JPH11151240A - 投影画像表示方法、投影画像生成方法および装置並びに医用画像装置 - Google Patents
投影画像表示方法、投影画像生成方法および装置並びに医用画像装置Info
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- JPH11151240A JPH11151240A JP9322716A JP32271697A JPH11151240A JP H11151240 A JPH11151240 A JP H11151240A JP 9322716 A JP9322716 A JP 9322716A JP 32271697 A JP32271697 A JP 32271697A JP H11151240 A JPH11151240 A JP H11151240A
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Abstract
示方法、投影画像生成方法および装置、並びに、そのよ
うな投影画像生成装置を備えた医用画像装置を実現す
る。 【解決手段】 投影画像304を回転させながら表示す
るにあたり、投影画像に対して相対位置が固定された平
面の像306を投影画像と一緒に回転させて表示する。
Description
法、投影画像生成方法および装置並びに医用画像装置に
関し、特に、投影画像を回転させながら表示する投影画
像表示方法、投影方向を変更しながら投影画像を逐次生
成する投影画像生成方法および装置、並びに、そのよう
な投影画像生成装置を備えた医用画像装置に関する。
で走査し、エコー(echo)受信信号に基づいてその領域の
内部状態を画像化したとき、3次元座標空間の画像デー
タ(data)を、例えば、最大値投影(maximum intensity p
rojection)または最小値投影(minimum intensity proje
ction)して、投影画像を求めることが行われる。
信号によるもの(ドップラ像)である場合は、最大値投
影により例えば血流等の投影画像が得られる。ドップラ
像の中でも、ドップラ信号のパワー(power) の2次元分
布を示すPDI(power Doppler indication)像が最大値
投影に好適であるが、血流等の流速の2次元分布を示す
CFM(color flow mapping)像を利用することも可能で
ある。画像データがエコーの強度信号によるもの(Bモ
ード(mode)像)である場合は、最小値投影によって例え
ば血流等の投影画像が得られる。
数個生成し、順次に表示することにより、連続的に回転
する投影画像を得るようにしている。回転する投影画像
では、回転中心から距離に応じて投影画像の各部の動き
に差がでるので、そのような動きを観察することにより
投影画像の各部の前後関係を把握し、表示像の3次元的
形状を認識するようにしている。
る投影画像に基づいて表示像の3次元的形状を認識する
場合、観察者によっては、画像の回転の方向が逆に見
え、各部の前後関係が混乱し3次元的形状を認識できな
い場合がある。すなわち、上記の方法は、観察者の印象
形成能力に応じて、3次元的形状の認識に個人差が生じ
るという問題がある。
されたもので、その目的は、3次元的形状の認識を容易
にする投影画像表示方法、投影画像生成方法および装
置、並びに、そのような投影画像生成装置を備えた医用
画像装置を実現することである。
する第1の発明は、投影画像を回転させながら表示する
投影画像表示方法であって、前記投影画像に対して相対
位置が固定された平面の投影像を前記投影画像とともに
表示する、ことを特徴とする。 (2)上記の課題を解決する第2の発明は、3次元座標
空間の画像データに基づき、投影方向を変化させながら
投影画像を逐次生成する投影画像生成方法であって、前
記3次元座標空間における平面の投影像を前記投影画像
とともに生成する、ことを特徴とする。
は、3次元座標空間の画像データに基づき、投影方向を
変化させながら投影画像を逐次生成する投影画像生成装
置であって、前記3次元座標空間における平面の投影像
を前記投影画像とともに生成する画像生成手段、を具備
することを特徴とする。
は、被検体内の3次元領域を撮像して3次元座標空間の
画像データを獲得する医用画像獲得手段と、前記医用画
像獲得手段が獲得した画像データに基づく投影画像およ
び前記3次元座標空間における平面の投影像を投影方向
を変化させながら逐次生成する画像生成手段と、を具備
することを特徴とする。
投影画像を最大値投影によって形成することが、超音波
ドップラ像に基づく血流像等を得る点で好ましい。ま
た、第1の発明乃至第4の発明において、前記投影画像
を最小値投影によって形成することが、超音波Bモード
