JPH0938084A - 超音波3次元画像形成方法および装置 - Google Patents
超音波3次元画像形成方法および装置Info
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- JPH0938084A JPH0938084A JP19280595A JP19280595A JPH0938084A JP H0938084 A JPH0938084 A JP H0938084A JP 19280595 A JP19280595 A JP 19280595A JP 19280595 A JP19280595 A JP 19280595A JP H0938084 A JPH0938084 A JP H0938084A
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Abstract
れる超音波3次元画像形成方法および装置を実現するこ
とである。 【解決手段】 被検体を超音波で3次元走査してエコー
を受信する送受信手段1,2と、エコーのドプラ信号の
パワーに基づいて画像データを形成する画像データ形成
手段7,8,9と、前記画像データに基づいて3次元表
示画像を形成する3次元表示画像形成手段10とを具備
することを特徴とする。
Description
o)に基づいて特に血流の3次元表示画像を形成する超音
波3次元画像形成方法および装置に関する。
よって形成されたカラードプラ(colorDoppler) 血流像
を基にして血流の3次元表示画像を形成することが知ら
れている。これは複数断面のカラードプラ血流像から3
次元血流像を形成し、この3次元血流像について所望の
視点から見た3次元表示画像を形成するものである。3
次元表示画像には陰影が施され立体感が与えられる。
て血流の速度と方向をカラー表示するものであるから静
止している組織の像を含まない。このため、3次元血流
像を形成するのに適している。
める試みもあるが、Bモード画像においては、血流と他
の組織との境界の不明瞭さや超音波走査の深さ方向およ
び方位方向でのS/N(signal-to-noise ratio) の劣化
等のために満足な血流像は得られない。
求めるとき、超音波パルスの繰り返し周波数はドプラ信
号の周波数に折り返しを生じさせない値に設定しなけれ
ばならない。このため、超音波パルスの繰り返し周波数
は血流速度の最大値に合わせて高く設定されるが、そう
すると遅い血流に対する検出の分解能が低下し、速度の
遅い血流すなわち細い血管の血流は表示されなくなる。
像を基にして得られる3次元血流像は細い血流に対する
分解能の悪いものとなるという問題がある。また、血流
速度は超音波ビーム(beam)の音線方向の速度成分として
検出されるので、超音波ビーム方向と血流方向の間の角
度が90°に近づくほど検出信号は小さくなり90°で
は0となる。したがって超音波ビームに対して直交する
血流は画像化されず、その部分はあたかも血流が存在し
ないようになる。
血流像の連続性が維持されず、したがって、それから得
られる3次元血流像は連続性が得られないという問題が
ある。
れたもので、その目的は、分解能と連続性に優れた3次
元血流像が得られる超音波3次元画像形成方法および装
置を実現することである。
1の発明は、被検体を超音波で3次元走査してエコーを
受信し、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて3次元
表示画像を形成する超音波3次元画像形成方法である。
度や方向に無関係であるからドプラ周波数の折り返しは
問題にならない。このため、超音波パルスの繰り返し周
波数を低く設定して遅い血流に対する検出の分解能を高
めることができる。
移動反射体の数を示すので血流が超音波ビーム方向と9
0°近い角度をなす場合でも血流の存在は容易に検出で
きる。したがって、血流の連続性を維持した血流信号が
得られる。
組織は検知しないので血流像の切り分けが容易である。
課題を解決するための第1の発明によれば、上記のよう
なドプラ信号のパワーの特質に基づいて、分解能と連続
性に優れた3次元血流像が得られる。
て、前記3次元表示画像の形成は、エコーのドプラ信号
のパワーに基づいて画像データを形成し、前記画像デー
タに基づいて3次元表示画像を形成することが前記画像
データをパワードプラ・モード画像の表示に利用できる
点で好ましい。
おいて、3次元表示画像の形成は、エコーのドプラ信号
