JPH09262236A - 超音波診断３次元画像処理方法及び装置 - Google Patents

超音波診断３次元画像処理方法及び装置

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JPH09262236A
JPH09262236A JP9085564A JP8556497A JPH09262236A JP H09262236 A JPH09262236 A JP H09262236A JP 9085564 A JP9085564 A JP 9085564A JP 8556497 A JP8556497 A JP 8556497A JP H09262236 A JPH09262236 A JP H09262236A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 組織と血流の同時三次元表示には、スペック
ル現象、走査平面間のピッチの相違による画像の不明瞭
さと粗さ、組織表面表示と内部構造表示の非両立性等の
問題があった。 【解決手段】 超音波変換器、超音波エコ−からＢモ−
ド情報を得る画像処理器、該エコ−からドップラ−情報
を得るドップラ−処理器および該Ｂモ−ドとドップラ−
情報を各処理変数で、独立に共に処理する三次元画像処
理器からなる流れ又は運動と構造の三次元画像を作成す
る方法及び超音波装置。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波診断医療用
画像処理技術に関し、特に組織構造(tissue texture)及
び脈管構造(vasculature)の超音波診断画像処理に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】従来実験的に試みられていた３次元超音
波画像処理は、商業的商品が開発されるまでに進歩し
た。本出願人の製造した超音波診断装置、ＨＤＩ３００
０は３次元画像処理の可能な最初の商業的超音波装置で
ある。ＨＤＩ３０００の装置は、米国特許第５，４７
４，０７３に記載されている体内組織と器官の血流ネッ
トワ−クの３次元表示を形成する３次元ドップラ−画像
処理技術を利用している。それは通常の超音波走査ヘッ
ドのみを使用しており、追加的装置、機器を必要としな
い。さらに、この装置は、米国特許第５，４８５，８４
２号により詳細に説明されているように、通常の平面画
像走査変換器により３次元血流表示を形成する。
【０００３】ＨＤＩ３０００の大きな特徴は、Ｂモ−ド
信号による乱れなしに、パワ−ドップラ−画像処理によ
って血流の３次元表示を形成することができる点であ
る。この技術には、体内の３次元領域での血流情報の自
動区画化(automatic segmentation)による利益がある。
ＨＤＩ３０００装置は、連続的で複雑な血管ネットワ−
クの非常に良好な３次元表示を形成することができるの
であるが、医師は、時により、さらに周囲の組織とその
脈管構造との関係に関する情報を欲する場合がある。例
えば、胎児の成長を診断しようとする医師は、胎児の栄
養状態及び成長の程度を評価するために、胎盤の育成能
力を評価したいであろう。この要求における重要な点
は、胎盤内の血管構造を観察することであり、それは多
くの場合、ＨＤＩ３０００装置の３次元パワ−ドップラ
−画像処理により容易に知ることができる。しかし胎盤
が子宮壁に強く接している場合には、血流ネットワ−ク
単独の表示では、胎盤の血管と子宮の血管とを明瞭に識
別することはできない。そのとき医師は、二つの器官の
血管ネットワ−クを明瞭に識別できるよう、周囲の組織
構造の情報と共に３次元血流情報を増加させたいと望
む。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、３次元
組織情報と３次元血流情報とを結合しようとする試みに
は、困難な点が、多数存在する。米国特許第５，３２
９，９２９号は多数のこれらの困難な点を列挙してい
