JP2003527178A - 空間的に混合された三次元超音波画像 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 超音波プローブが身体の容積領域をスキャンすべく移動させられる。移動させられると、その領域内のターゲットが多重的な視認方向から尋問される。多重的な視認方向からのエコー・データが混合されて、空間混合画像データを形成すべく混合され、三次元表示フォーマットでの表示用に処理される。

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形成に関し、特に空間的に混合された三次元超音波画
像形成のシステム及び方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】

本願（米国特許出願）と同時係属中の米国特許出願第０９／３３５，０５８号
及び第０９／４３５，１１８号は、超音波診断画像のリアルタイム空間混合を実
行する装置及び方法を開示している。空間混合は多数の有利な地点又は視認方向
から獲得された所与のターゲットの超音波画像データが、例えば、線形的若しく
は非線形的な平均化又はフィルタリング（濾過）でそれらデータを結合すること
によって、単一の混合画像に結合される画像形成技術である。そうした混合画像
は、典型的には、従来の単一視認方向から作り出される超音波画像よりもより低
いスペックル及びより良好な正反射性の反射体描写を示す。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】

多数の技術が、空間混合の三次元（３Ｄ）容積超音波画像データへ適用を拡張
するための文献に提案されてきている。スペックル低減及びより良好な反射体描
写が三次元画像のより良好なレンダリングを遂行する能力を改善できるので、三
次元画像データは空間混合からの利益を得ることができ、それはクラッター効果
が３Ｄレンダリング・プロセスを弱らせるためである。３Ｄ空間混合スペクトル
の一方の限界は、例えば米国特許５，６５３，２３５号に記載された大型スタテ
ィック二次元超音波変換器アレイによる画像データの取得である。この米国特許
で述べられているように、もしその二次元アレイが超音波ビームを容積領域にわ
たって広範に電子的に操舵できれば、そのプローブを物理的に移動させるオペレ
ータの必要性無しに空間混合された３Ｄ画像が取得され得る。しかしながらそう
した完全電子制御型で且つ物理的移動無しのシステムはとてつもなく技術的精巧
さを必要として、未だに商業的に実現可能とされていない。

【０００４】 前記スペクトルの他方の限界は、A. Moskalik等の”Registration of Three-d
imensional Compound Ultrasound Scans of the Breast for Refraction and Mo
tion Correction”, Ultrasound in Med. & Biol., vol. 21 No. 6, pp769-78 (
1995)、及び、R. Rohling等の”Automatic Registration of 3-D Ultrasound Im
ages”, Ultrasound in Med. & Biol., vol. 24, No. 6, pp841-54 (1998)に記
載されたシステム及び技術である。これら技術は性能的には相当に劣ったシステ
ムを含み、オペレータが１Ｄ変換アレイを患者の身体を横切るように移動させる
に従って超音波画像の順次的な平面を取得することによって動作する。第２のス
キャン及びそれに引き続くスキャンにおいて、身体に対する変換プローブの配向
は、そのプローブを各回毎に異なるように傾斜又はチルトすることで変更される
。それによって各スキャンで異なる配向で一連の超音波画像を取得する。次いで
こうした異なるスキャンからの画像は、通常は変換器プローブに結着された位置
センサの使用によって位置合わせ（重ね合わせ）調整が為された後に結合される
。完全な電子的に操舵アプローチと比較して複雑性が遙かに下回った装備を必要
とする一方で、混合用に画像データを取得するための多重的なスキャンの作業は
動き効果及び位置合わせ調整の不精密性の影響を受けやすい技法をもたらす。そ
うした問題は画像データにぶれを導入し得て、それが３Ｄ画像レンダリング・プ
ロセスに悪影響を及ぼし得る。よって、完全な電子的に操舵のアプローチの複雑
性及び付随コストを有することがないが、多重スキャン・アプローチによって導
入される不精密性を回避する中間的アプローチを採用することが望ましい。

【０００５】

【課題を解決するための手段】

本発明の原理に従えば、空間混合三次元超音波画像を作り出す装置及び技法が
提供される。スキャニングが、身体の三次元容積をスキャンすべくプローブを移
動することによって遂行される。このプローブが移動させられると、多重的なス
キャンが異なる視認方向で電子的に遂行される。単一のスキャンの完了で、空間
混合三次元画像が形成可能となるように、画像データがターゲットの多重的な視
認方向から提供される。単一スキャンで多重的視認方向を取得することによって
、動き効果及び意図的な位置合わせ調整処理の必要性が著しく低減される。多重
スキャンが遂行され混合され得て、スキャン数及び視認方向の積の関数としての
スペックル低減は増大する。