のパワーに基づいて画像データを形成し、前記画像デー
タに基づいて3次元画像データを形成し、前記3次元画
像データに基づいて3次元表示画像を形成することが任
意の視点から3次元表示画像を形成する点で好ましい。
は閾値を用いて行うことが血流像の抽出を容易にする点
で好ましい。また、上記の場合、前記3次元表示画像の
形成はパワードプラ・モードの2次元表示画像を見る視
点と同じ視点から行うことが、3次元表示画像を高速に
形成する点で好ましい。
おいて、被検体内の所定の断面を超音波で走査してエコ
ーを受信し、前記所定の断面を逐次移動させ、エコーの
ドプラ信号のパワーに基づいて前記所定の断面毎に画像
データを形成し、前記所定の断面毎に画像データが形成
される度にその画像データとそれよりも前に形成された
他の断面の画像データとの間の演算によって3次元表示
画像を形成することが3次元表示画像の形成を高速に行
う点で好ましい。
は、前記所定の断面毎に画像データが形成される度に、
その画像データとそれよりも2つ前の所定の断面の画像
データとの間の演算によって行うことが品質の良い画像
を形成する点で好ましい。
算は、予め入力データと出力データとの関係を規定した
テーブルによって行うのが画像形成をさらに高速化する
点で好ましい。
体を超音波で3次元走査してエコーを受信する送受信手
段と、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて3次元表
示画像を形成する画像形成手段とを具備することを特徴
とする超音波3次元画像形成装置である。
ば、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて3次元表示
画像を形成するので、分解能と連続性に優れた3次元血
流像が得られる。
て、前記画像形成手段は、エコーのドプラ信号のパワー
に基づいて画像データを形成する画像データ形成手段
と、前記画像データに基づいて3次元表示画像を形成す
る3次元表示画像形成手段とを具備することが前記画像
データをパワードプラ・モード画像の表示に利用できる
点で好ましい。
おいて、前記画像形成手段は、エコーのドプラ信号のパ
ワーに基づいて画像データを形成する画像データ形成手
段と、前記画像データに基づいて3次元画像データを形
成する3次元画像データ形成手段と、前記3次元画像デ
ータに基づいて3次元表示画像を形成する3次元表示画
像形成手段とを具備することが任意の視点から3次元表
示画像を形成する点で好ましい。
はパワードプラ・モードの2次元表示画像を見る視点と
同じ視点から3次元表示画像の形成を行うことが、3次
元表示画像を高速に形成する点で好ましい。
体内の所定の断面を超音波で走査してエコーを受信する
送受信手段と、前記所定の断面を逐次移動させる移動手
段と、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて前記所定
の断面毎に画像データを形成する画像データ形成手段
と、前記所定の断面毎に画像データが形成される度にそ
の画像データとそれよりも前に形成された他の断面の画
像データとの間の演算によって3次元表示画像を形成す
る3次元表示画像形成手段とを具備することを特徴とす
る超音波3次元画像形成装置である。
ば、前記所定の断面毎に画像データが形成される度にそ
の画像データとそれよりも前に形成された他の断面の画
像データとの間の演算によって3次元表示画像を形成す
るので、3次元表示画像の形成を高速に行え、実時間で
の3次元表示画像の形成が可能になる。
て、前記3次元表示画像形成手段は、前記所定の断面毎
に画像データが形成される度に、その画像データとそれ
よりも2つ前の所定の断面の画像データとの間の演算に
よって3次元表示画像の形成を行うことが、品質の良い
画像を形成する点で好ましい。
おいて、前記3次元表示画像形成手段による前記画像デ
ータ間の演算は、予め入力データと出力データとの関係
を規定したテーブルによって行うのが画像形成をさらに
高速化する点で好ましい。
3次元走査には少なくとも下記のものが含まれる。勿
論、下記は例示であって限定を意味しない。 (1)超音波ビームを所定の断面内で走査し、かつその
所定の断面の位置を逐次変化させる。
断面内を並行して走査する。 (3)複数の超音波ビームを用いて3次元領域から一挙
に複数のエコーを得る。
での走査には少なくとも下記のものが含まれる。勿論、
下記は例示であって限定を意味しない。 (1)走査を機械的手段で行う。
ーを一挙に得る。
