JPH10309279A - 三次元超音波画像作成装置 - Google Patents

三次元超音波画像作成装置

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JPH10309279A
JPH10309279A JP10127042A JP12704298A JPH10309279A JP H10309279 A JPH10309279 A JP H10309279A JP 10127042 A JP10127042 A JP 10127042A JP 12704298 A JP12704298 A JP 12704298A JP H10309279 A JPH10309279 A JP H10309279A
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ultrasonic
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JP10127042A
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Gary Allen Schwartz
ゲーリー・アレン・シュワルツ
Patrick R Pesque
パトリック・ルネ・ペスク
Jens U Quistgaard
ジェンス・ウルリッチ・キストガード
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Advanced Technology Laboratories Inc
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 医者の診断を妨害する超音波画像中の、残
響、多経路エコー、干渉など多くの原因による虚像によ
る三次元雑音を超音波画像情報から排除する。 【解決手段】 体内の立体領域に超音波を発信する発信
器；該領域内の空間位置からの超音波ドップラー情報信
号を受信する受信器；該受信した超音波ドップラー情報
信号を処理して、ドップラーパワー強度を測定するプロ
セッサ；及び三次元表示内に、空間基準で該ドップラー
パワー強度を表示する表示装置からなる体内の三次元超
音波画像を作成する超音波画像処理装置。

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画像処理
技術に関し、特に三次元画像方式（format）表示のため
のドップラー情報を得るための身体の超音波走査装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】三次元解析および表示のために、被験者
内部の立体を超音波によって走査するための種々の方法
および装置が提案されている。これらの技術の多くは、
多数の空間的に隣接する画像平面の走査を含んでいる。
これら関連平面からの超音波情報は、ある平面内のデー
タの空間座標に基いて、そしてそれぞれの平面と他の平
面との空間的関係に基いて、解析され表示されうる。こ
の情報は、画像処理される立体の透視図などの三次元画
像方式により表示することができる。
【０００３】空間的に工夫された走査装置を利用する多
数の走査技術が、これら空間関連画像平面を得るために
提案されている。タムラ等の報文、「直高断面に基く超
音波心臓診断図の三次元的再構築」（"Three-Dimension
al Reconstruction of Echocardiograms Based On Orth
ogonal Sections," by S. Tamura et al., Pattern Rec
ognition, vol. 18, No. 2, pp 115-24(1985）） に
は、３つのそのような装置が論じられている： 平行画
像平面を得ながら超音波プローブを誘導するためのガイ
ドレール；アームジョイント内のセンサーが、変換器に
空間座標を与えるジョイントアーム（jointed arm）；
および心臓長軸に関しての変換器の回転、である。後者
の目的のための回転する変換器プローブが、マッカン等
の、「心臓学のための多次元超音波画像処理」（"Multi
dimensional Ultrasonic Imaging for Cardiology," by
H. McCann et al., Proceedings of the IEEE, vol. 7
6, No. 9, pp 1063-73(Sept. 1988)）に示され、説明が