【０００６】

【発明の実施の形態】

先ず図１を参照すると、超音波診断画像形成システムが、本発明の原理に従っ
て容積画像情報の超音波空間混合を遂行すべく、ブロック線図の形態で示されて
いる。アレイ変換器１２を含むスキャンヘッド１０は、画像フィールドにわたっ
て破線での矩形Ｃ及び平行四辺形Ａ，Ｂによって示されたように異なる角度でビ
ームを伝播させる。スキャンラインの３グループが図中に描かれ且つＡ，Ｂ，Ｃ
によって示されており、各グループのスキャンラインがスキャンヘッドに対して
異なる角度で操舵されており、それらＡ，Ｂ，Ｃによって輪郭が描かれた３つの
成分画像フレームを混合する例が図示されている。ビームの伝播は、アレイに沿
った所定原点からの各ビームを所定の角度又は操舵角度で且つ所定の焦点に伝播
するために、アレイ変換器の各要素の位相整合及び起動時間を制御するトランス
ミッタ１４によって制御される。各スキャンラインから戻るエコーはアレイの各
要素によって受信され、アナログ-ディジタル・変換（不図示）等によってディ
ジタル化されて、ディジタル・ビームフォーマー(digital beamformer)１６へ結
合される。ディジタル・ビームフォーマーはアレイ要素からのエコーを遅延させ
合算して、各スキャンラインに沿って一連の焦点が合ったコヒーレントなディジ
タル・エコー標本を形成する。トランスミッタ１４及びビームファーマー１６は
システム・コントローラ１８の制御の下で操作させられ、該コントローラはこの
超音波システムのユーザによって操作されるユーザ・インターフェース２０の制
御設定値に順に応答する。このシステム・コントローラは所望数のスキャンライ
ン群を所望の角度、焦点、伝播エネルギー、及び周波数で伝播すべくトランスミ
ッタを制御する。更にこのシステム・コントローラは、使用されるアパーチュア
及び画像深度のために受信されたエコー信号を適切に遅延し結合すべく、ディジ
タル・ビームフォーマーをも制御する。

【０００７】 スキャンライン・エコー信号はプログラマブル・ディジタル・フィルタ２２で
濾過され、該フィルタが対象の周波数の帯域を規定する。調波コントラストエー
ジェントの画像形成又は組織調波画像形成の実行の際、フィルタ２２の通過域は
その伝播帯域の調波を通過させるように設定される。基本周波数画像形成の場合
、基本周波数帯域は通過させられ、２つの帯域が混合調波及び基本周波数画像形
成のために分離させられ通過させられ得る。調波周波数分離は、パルス反転とし
て知られると共に米国特許第５，７０６，８１９号及び同第５，９５１，４７８
号に記載された技術によって実行され得る。濾過された信号は、Ｂモード画像形
成用の検出器２４によって検出されると共にドップラー画像形成用のウオールフ
ィルタ２６に結合されるか、又は、それらの内の何れか一方の措置が為される。
好適実施例において、フィルタ２２及び検出器２４は多重的なフィルタ及び検出
器を含んで、受信された信号は多重的な通過帯域に分離され得て、個別に検出さ
れ、再結合されて、周波数混合によって画像スペックルを低減させる。Ｂモード
画像形成の場合、検出器２４はエコー信号包絡線の振幅検出を実行することにな
る。ドップラー画像形成の場合、受信された信号は、先ず、所望のドップラー信
号を通過させて、血流を画像形成する際の緩慢な移動状態であるか若しくは静止
状態である組織からの欲せざる信号等の欲せざる信号を拒絶すべくウォール濾過
(wall filtering)を被る。組織移動がドップラー画像形成されようとしている際
、ウォール・フィルタは静止組織信号だけを拒絶すべく設定されるか、又は、ウ
ォール・フィルタがシステム利得でか若しくはより大きな振幅の信号を強調すべ
く設定された感度で完全にバイパスされるかの何れかが可能である。好適実施例
において、ウォール・フィルタリングは数学的マトリックス演算によって実行さ
れて、流れが画像形成されようとしている際の組織移動効果、又は、移動組織が
画像形成されようとしている際の流れ効果を低減する。各種エコーの一揃えが画
像における各点に対してアセンブリされ、ドップラー・プロセッサ２８によって
ドップラー処理されて、ドップラー・シフト、ドップラー・パワー強度ｐ、速度
ν、又は、変異度σの各推定値を作り出す。

【０００８】 ドップラー及び／又はＢモードの信号はプロセッサ３０における空間混合によ
って処理される。プロセッサ３０へ付与されるこれら信号は、先ず、事前プロセ
ッサ３２によって事前処理される。事前プロセッサ３２は、所望に応じて、重み
付け係数で信号標本に事前に重み付けができる。これら標本は、特定の混合画像
を形成すべく使用される成分フレーム数の関数である重み付け係数で、事前重み
付けさせられ得る。また事前プロセッサは、混合される標本又は画像の数が変わ
る場合、その移行（部）を平滑にするために１つの重複画像のエッジにあるエッ
ジ線にも重み付けすることができる。事前処理された信号標本は、次いで、再標
本化器３４における再標本化処理を被り得る。各成分フレームの信号標本は異な
る視認（操舵）方向から取得されるので、オーバーレイされる際、成分フレーム
の標本は一般的に相互に精密に空間位置合わせ状態とはならない。再標本化器３
４は、各成分フレームの推定値を、各成分フレームが混合される共通推定標本空
間基準と重ね合わせ状態となるように空間的に再整合させ得る。再標本化器は、
米国特許出願第０９／３３５，０５９号（１９９９年６月１７日出願）に記載さ
れているように、取得中の構造移動又はスキャンヘッド移動による誤整合、又は
、構造を通過中の音の速度における変動による誤整合が為された各成分フレーム
の推定値を再整合及び位置合わせをも為すことができる。再標本化器は、データ
を所望の表示配向の座標へ再標本化することでスキャン変化をも実行することが
できる。