る。その一つは、超音波などのコヒ−レント(coheren
t）画像処理に固有のスペックル(speckle）現象であ
り、それは二つの組織情報に区分しようとする試みを妨
げる。これは、境界と周縁部をはっきり区別することが
できないことを意味し、それは結局、異なる器官の組織
の３次元的な広がりを特定するための標準境界モデリン
グ技術を採用したときに問題となる。
【０００５】第二に、一平面内の走査線間のピッチと比
較したとき、平面間のピッチの相違が、走査平面方向に
おける不明瞭な、より粗い画像をもたらすと言われてい
る。
【０００６】第三に、そして最も特徴的なのは、３次元
の組織または器官の表面を表示すると、観察対象の内部
構造をぼやけさせるが、一方対象内部を表示すると、そ
の表面の観察が不可能となる。この問題は解決すること
はできないと前記９２９特許は述べている。
【０００７】従って、組織と脈管構造双方の３次元画像
は、医師に大きな利益を与え、かつ医師から期待されて
いるのであるが、これを実行するときの困難性は、克服
不能とされてきた。しかしながら本発明は、３次元画像
処理のこれら多くの古くからの問題を打破する新たな状
況を与えるものである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明により、組織と血
流双方の３次元超音波表示形成技術が提供される。体内
の同一領域から一連の３次元超音波血流デ−タと一連の
３次元超音波組織デ−タが得られる。二つの一連のデ−
タの空間的対応を維持するために、これらの一連のデ−
タはほぼ同時に採取される。超音波画像処理装置は、不
透明度や明暗の重み付けなど、二つの一連のデ−タ用の
独立した３次元透視図の変数を決定する手段を含む一連
の組織と血流デ−タを組み合わせた３次元表示を与える
手段を含んでいる。具体的好適例では、観察平面へのデ
−タの近接度を重み付けして、空間基準で一連の結合デ
−タを与えることにより３次元表示が形成される。
【０００９】一連の結合デ−タの画像作成と共に、組織
と血流で独立した変数を使用することにより、３次元表
示の組織部分の不透明度を調節した表示を得て、内部構
造と脈管構造を明らかにすることができる。さらに、組
織の不透明度を調節することにより、３次元画像処理さ
れる構造と組織の境界を診察上識別可能とすることがで
きる。従って先の例において、胎盤の組織表面構造は、
子宮壁のより層状な表面構造とは異なって表示される。
従ってこの二つの表面構造化された異なる組織は、それ
自身の組織表面構造を形成する子宮の脈管構造から、そ
の周囲の組織構造を形成する胎盤の脈管構造をはっきり
と識別するのに必要な構造情報を医師に与えることがで
きる。
【００１０】添付図において、図１は、本発明による３
次元画像を与える組織と血流超音波画像デ−タの結合方
法を図式的に説明している。図２は、本発明により構成
された超音波診断画像処理装置をブロックダイヤグラム
で説明している。図３は、超音波血流及び組織画像情報
の独立した３次元表示の変数特性を説明している。図４
は、本発明による３次元投影画像の画素(pixel)の透視
図を説明している。図５は図３においてさらに二つの組
織を区別する場合の変数特性を説明している。
【００１１】
【発明の実施の形態】図１は、一連の超音波血流画像が
１１０で、そして対応する一連の超音波Ｂモ−ド、もし
くは組織画像が１２０で示されている。それぞれの一連
の画像は、患者の立体領域の異なる切断面(slice)で採
取された多数の平面画像である。図１でその順番は、立
体領域の深さの順であり；例えば一番上の画像は、該領
域の最前面で採取されたものであり、続く画像はその最
前面から背面に向かって連続的に採取されたものであ
る。
【００１２】一連の血流画像中の各画像は、一連の組織
画像中の各画像と空間的によく対応して表示される。即
ち、血流画像中の血流の位置は、組織画像中の血管の位
置に対応している。この対応は、同時に両方の一連の画