像に基づく血流像等を得る点で好ましい。
て、前記平面の投影像が、表面に模様を持つことが識別
を容易にする点で好ましい。また、第2の発明乃至第4
の発明において、前記投影画像が前記3次元座標空間を
表す6面体の稜線像を伴うことが、投影画像の3次元的
把握を容易にする点で好ましい。
影像が、前記被検体の断層像であることが体内での前記
投影画像の位置関係を明確にする点で好ましい。 (作用)本発明では、投影画像に対して相対位置が固定
された平面の投影像を生成し、3次元的形状の認識の助
けとする。
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。
図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。
本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形
態の一例が示される。本装置の動作によって、本発明の
方法に関する実施の形態の一例が示される。
示すように、本装置は、信号採取部2を有する。信号採
取部2は、被検体4から医用画像生成のための信号を採
取するものである。
じて様々な形態のものが用いられる。例えば、超音波撮
像装置では、被検体4内に超音波を送波してそのエコー
を受信する超音波プローブ(probe) が用いられる。X線
CT(computed tomography)装置では、被検体4をスキ
ャン(scan)するX線照射・検出系を備えたガントリ(gan
try)が用いられる。磁気共鳴撮像(MRI : magnetic reso
nance imaging)装置では、磁気共鳴を利用して被検体4
から信号を採取するマグネットシステム(magnet syste
m) が用いられる。このような信号採取部2は、いずれ
も既存のものを利用することができる。その他の医用画
像装置でも、その種類に応じてそれぞれ既存のものを用
いることができる。
被検体4から採取した信号を画像生成部6に入力するよ
うになっている。画像生成部6は、信号採取部2から入
力された信号に基づいて画像を生成するようになってい
る。信号採取部2および画像生成部6は、本発明におけ
る医用画像獲得手段の実施の形態の一例である。
じて様々な形態のものが用いられる。例えば、超音波撮
像装置では、超音波エコーの強度に基づいてBモード(m
ode)像を求める装置、あるいは、エコーのドップラ(Dop
pler) 信号に基づいてドップラ像を求める装置が用いら
れる。ドップラ像には、PDI像とCFM像とがある。
(view)の投影データを逆投影して断層像を再構成する装
置(コンピュータ(computer)等)が用いられる。MRI
装置では、磁気共鳴信号の逆フーリエ(Fourie)変換によ
り画像を再構成する装置(コンピュータ等)が用いられ
る。これらの画像生成部6はいずれも既存のものを用い
ることができる。その他の医用画像装置でも、その種類
に応じてそれぞれ既存のものを用いることができる。
ている。画像処理部8は、画像生成部6が生成した画像
を取り込んで、投影画像生成のための画像処理を行うも
のである。画像処理部8は、本発明における画像生成手
段の実施の形態の一例である。画像処理部8は、例えば
コンピュータ(computer)等を用いて構成される。画像処
理部8については後にあらためて説明する。
画像処理部8から出力された画像およびその他の情報を
表示するようになっている。表示部10は例えばカラー
・グラフィックディスプレイ(color graphic display)
装置等で構成される。
像処理部8および表示部10は制御部14に接続されて
いる。制御部14は例えばコンピュータ等を用いて構成
される。制御部14は、それら各部に制御信号を与えて
その動作を制御するようになっている。また、各部から
制御部14に状態報知信号等が入力されるようになって
いる。
作者により各種の指令や情報等を入力できるようになっ
ている。操作部16は、例えば、キーボード(keyboard)
やその他の操作具を備えた操作卓等で構成される。画像
処理部8、表示部10、制御部14および操作部16
は、本発明の投影画像生成装置の実施の形態の一例であ
る。
す。同図に示すように、画像処理部8は画像メモリ(mem
ory)80を有する。画像メモリ80は、画像生成部6か
ら入力された、例えば図3に示すような画像データ30
を記憶するようになってる。画像データ30は、被検体
4内の3次元領域に関する画像データである。x,y,
zは互いに垂直な座標軸である。
像302を表す画像データによって構成される。断層像
302は、xz面に平行な断面の像である。複数の断層
像302は、y軸上の位置がそれぞれ異なる。断層像3
02には血流像304が含まれている。なお、断層像お