加えられている。しかしながら、空間的走査装置または
器具の必要なしに、三次元表示用の多画像平面を得るこ
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】超音波画像には、残
響、多経路エコー、可干渉波の干渉などの多くの原因に
よる虚像が発生する。これら虚像は、画像中に種々の形
態で現れ、画像雑音（image clutter）と広く記述され
ている。三次元雑音は、医者がしようとしている病変の
診断を妨害し、隠蔽することがあるため、画像が三次元
方式で表示されるとき、画像の雑音が特に問題となる。
従って雑音が、観察しようとしている病変をひどく妨害
しない方式の超音波画像情報を提供することが好まし
い。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明によると、超音波
ドップラー情報信号の使用により、画像を不明瞭にする
雑音の問題が解決される。ドップラー情報は、２つの異
なる方法により身体を画像化するのに使用されている。
１つのドップラー画像処理技術は通常、色ドップラー速
度画像処理と言われている。良く知られているように、
この技術は、超音波画像の画像平面上の試料立体と呼ば
れる異なる位置でのドップラーデータの取得を含む。こ
のドップラーデータは、時間変化として採取され、各細
分化された試料立体でドップラー位相シフトまたは周波
数を計算するのに使用される。このドップラー位相シフ
トまたは周波数は、体内の組織の動きまたは血管内の血
液の流れの速度に対応し、該シフトの極性は、動きまた
は流れの方向を示す。この情報は、シフト（速度）の大
きさおよびその極性について色符号化され、体液が流れ
ている動いている器官または血管の構造をはっきり明示
するために画像平面内の組織の構造画像に重ねられる。
これにより、画像中の色は、例えば、心臓および血管内
の血流速度およびその方向の指標を与えることとなる。
【０００６】第２のドップラー技術は、色パワードップ
ラーとして知られている。この技術は、体液の流れまた
は動きの速度の計算には関係しない。むしろ、それは単
にドップラーシフトを示す受信信号の強度に着目するも
のである。このドップラー信号強度は、画像平面内の各
試料立体で測定され、色変化として表示される。色ドッ
プラー速度画像処理と相違して、色パワードップラー
は、速度画像の特徴である方向決定、エイリアッシン
グ、および低感度の問題を生起しない。色パワードップ
ラーは単に符号化された色により試料立体でのドップラ
ー信号強度を表示する。色ドップラー速度画像処理と同
様に、色パワードップラー表示は、運動している器官ま
たは組織構造をはっきり明示するために、構造Ｂモード
画像に重ねられる。各試料立体での値は、時間に対して
またはピーク値に基いて平均化され、ドップラー速度信
号の特徴である脈動に導く速度および方向が常に変化す
るということはないので、色パワードップラー表示は、
体内の動きまたは流れの状態のより静的表示として提供
される。
【０００７】本発明により、パワードップラー信号情報
を利用する三次元超音波表示技術が提供される。本発明
者らは、構造（Ｂモード）情報存在しないという、従来
にない方法でパワードップラー画像を利用した。本発明
者らは、三次元表示中にパワードップラー情報のみを使
用すると、構造情報信号の実質的雑音の寄与が減り、脈
動変化が減り、低エネルギー流れ信号に対して良好な感
度が得られドップラー角度効果を減らし、三次元画像中
の流れまたは動きの特徴を分割化することを見出した。
本発明者らはまた、特別に構成された走査機構または装
置を必要とすることなく、手動走査により、患者の診断
用三次元超音波画像を得る方法を提供する。
【０００８】
【発明の実施の形態】まず図１を参照すると、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
ヤグラムが示されている。超音波プローブ１０は、患者
の体内に超音波エネルギー波を発信し、該体内の構造物
から戻る超音波エコーを受信する多素子変換器１２を有
する。身体のドップラー探査のための超音波発信の場
合、関心あるのは体内の動いている組織、血液その他の
体液から戻るエコーである。超音波プローブ１０は、変
換器の個々の素子に次々とパルスを発信させることで、
超音波ビームを作成し誘導し、受信し、それぞれのパル
ス発信の後に変換器素子が受信しエコー信号を増幅し、