の逐次移動には少なくとも下記の態様が含まれる。勿
論、下記は例示であって限定を意味しない。 (1)面と交わる方向へ平行移動する。
させる。 (4)断面の移動を手動で行う。 (5)断面の移動を機械的手段で行う。 (6)断面の移動を電気的手段で行う。
いて、前記画像データに基づく3次元画像データの形成
には下記のものが含まれる。勿論、下記は例示であって
限定を意味しない。
(algorithm) により3次元画像データを形成する。 (2)マーチングキューブ(Marching Cube) 法のアルゴ
リズムにより3次元画像データを形成する。
g Cube) 法のアルゴリズムにより3次元画像データを形
成する。 なお、ボクセル法、マーチングキューブ法およびディバ
イディングキューブ法はいずれもX線断層撮影装置や磁
気共鳴撮影装置において3次元画像データの形成に利用
される既知の手法であり、例えば雑誌 MEDICAL IMAGING
TECHNOLOGYVol.8, No.2 (1990)に記載されている。
タが存在している3次元空間を微小な立方体(ボクセ
ル)の集合体と見做し、ボクセル値が所定の範囲内にあ
るものを抽出して3次元画像データを形成するものであ
る。
在している3次元空間において8つのピクセル(pixel)
で囲まれた立方体(キューブ)を想定し、所定の閾値に
対する8つのピクセルの大小関係からキューブを横切る
サーフェイス(surface)の有無とその態様を求め、これ
を全てのキューブについて行うことにより3次元画像デ
ータ(サーフェイス像)を求めるものである。
グキューブ法の変形であって、キューブをピクセルサイ
ズ(pixel size)以下に分割してマーチングキューブ法の
手法を適用することにより3次元画像データを求めるも
のである。
項において、前記3次元画像データに基づく3次元表示
画像の形成には下記のものが含まれる。勿論、下記は例
示であって限定を意味しない。
処理および陰影付け、すなわちレンダリング(renderin
g) によって3次元表示画像を形成する。
施の形態を詳細に説明する。図1に超音波映像装置のブ
ロック図を示す。本装置は本発明の実施の一形態であ
る。なお、本装置の構成によって本発明の装置に関する
実施の一形態が示される。また、本装置の動作によって
本発明の方法に関する実施の一形態が示される。
は図示しない被検体に超音波ビームを送波するとともに
被検体からのエコーを検出する。超音波プローブ1は超
音波ビームで被検体を2次元または3次元的に走査す
る。
超音波ビームを送波させるとともに超音波プローブ1の
エコー検出信号を受信する。超音波プローブ1と送受信
部2は本発明における送受信手段の実施の一形態であ
る。
増幅部3で対数増幅され包絡線検波部4で包絡線検波さ
れて、Bモード(mode)画像データとしてディジタル・ス
キャン・コンバータ(digital scan converter)5に入力
される。
モード画像データを記憶するとともにそれを映像信号に
変換して表示部6に入力する。表示部6は入力信号に基
づいてBモード画像を表示する。
号を直交検波して同相成分Iと直交成分Qを求める。M
TI(moving target indication)フィルタ部8は直交検
波部7から与えられる同相成分Iと直交成分Qについて
それぞれMTI処理を行う。これによってエコー信号の
ドプラ信号が同相成分Iと直交成分Qについて抽出され
る。
成分Iと直交成分Qについて自己相関演算を行い、速
度、分散およびパワーを表す画像データをそれぞれ求め
る。ここで、速度とは被検体内の血流の速度のことであ
り、分散とはその速度の分散のことであり、パワーとは
ドプラ信号のパワーのことである。
データはディジタル・スキャン・コンバータ部5に入力
される。ディジタル・スキャン・コンバータ部5はこれ
らのデータを記憶するとともにそれぞれ映像信号に変換
して表示部6に与える。
自己相関演算部9は、本発明における画像データ形成手
段の実施の一形態である。3次元画像処理部10は自己
相関演算部9から与えられるパワーを表す画像データを
処理して3次元画像データを形成し、この3次元画像デ
ータをさらに処理して3次元表示画像データを形成する
ものである。
示画像データはディジタル・スキャン・コンバータ部5
に入力される。ディジタル・スキャン・コンバータ部5
はそれを記憶するとともに映像信号に変換して表示部6
に与える。
次元画像データ形成手段と3次元表示画像データ形成手
段の実施の一形態である。3次元画像処理部10につい