像デ−タを得ることにより最も容易に達成される。これ
は例えば、ドップラ−とＢモ−ドラインの時間的交互取
得またはドップラ−情報フレ−ムと、Ｂモ−ド情報フレ
−ムとの交互取得によって達成することができる。２種
類の画像情報をこのように空間的に対応させることによ
り、これらを画像を取得した容積中の組織と血流の空間
関係を正確に描写する３次元表示透視図に結合すること
が可能となる。
【００１３】該９２９特許で解決不能とされた問題に、
器官表面のＢモ−ド画素により、その器官の内部構造と
血流が不明瞭になるという問題がある。例えば、一連の
組織画像の第一の画像１２０ａが、二つの隣接する器官
１２２と１２４の組織、特に３次元表示中で観察者に最
も近い組織、を描写しているとする。また、対応する一
連の血流画像１１０内の画像１１０ｃが、画像フレ−ム
１１２ｃに示すように、二つの器官の内部の血流ネット
ワ−クを示しているとする。該９２９特許により示され
た問題は、一連の画像が作成され、３次元画像表示が形
成されるとき、組織画像１２０ａの組織構造が観察者に
最も近くになるため、器官１２２と１２４の内部血流ネ
ットワ−ク１２６ｃを不明瞭にする。
【００１４】該９２９特許は、組織構造を不透明表面で
描写した図以外の３次元画像中に、医師が探している医
療情報が医師に提供される可能性は考慮していない。本
発明は、組織が、半透明または点描状物体として表示さ
れる診察的に有用な３次元表示の形成を実現した。本発
明により見いだされたそのような描写法は、組織の解剖
学的境界と音響的表面構造の一体的関連性により、組織
構造の外周を示す。異なる組織ははっきりとした異なる
周波数スペクトル、強度、持続時間を有する超音波エコ
−を反射するから、エコ−特性の相違を、３次元超音波
画像中の組織の型の区別に使用することができる。
【００１５】三次元表示の観察者は、器官の内部構造と
脈管構造を、この半透明または点描状の組織構造を通し
て観察することができる。図１に説明するように、一連
の３次元画像１５０の画像フレ−ム１５０ａの３次元透
視図は、血流不透明度制御１３０と組織不透明度制御１
４０により２つの型の画像情報の透明度（不透明度）を
制御することにより形成される。不透明度制御は、二つ
のタイプの画像情報の表示不透明度を別々に制御するこ
とができることが好ましい。このようにして設定された
画像不透明度により、両型の画像情報を、それらの相補
的空間関係中に使用して合成３次元透視図が形成され
る。従って例えば観察者は、二つの器官１２２、１２４
の内部血管ネットワ−ク１２６ｃを検討することがで
き、３次元表示１２８中で各器官の内部脈管構造の広が
りを知ることができる。各器官の境界と広がりは、３次
元画像中に観察される図示された組織表面構造の広がり
により特定することができる。具体的好適例において、
米国特許第５，４８５，８４２号に記載されているよう
に、一連の３次元投影画像１５０が形成され、各画像は
異なる観察角の透視図により形成される。表示装置１０
０上に一連の画像を連続的に急速に表示することによ
り、観察者は、二つの器官とそれらの内部構造の３次元
表示を、それらがあたかも観察者の前で回転しているか
のように観察することができる。
【００１６】第２図には、本発明により構成された超音
波診断画像処理装置がブロックダイヤグラムにより示さ
れている。走査ヘッド１０は患者の体内に超音波パルス
を発信し、超音波エコ−を受信する変換器アレ−１２を
有する。変換器アレ−１２はパルス発信し、そのエコ−
が発信器／受信器１４により受信される。変換器アレ−
により発信され受信される超音波ビ−ムは、ビ−ム形成
器１６の制御により方向付けされ、焦点合わせされ、こ
のビ−ム形成器１６は多数の素子の発するエコ−信号を
処理しコヒ−レントなエコ−信号の走査線を形成する。
受信されたエコ−信号は、直角位相で検知され、Ｉ，Ｑ
フィルタ−２０によりろ過され、次いでＢモ−ド用また
はドップラ−表示用に処理される。