ディジタル化する発信器／受信器１４に接続する。
【０００９】発信器／受信器１４は、発信器／受信器に
よって変換器１２の特定の素子の活動化時間を制御する
ビーム発生器１６に接続する。このタイミングが変換器
１２に、希望する方向に成形され焦点合わせされた超音
波ビームの発信を可能とする。該ビーム発生器１６はま
たエコー受信の間、発信器／受信器により作成されたデ
ィジタル化されたエコー信号を受信し、これらを適宜遅
延させ、集計して、位相のそろった（coheret）エコー
信号を作成する。
【００１０】ビーム発生器１６により作成されたエコー
信号は、Ｂモード処理器３０およびＩ，Ｑ復調器１８に
転送される。該Ｂモード処理器は、走査している患者の
領域内の組織の構造画像作成のための空間的基準によ
り、エコー信号の振幅情報を処理する。Ｉ，Ｑ復調器１
８は、受信エコー信号を、ドップラー処理のための直交
成分に復調する。血液などの流れている体液の動きのみ
に関心のある応用においては、Ｉ，Ｑ成分は、ウオール
フイルター２０によりろ過して血管壁の動きに起因する
低周波数虚像を除去する。ろ過したＩ，Ｑ成分は次いで
ドップラーシフト計算処理器２２およびドップラーパワ
ー計算処理器２４に送られる。
【００１１】ドップラーシフト計算処理器２２は、従来
通りに動作し、画像領域のそれぞれの試料立体の位置で
Ｉ，Ｑ成分からドップラー位相または周波数のシフトを
計算する。ドップラーシフト計算処理器は、ドップラー
探査パルスの集合により各試料立体の位置の探査から得
られた多数の信号試料を処理する。この試料立体値は、
この値を表示用の色値にマッピングする速度画像処理器
２６に転送される。色値は、走査変換器および、該色値
を希望する画像方式（format）に空間配置する表示処理
器３２に転送される。色値は、表示装置４０上の画素と
して表示され、そこでは、各色は、その画素の位置での
特定の方向での流れの特定の速度を示す。色流れ速度情
報は、Ｂモード処理器３０により与えられる構造情報を
利用して、身体内部の構造画像に重ねられる。この組み
合わせ画像は、流れている血液を収容している血管また
は器官の構造と共に、血流の方向および速度の両方を表
示する。本発明によると、図１のドップラー装置は、パ
ワードップラー画像処理能力をも有する。該パワードッ
プラー装置の構成部分には、下式：
【００１２】
【数１】
【００１３】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ー信号パワーの大きさを計算するド
ップラーパワー計算処理器２４が含まれる。各位置での
ドップラーパワー計算値は、処理されて、実時間表示す
ることができ、または各試料立体位置について先に得ら
れたパワー計算値と平均化することもできる。好ましい
具体的において、各試料立体位置は、多数のパルスによ
り探査され、該計算処理器２４は、試料立体位置でのド
ップラーパワーの計算についての全探査から得られた信
号を利用する。これらのドップラーパワー計算値はマッ
ピングされ、パワー画像処理器２８により強度または色
値が表示される。それらの空間座標と共に表示された値
は、画像シークエンスメモリー３４中の独立した平面画
像中に記憶され、また走査変換器および、例えばセクタ
ーまたは長方形などの希望する画像方式にドップラーパ
ワー表示値を空間配列する表示処理器３２にも転送され
る。該２次元ドップラーパワー画像は、次いで表示装置
４０上に表示されるか、または、以下に検討するように
最大ドップラーパワー強度検出のためのピーク検出器３
６を使用して三次元処理のために画像シークエンスメモ
リー３４から呼び出される。図１の装置の使用者の操作
は、例えば、Ｂモード、色速度ドップラーまたはドップ
ラーパワー画像処理などの、実行すべき画像処理の種類
を選択し、画像を記憶し、例えば、三次元表示のために
画像シークエンスメモリー３４から画像の検索を使用者
に可能とする種々の使用者制御４２を通じて機能する。
【００１４】図２は、三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ーブ１０の使用につい
て説明している。超音波装置の発信器／受信器に接続す
るプローブケーブル１１の一部が、プローブの上部に示
されている。プローブ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と接触している。患者の皮膚
は、図中、層５０により表わされている。この例におい