よび血流像への符号付けはそれぞれ1個所で代表する。
ている。演算装置82は、画像メモリ80の画像データ
30に基づいて投影画像を生成するようになっている。
投影画像の生成は、血流像304が例えばドップラ像や
造影画像等のように高輝度像として得られているとき
は、最大値投影によって行う。それに対して、超音波の
Bモード像における血流像のように低輝度像として得ら
れたときは、最小値投影により投影画像を生成する。
において投影方向32を設定し、投影方向32に垂直に
設定した投影面34への投影画像を求める。そのため
に、投影面34に投影画像の画素に相当する複数の格子
点36を設定し、各格子点36ごとに、投影方向32に
平行な視線38を設定する。なお、格子点および視線へ
の符号付けはそれぞれ1箇所で代表する。
例えば図4の(a)に示すように、視線38上の画像デ
ータ(画素値)の最大値を採用することにより、最大値
投影画像を得る。また、例えば同図の(b)に示すよう
に、視線38上の画像データの最小値を採用することに
より、最小値投影画像を得る。
は、図3に示すように、3次元座標空間において、例え
ばy方向での画像データ30の後ろに平面像306の画
像データを付加し、この状態で最大値投影または最小値
投影を行う。平面像306は、例えば断層像302に平
行な面(xz面)の像とし、その画素値は、例えば全面
にわたって一様なものとする。
合、例えば、血流像304の画素値より小さいが血流像
304以外の像の画素値より大きい値とし、最小値投影
の場合は、例えば、血流像304の画素値より大きいが
血流像304以外の像の画素値より小さい値とする。そ
のような値の具体的な設定方法については、後にあらた
めて説明する。
ータ30から、上記のようにして投影画像を生成する
と、血流像304が存在する部分を通過した視線38上
では血流像304の画像データが投影値として得られ、
血流像304が存在しない部分を通過した視線38上で
は平面像306の画像データが投影値として得られる。
これによって、例えば図5に示すように、血流像304
と平面像306との組み合わせからなる投影画像が生成
される。
代わりに、例えば格子模様や市松模様等のような適宜の
図形パターンを持つものとしても良い。これは平面像3
06の識別性を良くする点で好ましい。
血流像304の画像データよりも値の大きな(高輝度
の)画像データで形成するようにしても良い。ただし、
平面像306より手前にある血流像304を優先的に投
影するために、概略、次のような手法を用いる。
値に対して適宜の閾値dを定め、視線38に沿ってその
深さ方向に逐次最大値を求めて行く過程で、画素値が一
旦閾値dを越え次に閾値dより低下したとき、最大値の
探索を打ち切るものである。これによって、それまでに
得られた最大値が投影値となる。したがって、このと
き、視線38の方向の最奥の平面像306の画素値は、
その値の如何に関わらず投影されず、血流像304の投
影画像を得ることができる。視線38が血流像304を
通過しないところでは、平面像306の画素値が投影さ
れることはいうまでもない。なお、このような最大値探
索具体例については、後にあらためて説明する。
や模様等を与える画像データは、血流像304の画像デ
ータより値が大きなものでも良く、平面像306を形成
する画像データについての制約をなくすことができる。
したがって、断層像302がドップラ像である場合、平
面像306を、y方向の最奥の断面のBモード像とする
ことができ、しかも、Bモード像の高輝度部分が血流像
304の前に出ることがない。このようにBモード像を
用いるのは、血流像304と体内組織との位置関係を明
確にする点で好ましい。
memory)84が接続されている。フレームメモリ84
は、演算装置82が上記のように生成した投影画像の画
像データを記憶するようになっている。
10に与えられ、例えば図7に示すような可視像として
表示される。図7において、血流像304と平面像30
6は、画素値の相違に基づき輝度または色を変えて表示
し、観察者が両者を区別できるようにしている。平面像
306が模様画像あるいはBモード像である場合は、必
ずしも色を変える必要はない。なお、表示にあたり、画
像データ30が存在する3次元座標空間を表す6面体3
08の稜線を同時に表示するのが、観察者の便宜をはか
る点で好ましい。
変えながら投影画像を逐一生成するようになっている。
投影方向32が少しずつ異なる投影画像が表示部10で
順次に表示されることにより、画像が回転しているよう
な視覚的効果が得られる。
図8の(b)は図3におけるxz面に正対して投影した
投影画像であり、この状態から投影方向をxz面に関し
て左右に振ることにより、同図の(a)または(c)に
示すように、血流像304と平面像306の形状が変化