【００１７】Ｂモ−ド処理において、ＩおよびＱ試料
は、検知器（detector)に送られ、受信エコ−信号の強
度に対応する明度でグレ−スケ−ル信号を作成するグレ
−スケ−ルマッピング回路２４に送られる。このグレ−
スケ−ル信号は、画像フィ−ルドとの空間関係を含む情
報と共に組織画像記憶装置４０に記憶される。具体的好
適例では、グレ−スケ−ル信号の走査線は、全平面画像
を形成するように取得され、一連のＢモ−ド平面組織画
像は、組織画像記憶装置４０に記憶される。この画像平
面は、それらが取得された時間または空間の順で記憶さ
れることによりそれらの互いの空間配置が保持される。
【００１８】ドップラ−処理については、ＩおよびＱ試
料は、ウォ−ルフィルタ−２２中で高帯域フィルタ−処
理(highpass filtering)され、次いでドップラ−処理器
３０でドップラ−デ−タの集合にまとめられる。このデ
−タ集合は、例えば、ドップラ−パワ−（Ｐ），速度
（Ｖ），または偏倚（σ）などのドップラ−信号変数を
作成するために、自己相関(autocorrelation)またはフ
−リエ変換処理などのドップラ−技術で処理される。こ
のドップラ−信号は、フラッシュ抑制器(flash suppres
ser)３２で運動虚像(motion artifacts)を除去され、次
いで画像フィ−ルドとのそれらの空間関係を含む情報と
共にドップラ−画像記憶装置に記憶される。
【００１９】具体的好適例では、ドップラ−信号の走査
線を、全平面画像を形成するように取得し、一連のドッ
プラ−画像を、画像記憶装置４０のドップラ−画像分画
(partition)、または分割記憶装置(separate memory)に
記憶する。ドップラ−画像を、それらを取得した時間ま
たは空間の順に記憶することで、それらの互いの空間配
置を保持する。組織とドップラ−画像情報は次いで走査
変換器(scan converter)４２で、セクタ−方式(sector
format)など、希望する画像方式に走査変換される。組
織とドップラ−画像を同時かつ迅速に走査変換するため
に、別個の走査変換器を使用することができ、また２種
類の画像情報の処理を時間多重送信により単一走査変換
器を使用して行ってもよい。走査変換は、透視図操作と
共に実施してもよく、それにより二つの機能（例えば、
直接の極座標走査線の、直角座標で表された３次元画像
への変換）を同時に実行することができる。
【００２０】複合３次元表示を形成するために、分離さ
れた組織とドップラ−（血流）画像情報は一体的に処理
される。超音波装置使用者は、使用者インタ−フェイス
(user interface)（ＵＩＦ）により、透視図変数(rende
ring parameter)を透視図変数記憶領域５２と５４に入
力する。これらの変数は、透視図中でそれぞれの型の画
像情報を処理する方法を制御する。例えば使用者は、そ
れぞれの型の画像情報に付与された不透明度と明暗の差
の値を入力する。好ましくは、二つの型の画像情報の変
数を、独立に定め、それらの画像情報を別個独立に処理
してもよい。これにより例えば、組織画像情報を血流情
報よりも大きな透明度でもって、または大きなあるいは
小さな明暗の差をもって表示することが可能となる。
【００２１】空間的に対応させた組織と血流の画像情報
は、その深さ特性を維持しつつ、３Ｄ複合画像透視処理
器５０で透視図変数に従って合体され、３次元画像表示
を形成する。図４は、好適な３次元透視図技術を説明し
ており、そこでは多数の血流と組織の平面画像２０２−
２１４の３次元的重なりが描かれている。米国特許５，
４８５，８４２号に記載されているように、３次元投影
画像は、空間的に取得した平面画像を結合して形成され
る。図４では、観察方向に沿ったベクトルが画像中を通
るときに遭遇する重なり画像の画素から、複合画素を作
成することで、組織と血流の双方の画像情報が合体され
る。この例において、ベクトル７０は、与えられた方向
の画像平面を通過し、平面２０２，２０４，２０６そし