ては後に改めて説明する。
相関演算部9および3次元画像処理部10は本発明にお
ける画像形成手段の実施の一形態である。エンドスコピ
ック(endoscopic)処理部11は3次元画像処理部10が
形成した3次元画像を処理することにより、被検体の内
部をあたかも内視鏡で見たような3次元画像、すなわち
エンドスコピック画像を表すデータを形成するものであ
る。
に改めて説明する。エンドスコピック処理部11が形成
する画像データはディジタル・スキャン・コンバータ部
5に入力される。ディジタル・スキャン・コンバータ部
5はそれを記憶するとともに映像信号に変換して表示部
6に与える。
えてそれらの動作を制御する。操作部13は本装置の使
用者によって操作され制御部12に使用者の指令を与え
る。本装置の動作モードは操作部13によって指令され
る。動作モードには、Bモード、CFM(color flow ma
pping)モードおよびパワードプラ・モードがある。
によってBモード走査が行われるとともに包絡線検波部
4から得られるBモード画像データに基づいて被検体の
Bモード画像が表示部6に表示される。
部2によってCFMモードの走査が行われるとともに自
己相関演算部9から得られる速度を表す画像データと分
散を表す画像データに基づいて血流の速度とその分散の
カラーマッピング像が表示部6に表示される。
は、送受信部2によってパワードプラ・モードの走査が
行われるとともに自己相関演算部9から得られるパワー
画像データに基づいてパワードプラ画像が表示部6に表
示される。
所在を示す画像となる。この画像はドプラ信号のパワー
に基づくものであるから血流を高分解能で連続性良く表
現している。
2において扇形の枠内の画像がパワードプラ画像であ
り、その周囲はBモード画像である。パワードプラ画像
において、高輝度の部分が血流像である。血流の無い部
分はバックグラウンド(back ground) であり暗く表示さ
れている。
示の例である。Bモード画像との区別を一層明確にする
ためパワードプラ画像を特定の色でカラー表示するよう
にしても良い。なお、この場合カラーは速度を意味しな
い。
用して血流の3次元像を形成しかつ表示するものであ
る。次に、血流の3次元画像形成と表示について説明す
る。
部13により3次元モードが指令される。このモードで
は超音波プローブ1により被検体の3次元走査が行われ
る。3次元走査は例えば超音波ビームで被検体を2次元
走査しながら超音波プローブ1を2次元走査面とは垂直
な方法に移動させることにより行う。
実施の一形態である。なお、図示は省略してある。図3
に超音波ビームで走査される被検体内の3次元空間を示
す。図3においてzは被検体の深さ方向、xは超音波ビ
ームの走査方向、yは超音波プローブ1の移動方向であ
る。xz面は超音波ビームの2次元走査面、y方向は2
次元走査面の積層方向である。超音波ビームの2次元走
査面を以下スライス(slice)と呼ぶ。
イスは奥の方からy1,y2,…ynの順に形成され
る。なお、BLは血流の模式図である。3次元走査によ
って、各スライス毎にパワードプラ画像データが得られ
る。これらのパワードプラ画像データによって図3の3
次元空間に相当する3次元のデータ空間が形成される。
このような3次元のパワードプラ画像データが自己相関
演算部9から3次元画像処理部10に与えられる。
サ等で構成され、そのプログラム(program)によって以
下のような3次元画像処理が実行される。3次元画像処
理は例えばディバイディングキューブ法により所定に閾
値に基づいて血流の3次元画像データを形成し、この3
次元画像データをレンダリング処理して所望の視点から
見た血流の3次元表示画像データを形成する。
3次元表示画像の一例を示す。血流の3次元像は事実上
血管の3次元像と見ることができる。そこで、エンドス
コピック処理部11により、上記の3次元画像データか
ら血流像の内部に視点を置いた3次元表示画像データを
形成(レンダリング)すれば、あたかも血管の内部を内
視鏡で見たような3次元像を得ることができる。
おいて血流像の内部に設定した視点から所定の視野角で
放射状に視線を伸ばし、視線が3次元画像データに当た
った位置を壁とし、この壁を視点からの遠近に応じて陰
影をつけることにより形成される。このようなエンドス
コピック処理部11はマイクロプロセッサを用いて実現
される。
を示す。次に、3次元表示画像を簡易な方法で形成する
例について説明する。図3において、3次元空間の血流