し、また、6面体308を示す稜線の位置が変化する。
は、血流像304が平面像306から突出している印象
を与えるので、奥行き感が明確になり、血流像304の
3次元的形状を認識し易くなる。また、回転の方向も明
瞭に認識することができる。
奥に限るものではなく、断層像302の連なりの途中に
置くようにしても良い。そのようにした場合、例えば図
9に示すように、血流像304が平面像306を貫通す
る形で表示される。このような表示像でも、平面像30
6を頼りにして血流像304の3次元的形状を容易に把
握することができる。
である必要はなく、3次元座標空間において位置が固定
されたものであれば良い。 (動作)本装置の動作を説明する。操作部16を通じて
操作者から与えられる指令に基づき、制御部14による
制御の下で本装置の動作が進行する。
を示す。先ず、ステップ(step)502で被検体4の医用
画像獲得を行う。すなわち、信号採取部2によって被検
体4から信号を採取し、その信号に基づいて画像生成部
6によって画像を生成する。信号の採取は被検体4の体
内の3次元領域について行い、それに基づいて3次元領
域の画像を生成する。画像は、図3に示したように、被
検体4内の3次元領域における複数の断層像302とし
て生成する。
ば、超音波撮像装置では、超音波プローブを超音波の走
査面に垂直に漸次移動させる3次元走査を行い、各断面
の断層像を撮像することによって行う。また、X線CT
装置またはMRI装置ではマルチスライス・スキャン(m
ulti-slice scan)による撮像によって行う。その場合、
必要に応じて、予め被検体4に造影剤等を注入する。
画像メモリ80に取り込む。これによって、画像データ
30が画像メモリ80に記憶される。次に、ステップ5
06で、操作者が操作部16を通じて、平面像306の
種類および3次元座標空間における配置を指定し、ま
た、投影方向を指定する。投影方向は、例えば、xz面
に正対する方向を中心とする左右45°の範囲で1°刻
みに指定する。なお、それに限らず、3次元座標空間に
おける所望の複数の方向を任意に指定して良い。
より投影画像の生成を行う。投影画像の生成は、指定さ
れた複数の投影方向において順次に行う。投影画像の生
成方法は前述した通りである。
う。これにより投影画像が表示部10で表示される。投
影方向の変化に伴って、表示像の形状が例えば図8に示
したように変化し、観察者に画像が回転している印象を
与える。このとき、回転画像に平面像306が含まれる
ことにより、それを頼りとして血流像304の立体的形
状を容易に把握することができる。また、画像の回転方
向も明瞭に識別することができる。
を持たせるようにした例であるが、画像処理部8、表示
部10、制御部14および操作部16に相当する機能
を、例えばドクターコンソール(doctor console)やワー
クステーション(work station)あるいはパーソナルコン
ピュータ(personal computer) 等により、医用画像装置
とは別体に構成し、医用画像装置に接続して撮像画像を
取得し、それに基づいて上記のような投影画像を生成す
るようにしても良いのは勿論である。この場合、ドクタ
ーコンソールやワークステーションあるいはパーソナル
コンピュータ等は、本発明における投影画像生成装置の
実施の形態の一例である。
具体例に、医用画像装置が超音波撮像装置である場合に
ついて説明する。図11に、超音波撮像装置のブロック
図を示す。超音波撮像装置は、本発明の医用画像装置の
実施の形態の一例である。
うに、本装置は、超音波プローブ(probe) 72を有す
る。超音波プローブ72は、図示しない超音波振動子ア
レイ(array) を有する。超音波振動子アレイは、例えば
前方に張り出した円弧に沿って形成されている。すなわ
ち、超音波プローブ72はコンベックスプローブ(conve
x probe)となっている。超音波プローブ72は、図示し
ない操作者により被検体74に当接されて使用される。
されている。送受信部76は、超音波プローブ72に駆
動信号を与えて被検体74内に超音波を送波させるよう
になっている。送受信部76は、また、超音波プローブ
72が受波した被検体74からのエコー信号を受信する
ようになっている。
す。同図において、送波タイミング(timing)発生回路6
02は、送波タイミング信号を周期的に発生して送波ビ
ームフォーマ(beamformer)604に入力するようになっ
ている。
ング信号に基づいて、送波ビームフォーミング(beam fo
rming)信号、すなわち、超音波振動子アレイ中の複数の
超音波トランスデューサ(transducer)を時間差をもって
駆動する複数の駆動信号を発生し、送受切換回路606
に入力するようになっている。