て２０８で組織情報に遭遇し、また平面２１０、２１２
そして２１４で血流情報に遭遇する。ベクトルに沿って
遭遇した情報の最初の画素は、画像平面２０２上の２０
２ｔとして特定される組織画素である。この画素は、ベ
クトル７０の原点から３次元構造を観察している観察者
Ｄに最も近い。遭遇する次の画素は、画像平面２０４上
の組織画素２０４ｔである。次は、血管１２６ｖの３つ
の血流画素と、画像平面２１０、２１２および２１４上
で遭遇する。血管の背後で、ベクトル７０は、画像平面
２０６上の組織画素２０６ｔそして後の画像平面２０８
上の最後の組織画素２０８ｔを通る。
【００２２】３次元投影画像表示中の一つの画像画素が
この情報から作成される。もしも組織画素２０２ｔが不
透明に作成されるならば、ベクトルに沿った全ての後の
画像情報は見えなくなることが理解される。最も近い組
織表面のみが効果的に透視される。しかし、具体的好適
例では、与えられた強度の組織画素は、半透明であっ
て、同じ強度の血流画素よりも小さい不透明度が与えら
れる。図３では、それぞれ血流と組織情報の不透明度制
御用の変数の２つの曲線３０２および３０４が示されて
いる。曲線３０２は、ドップラ−情報信号の強度または
速度またはパワ−またはグレ−スケ−ルが増加するにつ
れて、血流画素の不透明度が増加し、１００％不透明の
極大に達することを示している。しかしながら組織情報
は、この例においてはグレ−スケ−ルまたは強度または
パワ−の増加につれて、７０％の最大不透明度まで増加
するのみである。従って組織画素は完全に不透明になる
ことはなく、常に半透明となる。
【００２３】好ましい透視図の計算式は、可変不透明度
重み付けに加えて、一連の平面（例えば、身体内部）の
画像平面の深さによる３次元表示中の組織および血流の
情報の寄与の重み付けもする。好ましい計算式を、下記
に示す。
【００２４】
【数４】
【００２５】ここにＰtおよびＰbは、組織および血流画
素の値、ａtおよびａbは組織および血流画素の不透明度
重み付け係数、そしてａdは深さ重み付け係数である。
好ましくは、重み付け係数ａtとａbは、図３の曲線に示
されるようにそれぞれの画素により関数的に変化し、そ
してさらにまたは選択的に画素の空間位置、グレ−スケ
−ルまたは色の画素値、または色のグレ−スケ−ル画素
値の大きさ、または変位(variation)との関係に関数的
に関連する。従って、ベクトルｖに沿った画像情報は、
不透明度および深さにより重み付けされ、その結果、組
織と血流の情報の個々の透視図によっては達成できな
い、複合３次元透視図に到達し、次いでこれらの図を結
合する。ベクトル７０に沿って遭遇する全ての画素情報
は、このようにして重み付けされ総合される。例えば、
最初の組織画素２０２ｔは、観察者Ｄに最も近いので最
大の深さ係数ａdを有するが、そのグレ−スケ−ル値に
よっても重み付けされそして半透明となる。最終３Ｄ画
素Ｐ3Dへの寄与は、これら二つの重み付け係数で決定さ
れる。次の組織画素２０４ｔは、観察者からより遠くに
あるので、最初の画素２０２ｔよりも小さな深さ係数を
有する。次の血流画素２０１ｂ，２１２ｂ，および２１
４ｂは、血流画素であるから、相当大きな不透明度重み
付け係数ａbを有するが、深さ係数ａbは小さい。全ての
重み付けの寄与が総合されたときにも、血流はまだ半透
明組織画素を通して観察することができ、３Ｄ画素Ｐ3D
は３次元表示中、明るいピンク色となり、そこでは赤は
血流を示し、明度は組織を表わす。透視図化された画素
は、従って両特性の深さに関係して総合された画素とな
る。
【００２６】この明細書の最初に記載した胎盤が子宮壁
に強く接している臨床例については、これらの二つの構
造の３次元画像は、胎盤領域中に点描画像の表面構造
を、そして子宮壁の領域中ではより細い溝のある画像の
表面構造を示す。従って、より細い溝のある表面構造で
囲まれている子宮壁の脈管構造に対する、点描画像の表
面構造で囲まれている３次元血管構造の部分により、胎