て、走査される患者の領域には、大きい方の血管５６か
ら分岐する小血管５４を有する血管分岐５２が含まれて
いる。血液は、６０および６２で示されるように、血管
の構造壁内を流れている。
【００１５】分岐５２は、患者と接触しながらプローブ
１０を揺らし（rocking )または扇状（fanning)に動か
すことで走査することができる。好ましい技術において
は、プローブの開口を、矢印５８で示されるように、皮
膚５０上を滑らせることにより、多くの実質的に平行な
画像平面で該分岐領域を走査する。ここでは扇型で示さ
れている、１つのこのような画像平面６４がプローブの
変換器の開口から広がって見えている。画像平面６４の
プローブとの関係は、プローブ容器の横の、画像平面標
識１３により標識されている。標識１３は、画像平面６
４と同じ平面内にあり、その非逆（uninverted）表示配
置中の画像の上左側に標識されている。
【００１６】本発明によると、超音波装置は、矢印５８
で示されるように患者の分岐領域上を、プローブをスラ
イドさせながら、多数の画像平面からのパワードップラ
ー情報を得て、処理する。かかる走査の時間は、通常は
約１０から２０秒間続き、その間、１００から２００の
パワードップラー情報の画像平面が得られ、処理され、
画像シークエンスメモリー３４に記憶される。この画像
情報は、処理されて、以下に検討するように多数の異な
るこのような観察角度の領域について、多数の異なる観
察角度で、最大ドップラー強度が検出され記憶される。
【００１７】図３ａ〜３ｅは、本発明のパワードップラ
ー三次元画像処理技術の原理を説明する５つの一連の画
像平面を示している。この５つの一連の画像平面は、２
つの血管の平面図である、図４の分岐５２の構造を示し
ている。図３ａは、図４の平面３ａに沿って得られたパ
ワードップラー画像であり、それは血管壁５６’のわず
かに内側の、大きな血管５６の血液流の上端を横切って
見えている。図３ｂにおいて、画像平面は、図４の平面
３ｂが示すように、大きな血管５６の血液流の大きな断
面７２、および血管壁５４’のわずかに内側の、小血管
５４の血液流の端部７４を横切っている。図３ｃの画像
平面は、図４の平面３ｃにより示されるように、両血管
の中央を横切っている。図３ｄにおいては、画像平面
は、両血管のより小さな断面部分に下り、図３ｅの平面
３ｅは、大きな血管５６中の辺縁部の血液流のみを横切
っている。
【００１８】図３ａ〜３ｅの画像は処理され、図５ｂに
図示したように、三次元表示内に共に表示される。三次
元画像は、いかなる構造画像の重なりもないパワードッ
プラー情報から成っていることが分かる。これは、図５
ｂの三次元パワードップラー画像８０と、図５ａ中の分
岐５２の同様の縮尺のレンダリングとを比較することに
よりはっきりと理解できる。図５ａのレンダリングは、
６０および６２で示された流れている血液を含む、血管
壁５４’および５６’の構造を含むことが分かる。流れ
る血液のドップラーで採取された動きから得られた、パ
ワードップラー画像８０は、血管壁５４’および５６’
のいかなるＢモード構造もなしに表示される。血流強度
の連続性が血液が流れている流路を画定するために供さ
れるので、三次元表示から血管壁を除くことは、表示の
有効性を減少させないことが見いだされた。加えて、Ｂ
モードエコーの不存在は、画像から相当量の構造エコー
の雑音を除去する。画像は、流れの選択性、そして最大
強度パワードップラー情報のなだらかに変化する安定性
と感度によりはっきりと細分化される。
【００１９】図８は、実時間三次元表示のための一連の
平面ドップラーパワー画像を処理するための好ましい技
術を説明するためのフローチャートである。上に説明し
たように、空間座標と共にドップラーパワー表示値は、
図８の工程８０で示されるように、画像シークエンスメ
モリー３４内の一連の平面画像中に記憶される。図３ａ
〜３ｅの画像は、このような一連の２次元画像を良く説
明している。ステップ８２では、使用者制御により与え
られる処理変数（parameter）が、処理工程に転送され
る。１つの変数は、該三次元表示を観察するための観察
角度の範囲、θ１−θＭである。他の変数は、該領域内
で各観察角度の間の増分Δθである。例えば、使用者が
そのシークエンス中の第一の画像平面に垂直なある平面
内の視線に対する、＋６０゜から−６０゜までの観察角
の範囲および領域増分１゜を入力することができる。こ
れらの入力から、必要な三次元投影の数は、ステップ８
２で計算される。この例においては、１２１の投影が、
