は、走査変換器および表示処理器３２内の各走査線の角
度を再設定することにより、その最終設定されたセクタ
−角度方式に、直接変換される。実質的結果は、画像の
点の純粋な水平（または垂直）再配置を実施する代わり
に、該画像点は、それらの原走査線から、新たなセクタ
−角の点に、画像頂点から等距離の円弧に実質的に沿っ
て動くことである。これは例えば、図３ｂにおいて、弧
状の矢印８１、および図３ｃにおいて、弧状の矢印９１
により示されている。走査線デ−タは、水平線方向より
むしろ円弧状に再配置されるので、図３ｂに示すよう
に、点の位置に、わずかな半径方向の誤差が発生する。
この効果は、セクタ−の円弧が小さくなるにつれて、走
査線デ−タを半径方向に同時に圧縮することにより、相
殺することができる；セクタ−円弧がより小さくなれ
ば、走査線の長さがより小さくなる。１つの技術は、も
し円弧状と比べて水平に再配置するならば、セクタ−端
の位置の間の相違を半分にすることである。極座標のこ
の単一処理方法は、初期デカルト座標変換処理の必要性
をなくし、画像表示の感知しうる劣化なしに、３次元画
像を形成するのに必要な時間を短縮する。
標への初期変換なしに、最初に受信された極座標画像デ
−タの直接の座標変換を実施することにより、優れた３
次元画像表示を形成することができることを確認した。
即ち、Ｂモ−ド処理器３０、速度画像処理器２６、また
はパワ−画像処理器２８により得られたセクタ−情報
は、走査変換器および表示処理器３２内の各走査線の角
度を再設定することにより、その最終設定されたセクタ
−角度方式に、直接変換される。実質的結果は、画像の
点の純粋な水平（または垂直）再配置を実施する代わり
に、該画像点は、それらの原走査線から、新たなセクタ
−角の点に、画像頂点から等距離の円弧に実質的に沿っ
て動くことである。これは例えば、図３ｂにおいて、弧
状の矢印８１、および図３ｃにおいて、弧状の矢印９１
により示されている。走査線デ−タは、水平線方向より
むしろ円弧状に再配置されるので、図３ｂに示すよう
に、点の位置に、わずかな半径方向の誤差が発生する。
この効果は、セクタ−の円弧が小さくなるにつれて、走
査線デ−タを半径方向に同時に圧縮することにより、相
殺することができる；セクタ−円弧がより小さくなれ
ば、走査線の長さがより小さくなる。１つの技術は、も
し円弧状と比べて水平に再配置するならば、セクタ−端
の位置の間の相違を半分にすることである。極座標のこ
の単一処理方法は、初期デカルト座標変換処理の必要性
をなくし、画像表示の感知しうる劣化なしに、３次元画
像を形成するのに必要な時間を短縮する。
【００４２】図４ａ−４ｃのリニア走査情報は、最初か
らデカルト座標系であるから、正確な軸回転は、横およ
び縦の矢印１８１および１９１により示されるように単
一処理工程で直接実施される。図４ｂにおいて、画像走
査線間隔は、水平方向に再設定され、そして図４ｃにお
いては、走査線デ−タは、縦方向に再設定される。平行
移動は、セクタ−画像に関して、仮定されたまたは測定
された平面間間隔と、観察者の観察角度との関数とし
て、同様にして実施することができる。
らデカルト座標系であるから、正確な軸回転は、横およ
び縦の矢印１８１および１９１により示されるように単
一処理工程で直接実施される。図４ｂにおいて、画像走
査線間隔は、水平方向に再設定され、そして図４ｃにお
いては、走査線デ−タは、縦方向に再設定される。平行
移動は、セクタ−画像に関して、仮定されたまたは測定
された平面間間隔と、観察者の観察角度との関数とし
て、同様にして実施することができる。
【００４３】本発明を要約すると、身体の立体領域を３
次元表示するための多数の走査平面から得られる超音波
診断画像情報を処理する方法および装置が提供される。
各走査平面内の画像点は、立体領域が観察される角度に
対する走査平面の回転および平行移動を近似計算するこ
とにより再配置される。この近似は、原超音波画像の空
間座標を１または２方向について拡縮し、そして該画像
を観察角度に関して１またはそれ以上の方向について平
行移動することにより、従来の走査変換処理器を使用し
て実施される。多数のこのような拡縮され、そして移動
された画像は記憶され、結合３次元画像表示に表示され
る。
次元表示するための多数の走査平面から得られる超音波
診断画像情報を処理する方法および装置が提供される。
各走査平面内の画像点は、立体領域が観察される角度に
対する走査平面の回転および平行移動を近似計算するこ
とにより再配置される。この近似は、原超音波画像の空
間座標を１または２方向について拡縮し、そして該画像
を観察角度に関して１またはそれ以上の方向について平
行移動することにより、従来の走査変換処理器を使用し
て実施される。多数のこのような拡縮され、そして移動
された画像は記憶され、結合３次元画像表示に表示され
る。
【００４４】
【発明の効果】超音波装置の走査変換器の新たな使用方
法により、従来の２次元超音波画像処理用のハ−ドウエ
アで、３次元超音波画像処理を可能とする。多数の２次
元画像を得て、これらの画像を組み合わせて３次元化