像をスライス面に垂直な方向Aから眺めると、奥のスラ
イスの血流像は手前のスライスの血流像からはみ出た部
分が見える。この原理を利用すれば血流の3次元表示画
像の形成は下記のように簡易化できる。
に設定される。
血流像からはみ出すのは、(2)式が成立するときであ
る。すなわち、手前のスライスy+1においては座標
x,zの画像データが閾値より小さいので血流像が無い
ことを意味し、奥のスライスy−1では対応する座標位
置の画像データが閾値以上であることにより血流像が有
ることを意味する。
ライスy−1の画像データとスライスy+1の画像デー
タの差を同じx,z座標のもの同士で求め、これをその
座標の3次元表示画像データとする。
は、(1)式の*2の演算により、前回求めた3次元表
示画像データに重み係数kを掛けたものを新たな3次元
表示画像データとする。
像が無かった部分には前回求めた3次元表示画像データ
を重み係数kにより一段弱い輝度のデータにして置き換
えることを意味する。
像データについて行う。スライス対内の演算が終了する
度スライス対の組み合わせを1つずらして同様な演算を
繰り返す。
枚置きのスライス同士を使用するのは血流像のスライス
間の変化分を大きくするためである。隣合うスライス同
士で演算することも勿論可能である。
ロプロセッサを用いて行われる。簡単な演算で行えるの
で高速な画像形成が行える。また、この演算は電気回路
によって実現することもできる。
す。図6において、101,102および103はデー
タメモリ(data memory) である。これらデータメモリ1
01,102,103には自己相関演算部9から与えら
れるパワードプラ画像データがそれぞれゲート(gate)1
04,105,106を通じてスライス毎に書き込まれ
る。データメモリ101,102,103に書き込まれ
た画像データはゲート107,108,109を通じて
読み出される。
3つのスライスのものが順番にデータメモリ101,1
02,103に書き込まれる。読出は書込中のスライス
の2つ前のスライスの画像データを記憶しているデータ
メモリについて行われる。
御部12によって制御される。書込および読出のタイミ
ング(timing)は制御部12からのリード/ライト(read/
write)信号とチップセレクト(chip select) 信号によっ
て制御される。
RAM(random access memory)が用いられる。RAMは
データの自在な読み書きができる点で好ましい、RAM
に代えてFIFO(first-in-first-out)メモリを用いる
こともできる。FIFOメモリはアドレス制御が簡単に
なる点で好ましい。
Gtと比較して判定信号を生じる。書込中の画像データ
は(1),(2)式のg(x,y+1,z)に相当す
る。閾値Gtは制御部12から与えられる。
2,103のいずれか1つから読み出されたパワードプ
ラ画像データを閾値とGtと比較して判定信号を生じ
る。比較器112に入力されるパワードプラ画像データ
は(1),(2)式のg(x,y−1,z)に相当す
る。
ータg(x,y+1,z)および画像データg(x,y
−1,z)はテーブルメモリ(table memory)113に入
力される。
号の値の組み合わせに対応した出力信号のテーブルを記
憶しており、それに基づいて出力信号を発生する。テー
ブルの入力信号と出力信号の関係は(1)式の*1を満
足するように定められる。
(1)式の*1で与えられる出力信号を生じるようにな
っている。なお、(2)の条件が成立しないときは例え
ば0のような意味のない出力信号を生じるようになって
いる。
(2)式の条件の成立を示す比較器111,112の判
定信号の論理値と画像データg(x,y+1,z)およ
びg(x,y−1,z)の値の組合わせで決まるアドレ
スにデータ値g(x,y−1,z)−g(x,y+1,
z)を書き、(2)式の条件の不成立を示す比較器11
1,112の判定信号の論理値と画像データg(x,y
+1,z)およびg(x,y−1,z)の値の組合わせ
で決まるアドレスには例えばデータ値0を書くことによ
って構成される。
ルメモリ114に入力される。テーブルメモリ114に
は制御部12から重み係数kが入力される。また自身の
出力信号が遅延回路115を通じて1スライス遅れのタ
イミングで入力される。テーブルメモリ114は予めこ
れら入力信号に対応した出力信号のテーブルを記憶して
おり、それに基づいて出力信号を生じる。
ブルメモリ113から意味のある信号が入力されたとき