盤中の血流を知ることができる。従って、二つの構造の
間に鋭く引かれた組織境界がないような、通常診療上問
題のある状態下でも、医師は子宮の脈管構造を検査する
ことができる。
【００２７】本発明の３次元表示技術は、パワ−ドップ
ラ−または速度（色流れ）情報などのいかなる種類のド
ップラ−流れ情報においても使用することができる。超
音波ドップラ−とＢモ−ドエコ−情報は、両者の情報の
取得をパルス状の血流の位相でゲ−トすることにより得
られ、パルス状構造の良好な３次元透視図が、非ゲ−ト
パワ−ドップラ−信号取得とゲ−トされたＢモ−ド取得
を使用することにより得られる。例えば、画像化領域
が、心拍周期と同期して動いているとき、組織情報は、
ＥＣＧ心臓ゲ−ト信号などの流れゲ−ト信号と同期して
集められる。従って組織信号情報が、心拍周期の同一位
相で得られる。しかしながら、パワ−ドップラ−信号
は、ゲ−トする必要はなく、組織信号を得ていない時な
らいつでも得ることができる。基本的に、パワ−ドップ
ラ−情報は、可能な限り迅速かつ高頻度で取得し、一方
組織情報は心拍周期の希望する位相でのみ取得する。パ
ワ−ドップラ−情報を時間平均した後、組織と血流情報
の結合画像により、組織構造と空間対応させた血流情報
が表示される。
【００２８】さらに、組織構造の半透明３次元表示を、
３次元透視図操作により、空間対応した不透明度関数を
使用して得ることもできる。不透明度は、例えば細分化
(segmentation）関数に依存させることができる。例え
ば図５は、組織の細分化または外形(geometry）の関数
である二つの不透明度曲線３０６、３０８を示してい
る。例えばこの曲線を、図１の画像１２０ａ中の器官１
２２と１２４の組織に対応させることができる。点描状
組織構造を作成するための３次元透視図の交互画素の組
織情報を除いた幾何学的不透明度関数を使用することも
できる。このような透視図は、組織構造が断続的なまた
は穴あき状の外観となることから、観察者は組織構造の
内部を観察することができる。好適に、不透明度と、組
織と血流の深さとを重み付けした画像作成技術により、
３次元表示はより滑らかでより好ましい外観となる。
【００２９】
【発明の効果】本発明の効果を要約すると、超音波Ｂモ
−ド組織情報とドップラ−流れ情報を身体容積領域から
取得し両者を同時に処理して三次元画像を作成する医療
診断用超音波装置が提供される。この三次元画像技術
は、体積領域中のＢモ−ドとドップラ−画素を空間位置
の関数としてＢモ−ドとドップラ−流れ情報を処理す
る。この画像作成では、それぞれ独立の組織情報と流れ
情報の三次元透視図作成変数を使用する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明による３次元画像を与える組織と血流
超音波画像デ−タの結合を図式的に説明している。
【図２】 本発明により構成された超音波診断画像処理
装置をブロックダイヤグラムで説明している。
【図３】 超音波血流及び組織画像情報の独立した３次
元表示の変数の特性を説明している。
【図４】 本発明による３次元投影画像の画素(pixel)
の透視図を説明している。
【図５】 図３において二つの組織を区別する場合の変
数特性を説明している。
【符号の説明】
１０・・・・・走査ヘッド、１２・・・・・変換器アレ−、１４・・
・・・発信器／受信器、１６・・・・・ビ−ム形成器、２０・・・・
・Ｉ，Ｑフィルタ、２２・・・・・ウォ−ルフィルタ、３２・・
・・・フラッシュ制御器、４０・・・・・組織画像記憶装置、４
２・・・・・走査変換器、５０・・・・・３Ｄ複合画像透視処理
器、１１０・・・・・超音波血流画像、１２０・・・・・組織画
像、１３０・・・・・血流不透明度制御、１４０・・・・・組織不
透明度制御、１５０・・・・・三次元画像、

Claims (20)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 流れまたは動きと構造の三次元画像を作