【０００９】 再標本化の後、画像フレームはコンバイナ３６で混合又は結合される。結合は
、合算、平均化、ピーク検出、一時濾過、又は、他の結合手段を含み得る。結合
される標本も、このプロセスのこのステップでの結合に先行して重み付けされ得
る。最終的には、事後処理が事後プロセッサ３８によって実行される。事後プロ
セッサは結合された値を表示範囲の値に正規化する。事後処理は検索テーブル（
ＬＵＴ）によって最も容易に具現化され得て、混合画像の表示に適合した値の範
囲になるように混合値範囲の圧縮及びマッピングを同時に実行し得る。画像にお
ける特定の点で混合される視認方向の数の関数として変動する圧縮範囲によって
、空間的変動圧縮を利用することが望ましい場合もある。

【００１０】 混合プロセスは推定値データ空間又は表示ピクセル空間において実行され得る
。好適実施例において、空間混合は推定値空間データで行われ、混合画像データ
はその後に所望画像フォーマットである表示空間データにスキャン変換される。
混合画像は、推定値又は表示ピクセルの何れかの形態でのシネループ(Cineloop
（米国登録商標）)・メモリに保存され得る。もし推定値形態で保存されたなら
ば、表示のためにシネループ・メモリからの再生の際にスキャン変換され得る。
そのスキャン変換に追随して、同一画像フィールドに一時的に近似すると共にそ
れと実質的に同一であるＢモード及びドップラー画像がオーバーレイされ得て、
混合Ｂモード画像情報及び混合ドップラー画像情報双方の画像を形成する。ドッ
プラー画像は、表示のより大きなフレーム率となる非空間混合Ｂモード画像とも
結合され得る。ドップラー、Ｂモード、又は、それらの結合である空間混合画像
は、ビデオ・プロセッサ４４で表示のために処理され、画像ディスプレイ５０上
に表示される。

【００１１】 本発明の原理に従えば、空間混合画像データは容積画像レンダリング・プロセ
ッサ４０によって三次元表示フォーマットで提示される。以下により詳細に説明
されるように、Ｂモード又はドップラーのデータである、空間混合を被った容積
領域からの画像データは容積画像レンダリングによって処理されて、３Ｄディス
プレイ表示用となる。このレンダリングはユーザ・インターフェース２０で選択
されたレンダリング制御信号によって制御され、システム・コントローラ１８で
プロセッサ４０へ付与される。レンダリング制御信号は、例えばドップラー又は
組織信号情報のレンダリング、及び／又は、例えば組織の容積を通じて流れを視
認可能とするような混濁重み付けでの画像データのレンダリングを為させるよう
に、プロセッサ４０を事前調整することが可能である。シネループ・メモリは動
的な視差レンダリングされた画像シーケンスを保存することによって容積レンダ
リング・プロセッサを支援するように操作され得て、該画像は、次いで、直接的
にビデオ・プロセッサ４４へ向けて再生されるか、又は、未スキャン変換画像が
メモリに保存される際、容積レンダリング・プロセッサを介してスキャン変換の
ために再生される。

【００１２】 異なる視認方向から取得された超音波信号は異なるスペックル・パターンを表
すので、異なる視認方向からの信号の結合は画像スペックルのアーティファクト
を低減することになる。異なる視認方向は界面及び境界のより良好な描写をも提
供するが、これはその画像内には接線方向から境界又は界面が何等視認されない
からである。更にはドップラー及びカラーフロー(colorflow)画像形成は超音波
ビーム及び流れ速度間に依存する角度を有することが知られている。角度が増大
すると、即ち、血流又は組織動作の方向がビームとより直交するようになると、
ドップラー・シフトは減少する。それが完全に直交すると平均ドップラー・シフ
ト周波数はゼロである。流れ又は動きが異なる視認方向から視認される本発明の
実施例において、流れ又は動きは常に２つ以上のアングルから視認されるので、
ドップラー信号のこのゼロ脱落は防止される。

【００１３】 図２は、図１の空間混合プロセッサ３０の好適具現化例を図示している。プロ
セッサ３０は、好ましくは、様々なやり方で画像データを処理する１つ又はそれ
以上のディジタル信号プロセッサ６０によって具現化される。ディジタル信号プ
ロセッサ６０は受信画像データに重み付けを為し得て、例えば、視認方向毎に又
はフレーム毎にピクセルを空間的に整合すべく画像データを再標本化できる。デ
ィジタル信号プロセッサ６０は、個別の画像フレームをバッファする複数のフレ
ーム・メモリへ処理された画像フレームを方向付ける。フレーム・メモリ６２に
よって保存され得る画像フレームの数は、好ましくは、１６フレーム等の混合さ
れるべき画像フレームの最大数と少なくとも同等である。好適実施例においてこ
れらディジタル信号プロセッサは、画像表示深さ、最大混合の領域の深さ、医療
用途、混合表示率、動作モード、及び取得率等を含む制御パラメータに応答し、
所与の時点で混合される画像数を決定する。ディジタル信号プロセッサは、アキ
ュムレータ・メモリ６４内の混合画像としてのアセンブリのために、フレーム・
メモリ６２に保存された成分フレームを選択する。アキュムレータ・メモリ６４
内に形成された混合画像は正規化回路６６によって重み付け又はマッピングが為
されて、所望の数の表示ビットに圧縮され、そして、もし所望であれば、検索テ
ーブル（ＬＵＴ）６８によって再マッピングされる。完全に処理された混合画像
は、次いで、三次元表示フォーマットでのレンダリングのために容積画像レンダ
リング・プロセッサへ送られる。