１゜の増分で、１２０゜の範囲の表示に必要である。
【００２０】処理工程は、必要な一連の１２１個の最大
強度投影の作成を開始する。工程８４において、走査変
換器および表示処理器３２による、連続処理のために、
平面ドップラー画像が画像シークエンスメモリーから呼
び出される。工程８６において、各平面画像は、観察角
θｎの１つに回転され、次いで観察平面に投影し直され
る。工程８８において、投影された平面画像の画素は、
最大強度を基準に蓄積される。各投影された平面画像
は、先に蓄積された投影画像上であるが、観察角と平面
間間隔の関数である画像平面内の置き換えられた位置に
重ねられる： 観察角が大きくなるにつれて、１つの画
像毎の置き換えの変位量は大きくなる。蓄積された画像
から選択される表示画素は、画像中の各点で蓄積された
重ねられた画素の全てから画像平面中の各点で採取され
た最大強度画素である。これは効果的に、観察者と三次
元画像との間の全ての視線に沿って観察者によって観察
されるドップラーパワーの最大強度を与える。好ましい
具体的において、Ｙ軸についての回転後の画像点の（im
age point)の再配置、投影および置き換えは、以下のよ
うに表わされる；
【００２１】
【数２】
【００２２】そしてＸ軸についての回転後の画像点の再
配置、投影および置き換えは、以下のように表わされ
る。
【００２３】
【数３】
【００２４】ここに、θは、回転角であり、（Ｘ，Ｙ，
Ｚ）は、再配置される前の点の座標であり、そして
（Ｘ’，Ｙ’）は、再配置後の観察平面内の点の座標で
ある。
【００２５】全平面画像が回転され、投影され、置換さ
れ、重ねられ、そして各画素での最大強度が選択された
後、観察角θｎについて作成された三次元画像が、一連
の三次元画像中の明度変調白黒画像として画像シークエ
ンスメモリー３４に記憶される。工程９２においては、
処理工程は、工程８４に戻り、一連の全三次元画像がメ
モリーに記憶されるまで、工程８４〜９２の間を進行す
る。本実施例において、これは、＋６０゜から−６０゜
の範囲での１２１個の一連の三次元画像である。
【００２６】記憶された三次元シークエンスは、使用者
の指令により呼び出され、工程９４での表示に利用可能
である。シークエンスが呼び出され、実時間で表示され
ると、使用者は、平面画像が得られた立体領域内で生起
する運動または体液の流れの三次元表示を見ることとな
る。該立体領域は、あたかも使用者が、該領域を動き回
り、変化する観察角から運動または流れを観察している
かのように、三次元的に観察される。この特定の例にお
いて、使用者は、この立体領域の周り、１２０゜の観察
角の範囲を動いているような印象を持つ。観察者はシー
クエンスの中を行き来することができ、２方向に該立体
領域を動き回るような印象を受ける。
【００２７】図６ａ〜６ｄは、手動画像平面走査から生
じることがある画像平面の不均一間隔の影響を説明して
いる。図６ａは、大きな血管５６の平面図であり、参考
のために、血管壁５６’に囲まれている血液流６０を示
している。図６ｂは、血管を横切って取られた他の一連
の５つの画像平面を示しているが、しかし図４のシーク
エンスとは異なり、これらの画像平面は、不均一に間隔
を取られている。より狭い間隔の画像平面４と５よりも
画像平面１と２が、より広い間隔を置かれている。この
ような間隔取りは、例えば、画像平面１と２を得るとき
プローブをより速くスライドさせ、画像平面４と５の位
置に近づくにつれてゆっくり動かすときに生じる。この
シークエンスは、血管５６の上の皮膚を次第にゆっくり
とした速度で左から右にプローブを手動でスライドさせ
ることにより得られる。
【００２８】本発明の構成具体的において、画像平面
は、画像立体の中を均一に間隔取りされており、同様に
処理され、表示されることを前提としている。図６ｃ
は、表示用均一に間隔空けされたときの、上からの図６
ｂの５つの画像平面を示している。この間隔空けの結果
は、図６ｄにより容易に見ることができ、そこでは説明
を容易にするために、血液流と血管壁５６”の間の境界
が、再接合されている。７８の矢印は、均一画像平面間
隔を図示しており、それは、図６ｂの画像平面１と２の
間隔よりはわずかに小さく、該図の画像平面５と６の間
隔よりはわずかに大きい。その効果は、血液流域の実際
の比に比べて血液流の断面積を、流れ領域の左側が圧縮
され、右側が拡張され、わずかに細長い外観を与える。
【００２９】本発明者らは、三次元画像の縦横比のこの