はそれをそのまま出力し、意味のない信号が入力された
ときは遅延回路115の出力信号に重み係数kを掛けた
ものを出力するように構成されている。
テーブルメモリ113の出力信号の値と重み係数kと遅
延回路115の出力信号の値とで決まるアドレスに、テ
ーブルメモリ113の出力信号が意味のある値になるア
ドレスにはテーブルメモリ113の出力信号を同じ値を
書いておき、テーブルメモリ113の出力信号が意味の
無い値になるアドレスには遅延回路115の出力信号の
値に重み係数kを掛けた値を書いておくことによって構
成される。
OM(read-only memory)が用いられる。ROMは記憶内
容が不揮発性である点で好ましい。ROMに代えてRA
Mを用いても良い。RAMはテーブル内容の書換えが容
易な点で好ましい。
る。図7に動作説明図を示す。図7に示すように、スラ
イスy1,y2,y3,y4,y5,y6,…のパワー
ドプラ画像データが順次に自己相関演算部9から与えら
れる.m1,m2,m3,m4,m5,…はそれぞれの
スライスにおける血流像であり、その画像データは閾値
Gt以上の値を持つ。
6,…はスライスy1,y2,y3,y4,y5,y
6,…を斜めに貫ぬく血流の断面像である。いま、スラ
イスy1およびy2の画像データはそれぞれデータメモ
リ101および102に書込済みであるとする。この状
態でスライスy3の画像データが入力されると、それは
データメモリ103に書き込まれるとともに比較器11
1に入力される。同時にデータメモリ101からスライ
スy1の画像データが読み出され比較器112に入力さ
れる。
較器112に入力される画像データは、スライス内での
アドレスx,zが同一になるように制御される。比較器
111に入力される画像データはg(x,y+1,z)
となる。比較器112に入力される画像データはg
(x,y−1,z)となる。これらの画像データと閾値
Gtとの大小関係がそれぞれ判定される。
の血流像m3は図7の(A)に示すように部分的に重な
る関係にある。この場合、血流像m3からはみ出す血流
像m1の三日月状部分が(2)式の条件を満足する部分
となる。
像データについて比較器111,112は(2)式の条
件が成立したことを示す。テーブルメモリ113は、比
較器111,112からの入力信号が(2)式の条件の
成立を示したことにともない、画像データg(x,y−
1,z)とg(x,y+1,z)との差をテーブルメモ
リ114に出力する。
ある画像データであることによりそれと同じデータを出
力する。これによって、三日月状部分については(a)
に示すような画像データが得られる。
式の条件が成立しないのでテーブルメモリ113の出力
信号は0となる。このため、テーブルメモリ114は遅
延回路115の出力信号に重み係数kを掛けたものを画
像データとして出力する。
最初は全て値が0のバックグラウンドデータになってい
る。したがって、それに重み係数kが掛けられて0が出
力される。
ータメモリ103に全部書き込まれた時点でテーブルメ
モリ114の出力として(a)に示すような画面を構成
する画像データが得られる。
となる。それ以外の部分は暗いバックグラウンドである
が、作図の都合で黒塗りを省略してある。次に、スライ
スy4の画像データが入力されると、この画像データの
書込はデータメモリ111に行われ、同時にデータメモ
リ112からスライスy2画像データの読出が行われ
る。
像データについて上記と同様な処理が行われる。このと
き、スライスy2の血流像m2とスライスy4の血流像
m4との重なりは(B)に示すようになる。
て両スライスの画像データの差がテーブル113から求
められ、テーブル114を通じて出力される。一方、三
日月状部分以外の領域については遅延回路115から与
えられる前回の画像データ(a)に重み係数kを掛けて
出力される。
めた三日月状血流像に今回求めた三日月状図形を重ねた
血流像が得られる。ここで、前回求めた三日月状血流像
は重み係数kが掛かっていることにより一段輝度が減少
したものとなる。なお、バックグラウンドについては変
化がなく同じ暗さを保っている。
される度に同様な動作が繰り返される。データメモリ1
02〜103は循環的に使用される。これによって、ス
ライスy5の画像データが入力されたときは(c)のよ
うな画像データが得られ、スライスy6の画像データが
入力されたときは(d)のような画像データが得られ、
順次手前の方に各スライスの血流像が積み重なって行
く。
は重み係数kによる順次に輝度低下処理がなされる。こ