【００１４】 空間混合を具現化する１つのアプローチは、大きなＦＩＦＯ（先入れ先出し）
メモリ・バッファ１００を用いて、図３に示されるように最終混合画像を形成す
べく混合（典型的には平均化によって、即ち合算１０２及び正規化１０３）され
ることになる成分画像フレームを一時的に保存する。例えば、もし取得画像が５
１２ピクセル×５１２ピクセル×１バイトであり、且つ、混合されるべき画像が
１０個あれば、バッファ・メモリ１００は２．５メガバイトの容量を有する必要
がある。混合フレームが取得フレーム率又は表示フレーム率の何れかで生成され
るリアルタイム空間混合の場合、混合を実行するハードウェアは、混合フレーム
率でこのバッファ・メモリにおけるフレームの全てにアクセスする充分な帯域幅
を有する必要があると共に、フレームの全てを合算する充分な処理能力を有して
その率で混合フレームを正規化する。先の例を進めるために、もし必要とされる
混合フレーム率が６０Ｈｚであれば、混合画像プロセッサは少なくとも１５０メ
ガバイト／秒のデータ帯域幅が必要となり、そして、少なくとも１５０×１０⁶
乗算／蓄積操作／秒を実行する必要があるだろう。

【００１５】 別の混合画像プロセッサは図４に示されており、それは当該プロセッサに課せ
られる帯域幅及び処理要件を相当に低減する。この実施例は、平均化における含
まれる合算を線形及び結合（ＦＩＲ）濾過動作であると考慮することによって獲
得される。図４において、混合画像の完全精度を維持すべき充分なビット深さを
好ましくは有するアキュムレータ・メモリ１１０は第１のＮ個のフレーム（Ｎは
混合されるべき成分フレームの数）を合算することによって初期化される。引き
続く混合画像は、アキュムレータ・メモリ１１０内における合算フレームから最
も古い取得フレームを減算し（即ち、図中のＦＩＦＯの左側における現行フレー
ム前のＮ−１個のフレーム）、そして、最も新しい（最新の）フレーム（図中の
ＦＩＦＯの右側）をアキュムレータ・メモリへ加算することによって獲得される
。正規化１０３は、容積レンダリング等の他の操作上へ送る前に、合算前の入力
成分フレーム上か、又は、アキュムレータ・メモリ１１０から読取られた合算画
像上かの何れかで実行され得る。

【００１６】 ６０Ｈｚの率で混合された１０フレームでの先に付与された例において、必要
とされるデータ帯域幅は、ＦＩＦＯバッファ・メモリ１００から現行フレーム及
び最も古いフレームにアクセス（即ち、現行フレームに先行するＮ個のフレーム
）すること、即ち、３０メガバイト／秒、が必要とされているものである一方で
、操作の数は、アキュムレータ・メモリ１１０からこれらフレームを加算及び減
算すること、即ち、約３０×１０⁶乗算／蓄積操作／秒、が必要とされるもので
ある。このアプローチの長所の内の１つは、混合フレーム率だけに依存する帯域
幅及び処理要件が混合されるべき成分フレームの数と独立していることである。
アキュムレータ・メモリ１１０に必要とされる余剰なメモリは、５１２×５１２
×２バイト又は０．５メガバイトとなり、それは２５６個の混合フレームまでに
対する充分な精度を提供する。

【００１７】 このアプローチの１つの短所は、混合操作が加算及び乗算等の線形及び結合で
ある操作に限定されていることである。線形組合せ規則に従わないピーク検出又
は中間濾過等の他の操作はこの実施例では可能ではない。しかしながら、これら
操作は図３で記載された混合アプローチで可能である。

【００１８】 データ帯域幅要件を更に低減する本発明の更なる実施例は、出力フレーム率（
即ち、混合画像が生成される率）が取得フレーム率（即ち、成分画像が取得され
る率）より実質的に低ければ可能である。これは、もし混合フレームが取得率で
生成されれば、各混合フレームは先行する混合フレームと共通するＮ−１個の取
得フレームを共有すると考える際に合理的な仮定である。言い換えれば、リアル
タイム空間混合において非常にたくさんのインヒーレントな残像が存在し、その
残像の量は混合されるフレーム数に直に比例する。よって、動き誘導されぶれの
効果を最少化すべく最も高い可能性がある取得率を維持することが望ましい。し
かしながら、連続的なフレーム間での高い一時的相関や表示率が取得率より低く
なり得ると云う事実を思えば、その取得率で混合画像を生成することは不必要で
あるかもしれない。

【００１９】 図５は、本発明の別の実施例を示し、Ｎが混合される成分フレームの数であり
、Ｍがアキュムレータの数であるとした場合、出力（表示）フレーム率が常に取
得フレーム率より低いＣＥＩＬ（Ｎ／Ｍ）の係数である２つ（又はそれ以上）の
アキュムレータ・メモリＡ及びＢを用いている。アキュムレータ・メモリＡ及び
Ｂはピンポン風に混合画像を生成すべく使用される。２つのアキュムレータの場
合、メモリＡは第１のＮ個のフレームを合算することで最初に初期化される一方
、メモリＢは（ＣＥＩＬ（Ｎ／２）＋１）フレームが達成されるまで蓄積を始動
しない。続いて、各アキュムレータ・メモリは、Ｎ個の連続的なフレームが合算
されるやいなや、その混合画像をマルチプレクサ１２０に利用可能とさせる。次
いでアキュムレータ・メモリは、成分フレームの新しい蓄積を開始する前に直ち
にクリアされる。アキュムレータ・メモリは混合の平均化方法のためにクリアさ
れるので、この方法において最も古い取得フレームをメモリ内の蓄積された合計
フレームから減算する必要性はなく、唯一必要なことは最も新しいフレームを両
アキュムレータへ加算することである。更には、引き続いての減算のために成分
フレームをセーブする必要性がないので、成分フレームの記憶のための個別バッ
ファ・メモリを有する必要がない。よってこの実施例は超音波システムの画像バ
ッファ要件を低減できる。マルチプレクサは正規化１０３及び表示のために送信
させるべく、最新の蓄積混合画像を選択する。