    成する医療診断超音波装置であって：超音波エコ−を受
    信する超音波変換器；超音波エコ−を処理して、Ｂモ−
    ド表示情報を作成する画像処理器；超音波エコ−を処理
    して、ドップラ−表示情報を作成するドップラ−処理
    器；および、該Ｂモ−ドとドップラ−表示情報用の独立
    の処理変数を有して、該Ｂモ−ドと該ドップラ−表示情
    報を共に処理して三次元画像を形成する、三次元画像処
    理器からなる医療診断超音波装置。
  2. 【請求項２】 該独立の処理変数が、Ｂモ−ド情報用第
    一の不透明度制御変数と、ドップラ−情報用第二の不透
    明度変数とからなる、請求項１に記載の医療診断超音波
    装置。
  3. 【請求項３】 該不透明度制御変数が、Ｂモ−ド情報よ
    りもドップラ−情報の方により大きな不透明度を付与す
    ることを特徴とする、請求項２に記載の医療診断超音波
    装置。
  4. 【請求項４】 該第二の不透明度制御変数が、ドップラ
    −情報が最大不透明度のときに完全に不透明とし、かつ
    該第一の不透明度制御変数が、Ｂモ−ド情報が最大不透
    明度のときに半透明とすることを特徴とする請求項３に
    記載の医療診断超音波装置。
  5. 【請求項５】 該三次元画像処理器が、該情報の相対空
    間位置の関数として、Ｂモ−ドとドップラ−表示情報を
    共に処理する手段を有することを特徴とする請求項１に
    記載の医療診断超音波装置。
  6. 【請求項６】 該三次元画像処理器が、下式： 【数１】 （ここに、ＰtおよびＰbは組織および血流画素情報、ａ
    tおよびａbは組織および血流の不透明度重み付け係数、
    ａdは深さ重み付け係数、そしてｖは、ＰtとＰbのベク
    トルである。）に従ってＢモ−ドとドップラ−表示情報
    を処理して、三次元表示画素Ｐ3Dを作成することを特徴
    とする請求項５に記載の医療診断超音波装置。
  7. 【請求項７】 流れまたは動きと構造の三次元画像を作
    成する医療診断超音波装置であって：容積領域からの超
    音波エコ−を受信する超音波変換器；超音波エコ−を処
    理して、Ｂモ−ド表示情報を作成する手段；超音波エコ
    −を処理して、ドップラ−表示情報を作成する手段；お
    よび、該Ｂモ−ドとドップラ−情報を独立に制御するた
    めの手段を有し、該容積領域中の相対位置の関数として
    該Ｂモ−ドと該ドップラ−表示情報を共に処理して三次
    元画像を形成する透視図作成手段からなる医療診断超音
    波装置。
  8. 【請求項８】 該不透明度制御手段が、Ｂモ−ド情報用
    よりもドップラ−情報用により大きな不透明度を与える
    請求項７に記載の医療診断超音波装置。
  9. 【請求項９】 該不透明度制御手段が、ドップラ−情報
    に完全不透明の最大不透明度を与え、かつＢモ−ド情報
    に半透明の最大不透明度を与えることを特徴とする請求
    項８に記載の医療診断超音波装置。
  10. 【請求項１０】 該三次元画像処理器が、下式： 【数２】 （ここに、ＰtおよびＰbは組織および血流画素情報、ａ
    tおよびａbは組織および血流の不透明度重み付け係数、
    ａdは深さ重み付け係数、そしてｖはＰtとＰbのベクト
    ルである。）に従ってＢモ−ドとドップラ−表示情報を
    処理し、三次元表示画素情報Ｐ3Dを作成することを特徴
    とする請求項７に記載の医療診断超音波装置。
  11. 【請求項１１】 ａ．身体の容積領域に超音波を発信
    し； ｂ．該容積領域からの超音波エコ−情報を受信し； ｃ．該超音波エコ−情報を処理して、該容積領域内の構
    造と運動の空間的に独立した超音波信号を作成し；そし
    て、 ｄ．該構造と運動の超音波信号の独立した画像作成変数
    の使用を含んで、該構造と運動の空間基準の関数として