セレクタ(selector)608に入力するようになってい
る。セレクタ608は、超音波トランスデューサのアレ
イの中から送波アパーチャ(aperture)を構成する複数の
超音波トランスデューサを選択し、それらに複数の駆動
信号をそれぞれ与えるようになっている。
駆動信号の時間差に対応した位相差を持つ複数の超音波
をぞれぞれ発生する。それら超音波の波面合成によって
超音波ビームが形成される。超音波ビームの送波方向
は、セレクタ608が選択する送波アパーチャによって
定まる。
生回路602が発生する送波タイミング信号により、一
定の時間間隔で繰り返し行われる。超音波ビームの送波
方向は、セレクタ608で送波アパーチャを切り換える
ことにより順次変更される。それによって、被検体74
の内部が、超音波ビームが形成する音線によって走査さ
れる。すなわち被検体74の内部が音線順次で走査され
る。
デューサのアレイの中から受波アパーチャを構成する複
数の超音波トランスデューサを選択し、それら超音波ト
ランスデューサが受信した複数のエコー信号を送受切換
回路606に入力するようになっている。
を受波ビームフォーマ610に入力するようになってい
る。受波ビームフォーマ610は、複数のエコー受信信
号に時間差を付与して位相を調整し、次いでそれら加算
して受波のビームフォーミング、すなわち、受波音線上
のエコー受信信号を形成するようになっている。セレク
タ608により、受波の音線も送波に合わせて走査され
る。
よって、例えば図13に示すような走査が行われる。す
なわち、同図に示すように、放射点200から発する音
線202が円弧204上を移動することにより、扇面状
の2次元領域206がθ方向に走査され、いわゆるコン
ベックススキャンが行われる。音線202を超音波の送
波方向(z方向)とは反対方向に延長したとき、全ての
音線が一点208で交わるようになっている。点208
は全ての音線の発散点となる。操作者は、超音波プロー
ブ72を2次元領域206と垂直な方向に漸次移動させ
ることにより、3次元走査を行う。
ドップラ処理部12に接続されている。送受信部76か
ら出力される音線毎のエコー受信信号は、Bモード処理
部710およびドップラ処理部712に入力される。超
音波プローブ72、送受信部76、Bモード処理部71
0およびドップラ処理部712からなる部分は、本発明
における医用画像獲得手段の実施の形態の一例である。
タを形成するものである。Bモード処理部710は、図
14に示すように対数増幅回路102と包絡線検波回路
104を備えている。Bモード処理部710は、対数増
幅回路102でエコー受信信号を対数増幅し、包絡線検
波回路104で包絡線検波して音線上の個々の反射点で
のエコーの強度を表す信号、すなわちAスコープ(scop
e) 信号を得て、このAスコープ信号の各瞬時の振幅を
それぞれ輝度値として、Bモード画像データを形成する
ようになっている。
タを形成するものである。ドップラ処理部712は、図
15に示すように直交検波回路120、MTIフィルタ
(moving target indication filter) 122、自己相関
回路124、平均流速演算回路126、分散演算回路1
28およびパワー演算回路130を備えている。
20でエコー受信信号を直交検波し、MTIフィルタ1
22でMTI処理し、自己相関回路124で自己相関演
算を行い、平均流速演算回路126で自己相関演算結果
から平均流速を求め、分散演算回路128で自己相関演
算結果から流速の分散を求め、パワー演算回路130で
自己相関演算結果からドプラ信号のパワーを求めるよう
になっている。
他のドップラ信号源(以下、血流等という)の平均流速
とその分散およびドプラ信号のパワーを表すそれぞれの
データ、すなわち、ドップラ画像データが音線毎に得ら
れる。なお、流速は音線方向の成分として得られる。流
れの方向は、近づく方向と遠ざかる方向とが区別され
る。
部712は画像処理部714に接続されている。画像処
理部714は、本発明における画像生成手段の実施の形
態の一例である。画像処理部714は、Bモード処理部
710およびドップラ処理部712からそれぞれ入力さ
れるデータに基づいて、投影画像を生成するものであ
る。
に、バス(bus) 140によって接続された音線データメ
モリ(data memory) 142、ディジタル・スキャンコン
バータ(digital scan converter)144、画像メモリ1
46および画像処理プロセッサ(prosessor) 148を備
えている。
部712から音線毎に入力されたBモード画像データお
よびドップラ画像データは、音線データメモリ142に
それぞれ記憶される。これによって、音線データメモリ
142内に音線データ空間が形成される。