歪が、三次元表示の全体的効果をひどく損なうものでは
ないことを観察している。このような縦横比の歪にも拘
らず、該三次元画像は、血管の関連経路および配置、そ
して２次元表示では達成できないような血管内の流れの
連続性または狭窄症を示し続けることができる。流路の
連続性および表示の有効性は、最大信号強度基準による
ドップラーパワー表示により向上する。取得角度の範囲
から画像平面が、得られるとき、最大強度表示の使用
は、ドップラー角効果から生じる感度変化を減少させる
効果を有する。画像平面は、血流情報の表面レンダリン
グまたは透視図の形で、同時に表示することができる
が、好ましい表示は、上記したような、立体領域の結合
画像の最大強度画素の明度変化による白黒表示である。
腎臓などの器官内の血液供給の流れおよび潅流は、２次
元表示で達成されるよりも三次元パワードップラー画像
によって、より完全に表示される。この技術は、例え
ば、器官移植成功の評価のために極めて適している。
【００３０】もし希望するなら、手動三次元走査の正確
さを向上させるために、簡単な補助器具を提供すること
ができる。このような１つの補助具が、図７に示され、
外科用テープの透明な細片上に印刷された物差しから成
っている。このテープは、プローブに隣接する患者の皮
膚に接着され、参照として使用されるプローブ上の標識
１３によって該スローブは、スケールに沿って動かされ
る。画像平面は、スケール上の標識毎に得られ、または
スケールを、２０秒など所定時間内に横断させる。他の
補助具は、プローブの動きをいつ始め、終了するか、そ
して動いているプローブが、スケール上の各標識をいつ
通過すべきかを使用者に伝える可聴信号または光なども
超音波装置によって提供されうる。
【００３１】特に図８のものを含む本発明の画像処理技
術は、解剖学的に正確な画像の表示のための画像平面の
位置検出と共に得られた一連の平面画像に適用すること
ができる。画像平面および相互の関係で各平面内の関係
を検出するための有効なドップラー技術が、米国特許第
５，１２７，４０９号に記載されている。画像平面また
はラインの位置を相互の関係で知るとき、三次元処理器
はもはや、２次元平面の間の均一間隔を前提とする必要
はないが、より幾何学的に正確な三次元画像を作成する
ためには、三次元表示素子の間の測定された間隔を利用
することができる。
【００３２】本発明を要約すると、パワードップラー信
号情報を利用した三次元超音波画像表示を作成するため
の超音波診断装置および走査技術が開示される。好まし
い具体例においては、パワードップラー信号情報が、画
像雑音を減少させ、三次元画像細分化をするために、構
造（Ｂモード）情報なしで表示される。超音波走査技術
が、特別に製造された走査機構または装置の必要なし
に、患者を手動での走査を通じてパワードップラー強度
の診断用三次元超音波画像を得るための超音波走査技術
が提供される。
【００３３】
【発明の効果】超音波画像には、残響、多経路エコー、
可干渉波の干渉など多くの原因から虚像が発生する。こ
れら虚像が画像の雑音として現われる。画像の雑音は、
医者が診断しようとしている病変に干渉し、それを隠蔽
することがあるため、画像を三次元方式で表示するとき
に、特に問題となる。本発明は、超音波ドップラー情報
信号の使用により不明瞭な雑音の問題を解決する。
【図面の簡単な説明】
【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。
【図２】 患者の体内の分岐の手動走査を説明してい
る。
【図３】 図２の分岐から得られた一連の２次元ドップ
ラーパワー画像を示している。
【図４】 図３ａ〜３ｅの画像平面の、図２の分岐の構
造との関係を示している。
【図５】 図５ａおよび５ｂは、図２の分岐の、該分岐
の血流の三次元ドップラーパワー表示との比較である。
【図６】 図６ａ〜６ｄは、手動で得られた２次元画像
平面の三次元的関係を示している。
【図７】 手動で得られた均一間隔画像平面用の走査補
助具を示す。
【図８】 三次元表示のためのドップラーパワー画像を
処理するための好ましい技術を説明するのに使用される
フローチャートである。
【符号の説明】
１０・・・超音波プローブ、１２・・・ 多素子変換器、１４・
・・発信器／受信器、１６・・・ビーム発生器、１８・・・Ｉ，
Ｑ復調器、２０・・・ウォールフィルター、２２・・・ドップ
ラーシフト計算器、２４・・・ドップラーパワー計算器、
２６・・・速度画像処理器、２８・・・ パワー画像処理器、