【００２０】 先行する例を用いると、１０個の混合フレームでの６０Ｈｚの取得率は、２つ
のアキュムレータの場合、６０／ＣＥＩＬ（１０／２）＝１２Ｈｚの出力率を付
与する。ＦＩＦＯへの必要とされるデータ帯域幅は１５メガバイト／秒だけであ
る一方、２つのアキュムレータ・メモリは１メガバイトのメモリと先の実施例と
同一の３０×１０⁶操作／秒を必要としている。両アキュムレータ・メモリの出
力は正規化されなければならないが、これは合計で約６×１０⁶操作／秒に対し
て１２Ｈｚの出力率で為され得、第１実施例と比較して正規化処理要件に関して
全体で５００％の低減を表している。この方法の別の長所は、混合演算子がもは
や結合的ではないので（それは依然として線形である必要がある）、ピーク検出
等の操作は可能であることである。

【００２１】 先行する実施例と同様に、この更なる実施例のメモリ及び処理要件は混合され
るフレーム数とは独立している。しかしながらより高い出力率は、処理要件に関
する同時発生的な増大を伴って、図５での破線で示されるようにアキュムレータ
の追加によって達成され得る。成分画像を混合する更に別の代替例は、帰納的な
ＩＩＲフィルタのアーキテクチャを利用することである。混合データの何等かの
断片の帰納的なフィードバックは混合画像に制御可能な残像を提供する。このＩ
ＩＲフィルタは、入力データの２つのソースを有する画像アキュムレータとして
構成され得て、そのソースの一方が新しい成分画像データであり、他方がアキュ
ムレータによって作り出された混合画像の重み付けされた部分である。

【００２２】 容積画像レンダリング・プロセッサ４０は、様々なやり方で空間的に混合され
た容積画像データの３Ｄ表示を創り出すべく動作可能である。このプロセッサは
その容積上又はその容積内の面を描写し、組織又は脈管構造の面レンダリングを
提供できる。容積データは、画像データの一連のスライスとして又は容積ブロッ
クとして提供され得る。画像は容積画像データを通過する任意の平面から形成さ
れて、合成されたスライス画像を創り出し、マルチ-プレナー・リフォーマッテ
ィングとして知られる３次元技術である。容積データを提供する１つの好適なや
り方は、動き視差として知られるレンダリング形態である。図６は、身体の容積
領域から取得された一連の画像スライス１２０₁〜１２０_nを図示している。この
例において、各画像は３つの成分画像の混合画像である。成分フレーム１２０_1A ，１２０_1B，１２０_1Cが、視認者に最も近い混合画像１２０₁用に示されている
。容積画像データは多数の投影線によって平面１４０上に投影されており、それ
ら投影線の内の１つが投影線１３０として示されている。投影平面１４０に対す
るピクセルは、所定の態様で、投影線１３０に沿って画像データを蓄積すること
によって作り出される。投影線に沿った画像データは、例えば、投影線に沿った
最大、中間又は平均強度を合算、積分、又は、検出することによって蓄積され得
る。このプロセスは、ピクセルが全投影平面に対して決定されるまで、複数の平
行し且つ空間的に別個の投影線１３０に対して繰り返される。投影平面は、用い
られた特定の投影線方向から見た容積データを表す。このプロセスが、各特定の
投影線方向における一連の投影平面を作るために繰り返される。投影線方向を漸
進的に増大又は減少する順番で投影平面が迅速な順序で表示されると、容積領域
が視認者前に３次元で回転するように現れる。システム・コントローラによって
供給されるレンダリング・パラメータを調整することによって、視認者は、例え
ば、より強い強度で若しくはより弱い強度で、又は、より不透明性で若しくはよ
り弱い不透明性で、組織又は脈管構造をレンダリングする選択肢を有し、視認者
がその容積内部で又はその容積を通して見ることを可能とすると共に、その容積
領域内部の面、構造、又は流れを試験することを可能とする。