は、走査変換により音線データ空間のデータを物理空間
のデータに変換するものである。ディジタル・スキャン
コンバータ144によって変換された画像データは、画
像メモリ146に記憶される。すなわち、画像メモリ1
46は物理空間の画像データを記憶する。画像処理プロ
セッサ148は、音線データメモリ142および画像メ
モリ146のデータについてそれぞれ所定のデータ処理
を施すものである。データ処理の内容については後にあ
らためて説明する。
されている。表示部716は、画像処理部714から画
像信号が与えられ、それに基づいて画像を表示するよう
になっている。なお、表示部716はカラー画像が表示
可能なものとなっている。
0、ドップラ処理部712、画像処理部714および表
示部716は制御部718に接続されている。制御部7
18は、それら各部に制御信号を与えてその動作を制御
するようになっている。また、被制御の各部から各種の
報知信号が入力されるようになっている。制御部718
の制御の下で、Bモード動作およびドップラモード動作
が実行される。
ている。操作部720は操作者によって操作され、制御
部718に所望の指令や情報を入力するようになってい
る。操作部720は、例えばキーボードやその他の操作
具を備えた操作パネルで構成される。
プローブ72を被検体74の所望の個所に当接し、操作
部720を操作して、例えばBモードとドップラモード
を併用した撮像を行う。撮像は、制御部718による制
御の下で、Bモードとドップラモードの時分割動作によ
り行われる。すなわち、例えばドップラモードのスキャ
ンを数回行う度にBモードのスキャンを1回行う割合
で、Bモードとドップラモードの混合スキャンを行う。
操作者は、超音波プローブ72をスキャン面に垂直に移
動させながら3次元領域について撮影を行う。
音波プローブ72を通じて音線順次で被検体74の内部
を走査して逐一そのエコーを受信する。Bモード処理部
710は、送受信部76から入力されるエコー受信信号
を対数増幅回路102で対数増幅し包絡線検波回路10
4で包絡線検波してAスコープ信号を求め、それに基づ
いて音線毎のBモード画像データを形成する。
0から入力される音線毎のBモード画像データを音線デ
ータメモリ142に記憶する。これによって、音線デー
タメモリ142内に、Bモード画像データについての音
線データ空間が形成される。撮像が3次元領域について
行われることにより、3次元の音線データ空間が形成さ
れる。
は超音波プローブ72を通じて音線順次で被検体74の
内部を走査して逐一そのエコーを受信する。その際、1
音線当たり複数回の超音波の送波とエコーの受信が行わ
れる。
を直交検波回路120で直交検波し、MTIフィルタ1
22でMTI処理し、自己相関回路124で自己相関を
求め、自己相関結果から、平均流速演算回路126で平
均流速を求め、分散演算回路128で分散を求め、パワ
ー演算回路130でパワーを求める。
等の平均流速とその分散およびドップラ信号のパワーを
音線毎に表すドップラ画像データとなる。なお、MTI
フィルタ122でのMTI処理は1音線当たりの複数回
のエコー受信信号を用いて行われる。
2から入力される音線毎のドップラ画像データを音線デ
ータメモリ142に記憶する。その際、ドップラ画像デ
ータを、流速に分散を加えたCFM画像用の画像デー
タ、および、パワードップラ画像用の画像データとして
それぞれ書き込む。Bモード画像、CFM画像およびパ
ワードップラ画像は別々な領域に書き込まれる。
ワードップラ画像データについての音線データ空間がそ
れぞれ形成される。撮像が3次元領域について行われる
ことにより、3次元の音線データ空間が形成される。す
なわち、音線データメモリ142内に、図3に示した3
次元の画像データ30と同様な音線画像データが、Bモ
ード画像、CFM画像およびパワードップラ画像につい
てそれぞれ形成される。
メモリ142のBモード画像データ、CFM画像データ
およびパワードップラ画像データをディジタル・スキャ
ンコンバータ144でぞれぞれ走査変換して画像メモリ
146に書き込む。画像処理プロセッサ148は、Bモ
ード画像、CFM画像およびパワードップラ画像を別々
な領域に書き込む。これによって、図3に示した3次元
の画像データ30が、Bモード画像、CFM画像および
パワードップラ画像についてそれぞれ得られる。
組織の断層像を示すものとなる。CFM画像は、スキャ
ン面における血流等の速度の2次元分布を示す画像とな
る。パワードップラ画像は、スキャン面における血流等
の所在を示す画像となる。
の断面につき、Bモード画像、CFM画像またはパワー
ドップラ画像を表示部716に表示させて観察し、病変
部の診断等を行う。CFM画像またはパワードップラ画
像の表示にあたっては、Bモード画像とCFM画像(ま