の結果血流像への陰影付けが行われ立体感のある3次元
血流表示画像が形成される。
向の移動にともなって実時間で3次元表示画像が形成さ
れる。
な課題を解決するための手段により、分解能と連続性に
優れた3次元血流像が得られる超音波3次元画像形成方
法および装置を実現することができる。
る。
表示した表示画面の一例を中間調画像の写真で示す図で
ある。
である。
表示した表示画面の一例を中間調画像の写真で示す図で
ある。
表示した表示画面の一例を中間調画像の写真で示す図で
ある。
像処理部の一例のブロック図である。
像処理部の一例の動作説明図である。
Claims (3)
- 【請求項1】 被検体を超音波で3次元走査してエコー
を受信し、エコーのドプラ信号のパワーに基づいて3次
元表示画像を形成する超音波3次元画像形成方法。 - 【請求項2】 被検体を超音波で3次元走査してエコー
を受信する送受信手段と、エコーのドプラ信号のパワー
に基づいて3次元表示画像を形成する画像形成手段とを
具備することを特徴とする超音波3次元画像形成装置。 - 【請求項3】 被検体内の所定の断面を超音波で走査し
てエコーを受信する送受信手段と、前記所定の断面を逐
次移動させる移動手段と、エコーのドプラ信号のパワー
に基づいて前記所定の断面毎に画像データを形成する画
像データ形成手段と、前記所定の断面毎に画像データが
形成される度にその画像データとそれよりも前に形成さ
れた他の断面の画像データとの間の演算によって3次元
表示画像を形成する3次元表示画像形成手段とを具備す
ることを特徴とする超音波3次元画像形成装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP19280595A JP3505281B2 (ja) | 1995-07-28 | 1995-07-28 | 超音波3次元画像形成装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP19280595A JP3505281B2 (ja) | 1995-07-28 | 1995-07-28 | 超音波3次元画像形成装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0938084A true JPH0938084A (ja) | 1997-02-10 |
JP3505281B2 JP3505281B2 (ja) | 2004-03-08 |
Family
ID=16297290
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP19280595A Expired - Fee Related JP3505281B2 (ja) | 1995-07-28 | 1995-07-28 | 超音波3次元画像形成装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
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JP (1) | JP3505281B2 (ja) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002315754A (ja) * | 2001-04-24 | 2002-10-29 | Toshiba Corp | 細径プローブ型超音波診断装置 |
JP2005143733A (ja) * | 2003-11-13 | 2005-06-09 | Toshiba Corp | 超音波診断装置、3次元画像データ表示装置及び3次元画像データ表示方法 |
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JP2008200441A (ja) * | 2007-02-23 | 2008-09-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波画像表示方法および超音波診断装置 |
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-
1995
- 1995-07-28 JP JP19280595A patent/JP3505281B2/ja not_active Expired - Fee Related
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