３０・・・ Ｂモード処理器、３２・・・ 表示処理器、３４・・
・ 画像シークエンスメモリー、３６・・・ ピーク検出器、
４０・・・ 表示装置、５２・・・ 分岐、６４・・・ 画像平面
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ゲーリー・アレン・シュワルツ アメリカ合衆国98115ワシントン州、シア トル、第6244−29番アベニュー・エヌ・イ ー (72)発明者 パトリック・ルネ・ペスク アメリカ合衆国98011ワシントン州、ボゼ ル、第17300ー102番アベニュー・エヌ・イ ー (72)発明者 ジェンス・ウルリッチ・キストガード アメリカ合衆国98155ワシントン州、シア トル、第4716・エヌ・イー・第187番プレ ース

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 体内の立体領域に対して超音波を発信
    する発信器；該領域内の空間位置からの超音波ドップラ
    ー情報信号を受信する受信器；該領域内の該位置から受
    信したドップラーパワー強度を測定するために、該超音
    波ドップラー情報信号を処理するプロセッサ；及び、 三次元表示内に、空間基準で該ドップラーパワー強度を
    表示する表示装置；からなる、体内の三次元超音波画像
    を作成する超音波診断画像処理装置。
  2. 【請求項２】 前記プロセッサが、該領域内の該位置か
    ら受信される最大ドップラーパワー強度を測定するため
    に、該超音波ドップラー情報信号を処理する手段からな
    り；そしてここに前記表示装置が、三次元表示内に空間
    基準で該位置の該最大ドップラーパワー強度を表示する
    装置であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診
    断画像処理装置。
  3. 【請求項３】 該発信器が、体内の立体領域の一連の平
    面領域に超音波を発信し；ここに、該受信器が、該平面
    領域内の空間位置からの超音波ドップラー情報信号を受
    信することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断画
    像処理装置。
  4. 【請求項４】 該プロセッサが、各該画像平面内の該位
    置から受信されるドップラーパワー強度を測定するため
    に、空間関連画像平面内の該超音波ドップラー情報信号
    を処理し；そして、 ここに該表示装置が、三次元表示内に空間基準で多数の
    該画像平面の該ドップラーパワー強度を同時に表示する
    ことを特徴とする請求項３に記載の方法。
  5. 【請求項５】 該プロセッサが、該空間関連画像平面の
    組み合わせ中の各点での最大ドップラーパワー強度を識
    別し；ここに該表示装置が、三次元表示内に空間基準で
    該識別された最大ドップラーパワー強度を表示すること
    を特徴とする請求項４に記載の超音波診断画像処理装
    置。
  6. 【請求項６】 該表示装置が、三次元表示内に構造エコ
    ー情報信号なしで、空間基準で該ドップラーパワー強度
    を表示することを特徴とする請求項１に記載の超音波診
    断画像処理装置。
  7. 【請求項７】 該発信器が、該身体と接触しつつ手動で
    動かされる超音波変換器プローブを有することを特徴と
    する請求項１に記載の超音波診断画像処理装置。
  8. 【請求項８】 体内の三次元表示を提供可能な超音波診
    断画像処理装置において：体内の立体領域に対して超音
    波を発信し、そして該領域内の空間位置から戻る超音波
    ドップラー情報信号を受信するための超音波変換器プロ
    ーブ；該超音波ドップラー情報信号に応答して、該領域
    内の該位置に対応するドップラーパワー強度信号を作成
    するためのパワードップラー処理器；三次元画像表示内
    の表示のために該ドップラーパワー強度信号を処理する
    ための画像処理器；および、 該画像処理器に接続する該三次元画像を表示する表示装
    置、からなる超音波診断画像処理装置。
  9. 【請求項９】 該画像処理器が、該ドップラーパワー強
    度信号に応答して、該領域の最大ドップラーパワー強度
    画像を作成するための手段を有することを特徴とする請
    求項８に記載の超音波診断画像処理装置。