    該超音波構造信号と運動信号とを共に処理して、流れま
    たは運動と構造の三次元超音波画像を作成する方法。
  12. 【請求項１２】 段階ｄが： ｄ．該構造と運動の超音
    波信号の独立した不透明画像作成変数の使用を含んで、
    構造と運動の空間基準の関数として該超音波信号を同時
    に処理して、三次元超音波画像を作成する段階であるこ
    とを特徴とする請求項１１に記載の方法。
  13. 【請求項１３】 段階ｄが： ｄ．該構造と運動の超音
    波信号の独立した不透明画像作成変数の使用を含んで、
    それらの空間基準の関数として該超音波信号を同時に処
    理して、構造超音波信号よりも運動超音波信号により大
    きな不透明度を付与した三次元超音波画像を作成する段
    階であることを特徴とする請求項１１に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 段階ｃが： ｃ．該超音波エコ−情
    報をＢモ−ド処理器とドップラ−処理器で処理して、該
    容積領域内において空間的に独立した運動のドップラ−
    信号と構造のＢモ−ド信号とを作成する段階である、請
    求項１１に記載の方法。
  15. 【請求項１５】 段階ｄが： ｄ．該超音波信号を、下
    式： 【数３】 （ここに、Ｐt トＰbは構造および運動画素情報、ａtとａ
    bは構造と運動の不透明度重み付け係数、ａdは、深さ重
    み付け係数、そしてｖは、ＰtとＰbのベクトルであ
    る。）に従って同時に処理し、三次元表示画素Ｐ3Dを作
    成する請求項１１に記載の方法。
  16. 【請求項１６】 ａ．身体の容積領域に超音波を発信
    し； ｂ．該容積領域からの超音波エコ−情報を受信し； ｃ．該超音波エコ−情報をＢモ−ド処理器とドップラ−
    処理器で処理して、該容積領域内の空間的に独立した構
    造のＢモ−ド信号と運動のドップラ−信号を作成し；そ
    して、 ｄ．Ｂモ−ド超音波信号よりもドップラ−超音波信号
    に、より大きな不透明度を付与するＢモ−ドとドップラ
    −超音波信号の独立した画像作成変数の使用を含んで、
    それらの空間基準の関数としてＢモ−ドとドップラ−信
    号とを同時に処理して三次元超音波画像を作成する、以
    上の段階からなる流れまたは運動と構造の三次元超音波
    画像を作成する方法。
  17. 【請求項１７】 体内のパルス状の流れまたは運動と構
    造の三次元画像を作成する医療診断超音波装置であっ
    て：身体内の容積領域からの超音波エコ−を受信する超
    音波変換器；該パルス状の流れまたは運動の位相でゲ−
    トされた超音波エコ−を処理して、Ｂモ−ド表示情報を
    作成する画像処理器；ゲ−トされていない超音波エコ−
    を処理してドップラ−表示情報を作成するドップラ−処
    理器；および、該Ｂモ−ドと該ドップラ−表示情報を、
    該容積領域中のそれらの空間基準の関数として処理して
    三次元画像を形成する、三次元画像処理器からなる医療
    診断超音波装置。
  18. 【請求項１８】 該画像処理器用の超音波エコ−は心臓
    周期でゲ−トされ、そして該ドップラ−処理器用超音波
    エコ−は、該心臓でゲ−トされたエコ−の合間の時間に
    取得することを特徴とする請求項１７に記載の医療診断
    超音波装置。
  19. 【請求項１９】 さらに該ドップラ−表示情報を時間平
    均する手段を有することを特徴とする請求項１７に記載
    の医療診断超音波装置。
  20. 【請求項２０】 該画像処理器と該ドップラ−処理器の
    超音波エコ−が、心臓周期に同期してゲ−トされること
    を特徴とする請求項１７に記載の医療診断超音波装置。
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