たはパワードップラ画像)とを合成し、例えば図17に
示すように、組織の断層像160の上にCFM像(また
はパワードップラ像)162を重畳して表示させ、体内
組織断層像と関係付けて血流等の状態を診断するように
している。
hrome)画像として表示される。CFM像(またはパワー
ドップラ像)162はカラー画像として表示される。C
FM像は例えば赤および青によって互いに反対の血流方
向を表し、それらの輝度によって流速を示し、緑色の混
入度によって流速の分散を示す。パワードップラ像は、
例えばピンク(pink)系統の色で表示し、その輝度で信号
強度を示す。このとき、画面にはカラーバー(color ba
r) 164を同時に表示し、CFM像(またはパワード
ップラ像)162から流速(または信号強度)を読み取
りためのレファレンス(reference) としている。なお、
Bモード画像のみを表示する場合は、カラーバー164
をグレイスケール(gray scale)に変更する。
て説明する。以下では、パワードップラ画像について最
大値投影により投影画像を生成する例を説明する。操作
者は、先ず、図3に示した平面像306の画素値の設定
を行う。画素値の設定にあたり、操作者は、例えば、図
18に示すように、パワードップラ画像の画素値のヒス
トグラム(hystgram)を表示部716に表示させる。そし
て、このヒストグラム上で、カーソル(cursor)等によ
り、平面像306の画素値として、例えば血流像の画素
値より小さく非血流像の画素値より大きい画素値p1、
または、血流像の画素値より大きい画素値p2を指定す
る。画素値p1または画素値p2は平面像306を表示
するときの輝度を与える。
はp2の表示色を指定する。血流像の画素値より小さい
画素値p1に対しては、例えば青系統の色を指定する。
血流像の画素値より大きい画素値p2に対しては、例え
ばオレンジ(orange)系統の色を指定する。以下では、画
素値をp2とし、表示色をオレンジ系統とした例で説明
する。
定する。これによって、例えば図3におけるy方向の最
奥の位置が平面像306の位置として指定される。次
に、操作者は、画像データ30の投影方向を指定する。
これによって、例えば、図3におけるxy面に平行な面
内で、断面302と正対する方向(y方向)を中心とす
る左右45°の範囲が1°刻みで指定される。以上のよ
うな設定ないし指定の後に、操作者は、最大値投影によ
るパワードップラ画像の投影画像の生成を指令する。以
下、制御部718による制御の下で投影画像の生成が行
われる。
48により、例えば、画像メモリ146に記憶されたパ
ワードップラ画像に関する画像データ30について行わ
れる。画像データ30には、上記のように設定された平
面像306の画像データが付加されている。なお、操作
者の指定により、音線データメモリ142内の音線画像
データを用いて投影画像を生成するようにしても良い。
ただし、その場合、投影画像を後でディジタル・スキャ
ンコンバータ144で物理空間の画像に変換する必要が
ある。以下では、画像メモリ146の画像データについ
て投影画像を生成する例について説明する。
の生成のフロー図を図19に示す。同図に示すように、
処理すべきピクセル、すなわち、投影面34における格
子点36を選択し(S1)、この選択されたピクセルに
対応する視線38上の画像データ(ドプラパワー値P)
についてMIP処理を行う(S2)。
(set) されているかを調べる(S3)。しきい値フラグ
とは、MIP処理したドプラパワー値Pが、予め操作者
によって指定されたしきい値(図6の閾値d)を1度で
も超えたか否かを示すものであり、図示しないレジスタ
(register)にセットされたビット(bit) “1”で示され
る。
合、MIP処理したドプラパワー値Pがしきい値以上で
あれば、しきい値フラグをセットし、しきい値未満であ
れば、しきい値フラグはセットしない(S4,S5)。
ータについてMIP処理を行ったかを判定し(S8)、
未処理の画像データがある場合は最初に戻る。以上の動
作の繰返しにより、視線38の奥行方向の画像データに
ついて逐次MIP処理を行っていく。その場合、既にし
きい値フラグがセットされていた場合でも、ドプラパワ
ー値Pがしきい値未満でなければ、MIP処理を継続す
る(S6,S8)。
トされていた場合で、ドプラパワー値Pがしきい値未満
になったときは、選択されたピクセルについてのMIP
処理を終了する(S7)。これによって1つの格子点3
6についてのMIP処理が終了する。このようにして、
図6に示したようなMIP処理が行われる。
処理を終了した場合には、投影面34上の他のピクセル
(格子点)を選択して同様なMIP処理を繰り返す(S
9)。このようにして、投影面34上の全ピクセルにつ