し、それを種々の画像平面に再投影する。この処理は従
来の走査変換ハ−ドウエアを使用して実施可能である。
使用者にとっては、素早くまた容易に手動走査で実施で
き、また従来の走査変換ソフトウエアを利用することが
できる。
法により、従来の２次元超音波画像処理用のハ−ドウエ
アで、３次元超音波画像処理を可能とする。多数の２次
元画像を得て、これらの画像を組み合わせて３次元化
し、それを種々の画像平面に再投影する。この処理は従
来の走査変換ハ−ドウエアを使用して実施可能である。
使用者にとっては、素早くまた容易に手動走査で実施で
き、また従来の走査変換ソフトウエアを利用することが
できる。
【図１】 本発明により構成された超音波診断画像処理
装置のブロックダイヤグラムである。
装置のブロックダイヤグラムである。
【図２】 患者の身体内部の分岐の手動走査を説明して
いる。
いる。
【図３】 図３ａ−３ｄは、従来の２次元走査変換処理
器を制御して、３次元画像表示のためのセクタ−画像に
処理する本発明の原理を説明している。
器を制御して、３次元画像表示のためのセクタ−画像に
処理する本発明の原理を説明している。
【図４】 図４ａ−４ｄは、従来の２次元走査変換処理
器を制御して、３次元画像表示のためのリニア走査画像
に処理する本発明の原理を説明している。
器を制御して、３次元画像表示のためのリニア走査画像
に処理する本発明の原理を説明している。
【図５】 図５ａ−５ｄは、本発明に基き３次元表示に
処理された、超音波画像平面の群の移動を説明してい
る。
処理された、超音波画像平面の群の移動を説明してい
る。
【図６】 本発明により形成された３次元セクタ−画像
である。
である。
１０ 超音波プロ−ブ １２ 多素子変換器 １４ 発信器／受信器 １６ ビ−ム発生器 １８ Ｉ，Ｑ復調器 ２０ ウォ−ルフィルタ− ２２ ドップラ−シフト計算処理器 ２４ ドップラ−パワ−計算処理器 ２６ 速度画像処理器 ２８ パワ−画像処理器 ３０ Ｂモ−ド処理器 ３２ 走査変換器及び表示処理器 ３４ 画像シ−クエンスメモリ− ３６ ピ−ク検出器 ４０ 表示装置 ４２ 使用者制御 ６４ 画像平面 ７０ セクタ−走査画像
Claims (12)
- 【請求項１】 身体内の立体領域から多数の空間相互関
連超音波セクタ−画像を受信し； 基準平面に対する透
視角度を特定し； ａ）該透視角度に応じて該画像の１またはそれ以上の方
向の長さを拡縮し、そしてｂ）該空間相互関連画像平面
間の間隔および該透視角度に応じて画像平面内で該画像
を移動することにより、それぞれの画像を処理し；該処
理をした各画像を結合一体化することにより結合透視画
像を作成し； そして、該透視画像を表示する； 以上
の工程を有する多数の空間相互関連平面超音波セクタ−
画像から、身体の立体領域の透視画像を作成する方法。 - 【請求項２】 さらに該角度を特定し、画像を処理し、
そして結合一体化する工程を多数回、それぞれ異なる透
視角度について繰り返す工程を有し、そしてここに該表
示工程が、一連の該結合透視画像を表示する工程からな
る請求項１に記載の透視画像作成方法。 - 【請求項３】 該表示工程が、増加または減少する透視
角度の順で、該一連の結合透視画像を表示する工程から
なる請求項１または２に記載の透視画像作成方法。 - 【請求項４】 該拡縮処理工程が、該透視角度に応じ
て、該画像の水平方向を縮小させる工程；を有し、ここ
に、該移動処理工程が、水平方向に画像を移動する工程
である請求項１から３までのいずれか１項に記載の画像
作成方法。 - 【請求項５】 該拡縮処理工程が、該透視角度に応じて
該画像の縦方向を縮小させる工程を有し； ここに該移
動処理工程が、縦方向に画像を移動させる工程を有する
請求項１から４までのいずれか１項に記載の画像作成方
法。 - 【請求項６】 該受信超音波セクタ−画像のそれぞれ
が、与えられた角度のセクタ−を表わし；そしてここ
に、 該拡縮処理工程が、該透視角度に応じて該セクタ−の角
度を減少させる工程からなり；ここに、該移動処理工程
が、水平方法に画像を移動させる工程からなる請求項１
から５までのいずれか１項に記載の方法。 - 【請求項７】 該受信された超音波セクタ−画像のそれ
ぞれが、与えられた角度のセクタ−を表わし；ここに、
該拡縮処理工程が、該セクタ−の角度を増加させ、そし
て該透視角度に応じて該セクタ−の半径方向深さを減少
させる工程を有し；ここに、該移動処理工程が、縦方向
に画像を平行移動させる工程を有する請求項１から６ま
でのいずれか１項に記載の方法。 - 【請求項８】 超音波セクタ−画像から身体の立体領域
の透視画像を作成する超音波画像処理装置であって：該
立体領域を横断するセクタ−画像平面の走査線からの多
数の空間相互関連超音波エコ−情報信号を受信するため
の超音波プロ−ブ；基準平面に対する透視角度を特定す
る手段； ａ）該透視角度に応じて該セクタ−画像の１またはそれ
以上の方向の長さを拡縮し、そしてｂ）該透視角度に応
じて画像の平面内のセクタ−画像を平行移動することに
より該空間相互関連超音波エコ−情報信号を処理する走