  10. 【請求項１０】 該超音波変換器プローブが、身体内部
    の立体領域の一連の画像平面に対して超音波を発信し、
    該領域の該画像平面内の空間位置から戻る超音波ドップ
    ラー情報信号を受信する手段を有することを特徴とする
    請求項９に記載の超音波診断画像処理装置。
  11. 【請求項１１】 該画像処理器がさらに、各該画像平面
    内の位置に対応するドップラーパワー強度を測定するた
    めに、空間関連画像平面内の該ドップラーパワー強度信
    号を処理するための手段を有し；そして該表示装置がさ
    らに、三次元表示内に空間基準で、多数の該画像平面の
    該ドップラーパワー強度を同時に表示する手段を有する
    ことを特徴とする請求項１０に記載の超音波診断画像処
    理装置。
  12. 【請求項１２】 該画像処理器がさらに、三次元画像表
    示内に組織構造情報無しの表示のための該ドップラーパ
    ワー強度信号を処理するための手段を有することを特徴
    とする請求項８に記載の超音波診断画像処理装置。
  13. 【請求項１３】 該超音波変換器プローブが、該領域内
    の一連の空間関連画像平面を走査するために、手動で該
    立体領域に関して動かされる手動走査装置を有すること
    を特徴とする請求項１２に記載の超音波診断画像処理装
    置。
  14. 【請求項１４】 手動で走査され、身体内部の容積領域
    上を発信超音波で掃引し、プローブ位置検知回路又はプ
    ローブ支持装置の助けなしに、該領域内の空間位置から
    戻る超音波情報信号を受信するための超音波変換器プロ
    ーブ；該超音波情報信号を処理し、三次元画像表示に表
    示するための画像プロセッサ；及び該画像プロセッサに
    接続し、該三次元画像を表示する表示装置からなる、身
    体内部の三次元表示を提供可能な超音波診断画像処理装
    置。
  15. 【請求項１５】 該画像プロセッサが、平面間間隔を定
    量化することなく取得シーケンス基準で該超音波情報信
    号を処理することを特徴とする請求項１４に記載の超音
    波診断画像処理装置。
  16. 【請求項１６】 該画像プロセッサが、均一平面間間隔
    基準で操作されることを特徴とする請求項１５に記載の
    超音波診断画像処理装置。
  17. 【請求項１７】 該画像プロセッサがさらにドップラー
    プロセッサからなり；そしてここに、該表示装置が、三
    次元画像表示中の該領域の動き又は流れの位置を表示す
    ることを特徴とする請求項１４に記載の超音波診断画像
    処理装置。
  18. 【請求項１８】 身体内部の容積領域に超音波を発信
    し、そして該領域内部の空間位置での動き又は流れから
    戻る超音波情報信号を受信する超音波変換器プローブ；
    該超音波情報信号を処理し、方向成分なしで、動き又は
    流れが存在する該領域内の位置を特定する表示信号を作
    成する、信号プロセッサ；及び該動き又は流れの方向を
    識別しない三次元画像表示中の空間基準で該表示信号を
    表示するための、信号プロセッサに接続する表示装置、
    からなる身体内部の三次元表示を提供可能な超音波診断
    画像処理装置
  19. 【請求項１９】 該信号プロセッサが、ドップラー信号
    プロセッサからなることを特徴とする請求項１８に記載
    の超音波診断画像処理装置。
  20. 【請求項２０】 身体内部の容積領域に超音波を発信
    し、そして該領域内部の空間位置での動き又は流れから
    戻るドップラー情報信号を受信する超音波変換器プロー
    ブ；該ドップラー情報信号をドップラー処理し、該容積
    領域内の位置での動き又は流れの程度に関連してドップ
    ラー強度信号を生じさせる信号プロセッサ；及び該ドッ
    プラー強度信号に応答し、三次元画像表示中の空間基準
    で、動き又は流れが存在する該位置を表示する表示装
    置、からなる身体内部の三次元表示を提供可能な超音波
    診断画像処理装置
  21. 【請求項２１】 該ドップラー情報信号が血流から戻
    り、ここに該三次元画像表示が該血流の方向については
    不明瞭である、請求項２０に記載の超音波診断画像処理
    装置。
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