【００２３】 図７は、本発明に従った空間的に混合された容積画像データを取得するための
１つの技術を図示している。アレイ変換器１２を含むプローブが、矢印１５０に
よって示されたｚ方向へ容積領域上を移動させられる。アレイ変換器は、１Ｄ（
方位角操舵だけの単一行）アレイ、１．２５Ｄアレイ（仰角次元の電子合焦なし
の多重行）、１．５Ｄアレイ（電子合焦されるが、仰角次元に操舵されない）、
１．７５Ｄ（制限された三次元操舵を伴う大きなピッチ・アレイ）、又は、２Ｄ
アレイ（広範な三次元操舵を伴う微細ピッチ・アレイ）であり得る。プローブが
移動させられると、空間混合画像フレーム１２０₁〜１２０_nが迅速に続いた混合
画像のための成分フレームＡ，Ｂ，Ｃをスキャンすることで取得される。図７は
、各成文フレームにおける各スキャンラインが平行し、フレーム毎に異なる角度
である操舵された線形成分フレームの使用を図示している。成分フレームは、図
７ａに図示されるように径方向に操舵されたスキャンラインをそれぞれが含むオ
フセットされたセクター・フレーム１２２_A，１２２_B，１２２_Cでもあり得る。
また理解して頂けるように、増大された数の成分フレーム、それ故の増大された
数の視認方向は空間混合画像を改善することとなり、各画像に対して適切な数の
成分フレームは９又はそれ以上までに範囲が及ぶことができることである。連続
的なプローブ位置での迅速に続いた混合画像に対する成分フレームの取得によっ
て、動き的なぶれの効果が著しく低減されるが、それは１つの成分フレームから
次の成分フレームまで動き的な効果が殆どないからである。加えて、画像の成分
フレームは全て本質的には同一プローブ位置を基準としているので、個別の混合
画像の成分フレームを位置合わせする必要性は殆どない。矢印１５０に沿っての
プローブの単一掃引が完了すると、スキャンされた容積領域の一連の空間混合画
像平面は取得され、所望の３Ｄ表示フォーマットへの容積レンダリングの準備が
整う。

【００２４】 図７のスキャニング技術は所望であればフリーハンドで実行可能である。即ち
、プローブを比較的安定した速度で移動することによって、ｚ（スキャニング）
方向の間隔を画像形成する画像は相対的に均一であり得て、満足行く３Ｄ画像の
作成を可能としている。更にフリーハンドでのスキャニングの効果の詳細は再発
行米国特許第３６，５６４号に見出され得る。代替的には、もし解剖組織上の精
密３Ｄ画像が所望されれば、成分フレームがプローブ位置の測定から取得をトリ
ガーすることによってｚ方向への正確な間隔増分で取得され得る。これは、米国
特許第５，５２９，０７０号で説明されているようにプローブに結着された位置
センサによって、又は、当業界で知られているような様々なスキャニング機構及
びジグによって、米国特許第５，１２７，４０９号に説明されているようなドッ
プラー方法を用いて為され得る。プローブ位置の測定から取得をトリガーするこ
とによって、定量化及び測定に適合する容積データが作り出され得る。理解して
頂けるように、プローブ移動の経路１５０は凹次元又は凸次元の何れかにおいて
湾曲又は弓状であることが可能である。もし移動経路が凹状であって、成分フレ
ームがスキャンされる容積領域内において相互に交差する場合、追加的な空間混
合が提供されることになる。

【００２５】 図８ａ及び図８ｂは、プローブが容積領域にわたって掃引される際に空間混合
が二次元で実行される場合の他のスキャニング技術を図示している。この技術は
、方位角（ＡＺ）方向及び仰角（ＥＬ）方向の両方においてビームを電子的に操
舵することができる二次元アレイ変換器２１２を用いる。変換器２１２を含むプ
ローブが矢印２５０によって示されるｚ方向へ移動させられると、成分フレーム
が２つ又はそれ以上の平面配向で空間混合のために取得される。図示の例におい
て、一連の混合画像はｘ−ｙ平面と平行すると共に、ｘ―ｙ配向に対して傾斜し
た平面配向で作り出される。これは、矢印２５０のスキャニング方向に沿っての
３つの異なる位置２２０₁，２２０₂，２２０₃に対して図８ａに図示されている
。位置２２０₁で、多重成分フレームが変換器アレイの平面と直交する角度０₁°
で取得される。これら成分フレームは結合されて、０°配向での空間混合画像を
作り出す。ビームを仰角次元で操舵することによって、別の組の成分フレームが
−θ配向で取得されて、２２０₁位置を基準とした−θ配向での第２の空間混合
画像を作り出す。次いでビームは仰角的に＋θ₁配向まで操舵されて、該＋θ配
向での空間混合画像の作成のための第３の組の成分フレームを取得する。よって
、各画像平面は、異なる視認方向の混合画像情報を含み、３つの画像平面の各々
はスキャンされる容積内におけるそれ自体の独自平面方向で観察される。異なる
平面配向で多重空間混合画像を取得するこのプロセスは、例えばプローブ箇所２
２０₃に対する平面配向−θ₃，０₃°，＋θ₃によって示されたように、二次元ア
レイ・プローブがスキャンされる際の連続的な位置で繰り返される。スキャンが
完了すると、３組の混合画像が３つの平面配向でスキャンされた容積にわたって
取得される。よってその容積内のターゲットは、より大きな容積空間混合のため
の多重次元での視認方向によって尋問される。

【００２６】 理解して頂けるように、図８ａ及び図８ｂの技術は一次元アレイ・プローブに
よって手動で３回掃引することで実行され得て、１回目が前方（０°）に真っ直
ぐ配向されたプローブ・ビームであり、２回目が−θ配向へ傾けられたプローブ
であり、３回目が＋θ配向へ傾けられたプローブである。この３掃引スキャンは
単一掃引を相当に上回る掃引を必要としているので、それは移動せず且つプロー
ブの掃引間に移動することない静止状態での解剖に対してより好ましい。プロー
ブ位置センサの使用によってか又は画像データ相関等の分析技術によってかの何
れかで、各掃引からのデータ・セットの三次元的位置合わせが一般に必要とされ
ている。