査変換器；および、該拡縮および移動したセクタ−画像
を表示する表示装置；からなる超音波画像処理装置。 - 【請求項９】 該超音波プロ−ブがさらに、該立体領域
を横断する多数の空間相互関連セクタ−画像平面の走査
線からの、多数の空間相互関連超音波エコ−情報信号を
受信する手段を有し；ここに、該走査変換器が、ａ）該
透視角度に応じて該画像の１またはそれ以上の次元を拡
縮し、ｂ）該空間相互関連セクタ−画像平面間の間隔
と、該透視角度とに応じて画像平面内で該画像を平行移
動することにより、各セクタ−画像のエコ−情報信号を
処理する手段 からなり、さらに、 該処理されたセクタ−画像を、結合透視画像を形成する
ために結合一体化させるための画像結合装置； そして
該表示装置が、該透視画像を表示する手段を有すること
を特徴とする請求項８に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１０】 該角度を特定する手段が、基準平面に
対する多数の透視角度を特定する手段を有し；そしてさ
らに： 該走査変換器に接続し、ａ）それぞれの該透視角度に応
じて該セクタ−画像の１またはそれ以上の方向の長さを
拡縮し、そしてｂ）それぞれの該透視角度に応じて画像
平面内で該セクタ−画像を移動させることにより、該空
間相互関連超音波エコ−情報信号を処理するために該走
査変換器を制御する制御器；そして該表示装置が、それ
ぞれの該視角について、拡縮され、移動されたセクタ−
画像を表示する手段を有することを特徴とする請求項８
または９に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１１】 該超音波プロ−ブがさらに、該立体領
域を横断する多数の空間相互関連セクタ−画像平面の走
査線からの多数の空間相互関連超音波エコ−情報信号を
受信する手段を有し；ここに、該制御器が、ａ）それぞ
れの該透視角度に応じて各画像の１またはそれ以上の方
向の長さを拡縮し、そしてｂ）該空間相互関連セクタ−
画像平面間の間隔と、該透視角度に応じて画像平面内で
各画像を移動させることにより、各セクタ−画像平面の
エコ−情報信号を処理するために該走査変換器を制御す
る手段を有し； さらに：一連の結合透視画像を作成す
るために、該処理をしたセクタ−画像を、各透視角度を
基準にして結合一体化するための画像結合装置を有し；
ここに、 該表示装置が、該一連の結合透視画像を表示する手段を
有することを特徴とする請求項８から１０までのいずれ
か１項に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１２】 該表示装置が、増加または減少する透
視角度の順に該一連の結合透視画像を表示する手段を有
することを特徴とする請求項８から１１までのいずれか
１項に記載の超音波画像処理装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/347,028 US5485842A (en) | 1994-11-30 | 1994-11-30 | Ultrasonic diagnostic scan conversion for three dimensional display processing |
| US08/347,028 | 1994-11-30 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08336533A true JPH08336533A (ja) | 1996-12-24 |
| JP2934402B2 JP2934402B2 (ja) | 1999-08-16 |
Family
ID=23362028
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7334304A Expired - Fee Related JP2934402B2 (ja) | 1994-11-30 | 1995-11-30 | ３次元超音波画像作成方法および画像処理装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5485842A (ja) |
| EP (1) | EP0715183B1 (ja) |
| JP (1) | JP2934402B2 (ja) |
| AT (1) | ATE192855T1 (ja) |
| DE (1) | DE69516816T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009142374A (ja) * | 2007-12-12 | 2009-07-02 | Aloka Co Ltd | 超音波探触子 |
Families Citing this family (85)
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|---|---|---|---|---|
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