いてのMIP処理を実行する。
幅のノイズ(noise) 若しくは被検体74の細動成分が含
まれる場合、上記のような単一のしきい値では、ノイズ
等の波形が一旦しきい値を越えた後にしきい値以下に戻
ると、MIP処理の打ち切りが生じ、正しいMIP処理
が行えなくなるおそれがある。そのような場合は、単一
のしきい値に代えて、2つのしきい値TH1およびTH
2を用いることにする。なお、TH1>TH2とする。
動作のフロー図を示す。同図では、しきい値フラグをセ
ットする条件を、ドプラパワー値が第1のしきい値TH
1以上であることとし(S4)、MIP処理を途中で終
了する条件を、ドプラパワー値が第2のしきい値TH2
未満であることとして(S6)いる。その他の処理は図
19に示したものと同様である。
り、例えば図21に示すように、ドプラパワー値Pが最
初に第1のしきい値TH1を超えてから次に第2のしき
い値TH2を下回ったときにMIP処理が終了し、その
間の最大値を得ることができる。
を用いたときは、ドプラパワー値Pが、同図に示すよう
に、ノイズ等の影響で一旦しきい値を越え次いでそれを
下回った時点で誤終了し、本来の最大値が得られないこ
とになる。
8の(a)に示したような1つの投影方向での投影画像
が生成される。投影画像は順次変更され、それに対応し
て逐一投影画像が生成される。そのような投影画像を順
次表示部716で表示することにより、例えば図8の
(a)→(b)→(c)のように回転する表示画像を得
ることができる。
4は例えばピンク系統の色で表示され、平面像306は
例えばオレンジ系統の高輝度色で表示され、6面体30
8の稜線は例えば白色で表示される。投影画像が平面像
306を伴って回転することにより、回転方向が明瞭に
なり血流像304の3次元的認識が容易になる。
れば、3次元的形状の認識を容易にする投影画像表示方
法、投影画像生成方法および装置、並びに、そのような
投影画像生成装置を備えた医用画像装置を実現すること
ができる。
である。
ック図である。
画像生成の概念図である。
値生成の概念図である。
画像の一例を示す図である。
値生成の概念図である。
画像表示の概念図である。
画像表示の概念図である。
画像表示の概念図である。
ロー図である。
図である。
受信部のブロック図である。
走査の概念図である。
モード処理部のブロック図である。
ップラ処理部のブロック図である。
像処理部のブロック図である。
像表示の概念図である。
ストグラム表示の概念図である。
理のフロー図である。
理のフロー図である。
素値生成の概念図である。
Claims (4)
- 【請求項1】 投影画像を回転させながら表示する投影
画像表示方法であって、 前記投影画像に対して相対位置が固定された平面の投影
像を前記投影画像とともに表示する、ことを特徴とする
投影画像表示方法。 - 【請求項2】 3次元座標空間の画像データに基づき、
投影方向を変化させながら投影画像を逐次生成する投影
画像生成方法であって、 前記3次元座標空間における平面の投影像を前記投影画
像とともに生成する、ことを特徴とする投影画像生成方
法。 - 【請求項3】 3次元座標空間の画像データに基づき、
投影方向を変化させながら投影画像を逐次生成する投影
画像生成装置であって、 前記3次元座標空間における平面の投影像を前記投影画
像とともに生成する画像生成手段、を具備することを特
徴とする投影画像生成装置。 - 【請求項4】 被検体内の3次元領域を撮像して3次元
座標空間の画像データを獲得する医用画像獲得手段と、 前記医用画像獲得手段が獲得した画像データに基づく投
影画像および前記3次元座標空間における平面の投影像
を投影方向を変化させながら逐次生成する画像生成手段
と、を具備することを特徴とする医用画像装置。
Priority Applications (1)
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---|---|---|---|
JP32271697A JP3936450B2 (ja) | 1997-11-25 | 1997-11-25 | 投影画像生成装置及び医用画像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
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JPH11151240A true JPH11151240A (ja) | 1999-06-08 |
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ID=18146834
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