【００２７】 先行する例における変換器スキャニング経路１５０，２５０，３５０が直線経
路として示されている一方、理解して頂けるように、それら経路が一次元又はそ
れ以上で湾曲させられて、身体の湾曲容積領域をスキャンする。

【００２８】 図９は、空間混合画像を取得すべくプローブが複数の異なる方向に掃引される
別のスキャニング技術を図示している。例えば、線形アレイ１２を具備するプロ
ーブは方向３５０₂に掃引されてから方向３５０₄に掃引され得て、２組の直交平
面次元での容積の空間混合画像を取得する。他の掃引方向３５０₁及び３５０₃が
示すように、プローブは付加的な方向へ掃引され得て、付加的な平面配向での空
間混合画像を取得する。好ましくはこのスキャン技術は、相対的に静止状態の解
剖構造に対して利用され、画像データの三次元位置合わせによって達成される。

【００２９】 図１０は、楔形状容積４００が円弧状にプローブ変換器を移動することによっ
てスキャンされる別のスキャニング技術を図示している。プローブ変換器が円弧
４５０によって示される方向へ揺動されると、一連の成分画像はスキャン面が容
積領域を通って扇形に散開させられるに連れて取得される。この容積空間混合ス
キャンが単一掃引で実行されるので、先行する技術の幾つかに対して記載された
静止状態解剖構造又は位置合わせ処理に拘束されない。図１０はプローブ変換器
付近の楔の先端で発散する楔形状容積を図示している一方、プローブ変換器は代
替的には該変換器から遠隔の線で収束する円弧状に掃引され得る。この収束スキ
ャンにおいて、個別混合スキャン平面は他のスキャン平面と直交するように方向
付けされ得て、空間混合の度合いを増大している。

【００３０】 図１１は、プローブ変換器アレイがピボット点回りに旋回させられる別の技術
を図示している。好ましくはこのピボット点は変換器アレイの中心Ｃである。プ
ローブが旋回すると、画像平面は真っ直ぐな側面又は傾斜側面を伴う近似的な円
筒状容積５００を掃引する。成分画像は、プローブが旋回させられながら取得さ
れ、混合されて、ピボット軸回りの異なる角度位置で空間混合画像を形成する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の原理に従って構成された超音波診断画像形成システムのブ
ロック線図を図示する。

【図２】図１の空間混合プロセッサの好適具現化例のブロック線図を図示す
る。

【図３】フレーム・メモリ及び混合画像アキュムレータを具備する空間混合
プロセッサのブロック線図を図示する。

【図４】部分的に合算した混合画像に対して動作するアキュムレータを用い
る第２の空間混合プロセッサのブロック線図を図示する。

【図５】多重混合画像を同時に処理すべく、多数のアキュムレータを使用す
る本発明の別の実施例のブロック線図を図示する。

【図６】本発明の一実施例で使用に適合する三次元レンダリング技術を図示
する。

【図７】本発明の原理に従った異なる視認方向からの容積領域のスキャニン
グを図示する。

【図７ａ】本発明の原理に従った異なる視認方向からの容積領域のスキャニ
ングを図示する。

【図８ａ】容積領域のスキャニング中の多重的交差平面における異なる視認
方向から超音波画像データ取得する技術を図示する。

【図８ｂ】容積領域のスキャニング中の多重的交差平面における異なる視認
方向から超音波画像データ取得する技術を図示する。

【図９】多数の異なる方向付けが為されたスキャニング掃引による容積領域
のスキャニングを図示する。

【図１０】変換器画像平面の角度付け掃引による容積領域のスキャニングを
図示する。

【図１１】変換器画像平面の回転による容積領域のスキャニングを図示する
。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジャゴ ジェームス アール オランダ国 5656 アーアー アインドー フェン プロフ ホルストラーン ６ Ｆターム(参考） 4C301 BB13 BB22 BB26 JB29 JC11 KK16 5B050 AA02 BA03 BA09 EA26 FA02 FA06 5B057 AA07 BA05 CA12 CB13 CD14 CH01 CH11 DA16 5J083 AA02 AB17 AC28 AC29 BC02 BD04 BE53 CA12 DA01 DC05 EA14 EA18

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 身体の容積領域の空間混合画像データを取得する方法であっ
   て、身体の容積領域をスキャンすべく経路に沿ってアレイ変換器を移動するステ
   ップと、前記変換器が前記経路を移動する一方で、多重的な視認方向で前記容積
   領域における各ターゲットから画像データを取得するステップと、前記容積領域
   の空間的に混合された三次元表示を形成するために前記画像データを処理するス
   テップと、を含む方法。
2. 【請求項２】 前記処理のステップが、空間混合画像データを作り出すため
   に前記画像データを混合するステップと、前記空間混合画像データの三次元表示
   を形成するステップと、を含む請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 前記処理のステップが、表面レンダリングのステップ、又は
   、容積レンダリングのステップを含む、請求項１又は２に記載の方法。
4. 【請求項４】 前記容積レンダリングのステップが、前記容積領域内の組織
   及び流れの空間的に混合された三次元表示を形成するステップと、可変混濁パラ
   メータを利用して、組織及び流れの前記空間的に混合された三次元表示を形成す
   るステップと、を更に含む、請求項３に記載の方法。
5. 【請求項５】 前記処理のステップが、１つ又はそれ以上の平面配向で前記
   容積領域の１つ又はそれ以上の平面画像を形成することを含む、請求項１乃至４
   の内の何れか一項に記載の方法。
6. 【請求項６】 前記経路が直線であるか、又は、前記経路が前記容積領域と
   交差しない軸線回りの弓状経路である、請求項１乃至５の内の何れか一項に記載
   の方法。
7. 【請求項７】 前記取得のステップが、複数の画像スライスを取得すること
   を含み、各スライスが、多重的な視認方向で尋問された複数のターゲットを含む
   、請求項１乃至６の内の何れか一項に記載の方法。
8. 【請求項８】 前記身体における容積領域の空間混合画像データを取得する
   ために、 身体の容積領域をスキャンすべく、開始点から終了点まで経路に沿ってアレイ
   変換器を移動するステップと、 異なる視認方向に沿って前記領域の一部をスキャンする２つ又はそれ以上のビ
   ーム・スキャニング・シーケンスによって、前記アレイ変換器が実質的に前記経
   路上の第１の点にある際に画像データを取得するステップと、 異なる視認方向に沿って前記領域の一部をスキャンする２つ又はそれ以上のビ
   ーム・スキャニング・シーケンスによって、前記アレイ変換器が実質的に前記経
   路上の第２の点にある際に画像データを取得するステップであって、前記画像デ
   ータが、異なる視認方向から前記ターゲットへ操舵されたビームによって取得さ
   れた前記領域における個別のターゲットからのデータを含むステップと、 空間混合画像データを作り出すために異なる視認方向から見た共通ターゲット
   から取得された前記画像データを混合するステップと、 前記容積領域の空間的に混合された三次元表示を形成するために前記空間混合
   画像データを処理するステップと、 を含む、請求項１乃至６の内の何れか一項に記載の方法。
9. 【請求項９】 前記異なる視認方向が異なる仰角方向に延在している、請求
   項８に記載の方法。
10. 【請求項１０】 前記ビーム・スキャニング・シーケンスが、実質的に平面
    的なビーム・スキャニング・シーケンスを含み、前記変換器が実質的に所与の点
    にある際に前記２つ又はそれ以上のビーム・スキャニング・シーケンスが、 前記容積領域の実質的に共通するスライスであるか、 前記容積領域の実質的に平行するスライスであるか、 前記容積領域の非平行スライスであるか、の何れかである、請求項８又は９
    に記載の方法。
11. 【請求項１１】 前記取得のステップが、 前記容積領域における実質的に平面的な複数のターゲット領域の各々に対して
    、異なる視認方向から見た共通グループにおける前記ターゲット各々に尋問する
    前記容積領域における前記共通グループのターゲットにおける複数の成分フレー
    ムを取得するステップを含み、 前記混合のステップが、前記複数の成分フレームの各々の前記画像データを空
    間的に混合することを含む、請求項１乃至６の何れか一項に記載の方法。
12. 【請求項１２】 前記複数の成分フレームの各々が迅速順序で順次取得され
    る、請求項１１に記載の方法。
13. 【請求項１３】 前記身体の容積領域の空間混合画像データを取得する前記
    ステップが、 身体の容積領域をスキャンすべく開始点から終了点まで経路に沿ってアレイ変
    換器を移動するステップと、 前記アレイ変換器が前記開始点から前記終了点まで移動させられている際に前
    記容積領域の空間的に異なる視認方向を表す画像データの成分フレームを取得す
    るか、又は、前記アレイ変換器が前記開始点から前記終了点まで移動させられて
    いる際に前記容積領域の一連のフレームにおいて取得された空間混合画像データ
    を取得するかの何れかのステップと、 前記容積領域の空間的に混合された三次元表示を形成するために前記画像デー
    タを処理するステップと、 を含む、請求項１乃至６の何れか一項に記載の方法。
14. 【請求項１４】 前記容積領域の前記フレームが、 実質的に平行しているか、又は、相互に角度的に配向されているかの何れかで
    ある、請求項１３に記載の方法。
15. 【請求項１５】前記移動及び取得のステップが、開始点及び終了点を有して
    前記第１と名付けられた経路とは異なる第２の経路に対して繰り返される、請求
    項１乃至１４の何れか一項に記載の方法。
16. 【請求項１６】 前記取得のステップが、前記変換器が前記経路を移動して
    いる間、ビームを多重的な視認方向に電子的に操舵することで実行される、請求
    項１乃至１５の何れか一項に記載の方法。
17. 【請求項１７】 前記取得画像データを空間的に位置合わせするステップを
    更に含む、請求項１乃至１６の何れか一項に記載の方法。
18. 【請求項１８】 身体の容積領域の空間混合画像を作り出す超音波診断画像
    形成システムであって、 前記身体の容積領域をスキャンして超音波画像データを取得すべく経路に沿っ
    て移動可能である移動可能なアレイ変換器と、 前記アレイ変換器と結合され、前記容積領域のスキャニング中に多重的な交差
    視認方向にビームを操舵するビーム操舵回路と、 前記取得超音波画像データに応答して、空間ベースで前記画像データを混合す
    る混合画像プロセッサと、 前記混合画像プロセッサに応答して、前記容積領域の空間混合画像を表示する
    画像ディスプレイと、 を備える超音波診断画像形成システム。
19. 【請求項１９】 前記ビーム操舵回路が、前記変換器が前記経路を移動して
    いる間、ビームを多重的な視認方向に電子的に操舵するように動作する、請求項
    １８に記載の超音波診断画像形成システム。