JP2009101204A - Medical image diagnostic apparatus - Google Patents

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良一 神田
Kazuhiro Iinuma
一浩 飯沼
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a medical image diagnostic apparatus which can display an image of network structure, such as blood vessels, and an image of tissue with gradation, such as parenchymatous internal organs, in such a manner that their positional relationship can be observed accurately and is capable of obtaining quantitative parameters accurately from three-dimensional information based on an image of tissue and on an image of a structure, such as blood vessels. <P>SOLUTION: A parenchymatous tissue image T and a blood vessel image S are synthesized and displayed as follows. First, a tomographic image T1 of a specific cross section of the parenchymatous tissue image T and the blood vessel image S to a viewpoint side (proximal side) than the tomographic image T1 along the Z-axis are synthesized and displayed. Thereafter, the operator inputs specific data from an operation unit including a mouse and a keyboard, thereby changing the position of a displayed tomographic image along the Z-axis. This enables the operator to sequentially display two-dimensional tomographic images (B-mode images) constituting a three-dimensional parenchymatous tissue image as if to turn over the pages of a book. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、医用画像の３次元（３Ｄ）表示に関し、特に、生体内の実質臓器を形成する組織を表す画像と血管等の構造物を表す画像とを、診断あるいは治療に適した分かりやすい形で提供する医用画像診断装置、及び３次元の医用画像に基づいて生体に関する定量パラメータを得る医用画像診断装置に関する。   The present invention relates to a three-dimensional (3D) display of a medical image, and in particular, an easy-to-understand form suitable for diagnosis or treatment of an image representing a tissue forming a substantial organ in a living body and an image representing a structure such as a blood vessel. And a medical image diagnostic apparatus for obtaining quantitative parameters relating to a living body based on a three-dimensional medical image.

生体内の血管構造を立体的に把握することは、種々の診断を行う上で重要である。例えば、肝臓内の肝腫瘍に入り込む栄養血管を把握することは悪性良性の鑑別や治療効果の判定において重要であり、また、腎機能を評価する上では腎臓内の血流の環流状態がその指標になる。   Understanding the vascular structure in a living body in three dimensions is important for making various diagnoses. For example, grasping the nutritional blood vessels that enter the liver tumor in the liver is important for the differentiation of malignant benign and the determination of therapeutic effect, and the evaluation of the renal blood flow is an indicator for evaluating renal function. become.

しかし、血管構造の３次元情報のみからでは、適切な診断をする上で不十分な場合が多い。例えば、肝腫瘍の付近に血管が検出・映像化され、血管の３Ｄ画像が得られたとしても、その血管の腫瘍が栄養血管か否かを判断するためには、血管が腫瘍の内部に入り込んでいるか否かを知る必要がある。しかし、腫瘍像が無く血管像のみからでは、腫瘍の位置を知ることができないので診断は行えない。また、腎血流についても、腎臓の実質又は表面がどこにあるかがわからなければ、腎表面付近まで血流が環流しているか否かは明らかでない。つまり、血流または血管の画像と位置関係が保たれている実質臓器の画像が同時に得られ、かつ表示されることなくして十分な診断は行えない。   However, in many cases, it is not sufficient to make an appropriate diagnosis only from the three-dimensional information of the blood vessel structure. For example, even if a blood vessel is detected and visualized in the vicinity of a liver tumor and a 3D image of the blood vessel is obtained, in order to determine whether the tumor of the blood vessel is a trophic blood vessel, the blood vessel enters the tumor. It is necessary to know whether or not. However, diagnosis cannot be performed because there is no tumor image and only the blood vessel image cannot be used to know the position of the tumor. In addition, regarding the renal blood flow, it is not clear whether the blood flow is circulating to the vicinity of the kidney surface unless the location of the parenchyma or surface of the kidney is known. In other words, a sufficient diagnosis cannot be made without simultaneously obtaining and displaying an image of a real organ that maintains a positional relationship with a blood flow or blood vessel image.

また、近年、血流量や血管造成の豊富さを定量的に示すことが重要となってきている。しかしながら、従来では、定量パラメータの計算範囲を血管像単独で決定することはできず、定量パラメータを十分な信頼性をもって得ることができないという問題があった。また、十分に定量性のあるパラメータを得ること自体困難であるという問題もあった。   In recent years, it has become important to quantitatively indicate the amount of blood flow and the abundance of blood vessel formation. However, conventionally, the calculation range of the quantitative parameter cannot be determined by the blood vessel image alone, and there is a problem that the quantitative parameter cannot be obtained with sufficient reliability. There is also a problem that it is difficult to obtain a sufficiently quantitative parameter.

本発明は上述した事情を考慮してなされたものであり、その目的は以下の医用画像診断装置を提供することにある。   The present invention has been made in consideration of the above-described circumstances, and an object thereof is to provide the following medical image diagnostic apparatus.

（１）血管など網状構造物の構造物像、及び実質臓器など階調性のある組織像を、それらの位置関係を正確に観察できるように表示する医用画像診断装置。   (1) A medical image diagnostic apparatus that displays a structure image of a network structure such as a blood vessel and a tissue image having gradation such as a real organ so that the positional relationship thereof can be accurately observed.

（２）組織像に基づく３次元情報と、血管などの構造物画の３次元情報とから、定量パラメータを正確に得ることができる医用画像診断装置。   (2) A medical image diagnostic apparatus capable of accurately obtaining quantitative parameters from three-dimensional information based on a tissue image and three-dimensional information of a structure image such as a blood vessel.

上記課題を解決し目的を達成するために、本発明の医用画像診断装置は次のように構成されている。   In order to solve the above problems and achieve the object, the medical image diagnostic apparatus of the present invention is configured as follows.

すなわち、本発明の医用画像診断装置は、血管などの構造物の３次元情報と実質臓器などの組織の３次元情報を、異なる撮影モードにより、両者の位置関係を保持したまま収集する。さらに、
（１）組織像の断面像（２次元画像）と構造物の３次元画像とを座標を対応させて同一画面上に表示し、断面像の前後で３次元画像の表示領域を変化させる。 That is, the medical image diagnostic apparatus according to the present invention collects three-dimensional information of structures such as blood vessels and three-dimensional information of tissues such as a real organ while maintaining the positional relationship between them in different imaging modes. further,
(1) A cross-sectional image (two-dimensional image) of a tissue image and a three-dimensional image of a structure are displayed on the same screen with corresponding coordinates, and the display area of the three-dimensional image is changed before and after the cross-sectional image.

（２）構造物に対する定量パラメータを得る際、パラメータを得る範囲を組織像の３次元情報に基づいて指定し、その指定範囲に対応する構造物像の３次元情報から定量パラメータを求める。   (2) When obtaining a quantitative parameter for a structure, a range for obtaining the parameter is designated based on the three-dimensional information of the tissue image, and the quantitative parameter is obtained from the three-dimensional information of the structure image corresponding to the designated range.

（３）範囲設定だけではなく、定量パラメータの計算自体に、組織像の３次元情報と構造物像の３次元情報の両者を用いる。   (3) In addition to setting the range, both the three-dimensional information of the tissue image and the three-dimensional information of the structure image are used for calculation of the quantitative parameter itself.

本発明によれば、以下の医用画像診断装置を提供できる。   According to the present invention, the following medical image diagnostic apparatus can be provided.

（１）血管など網状構造物の構造物像、及び実質臓器など階調性のある組織像を、それらの位置関係を正確に観察できるように表示する医用画像診断装置。   (1) A medical image diagnostic apparatus that displays a structure image of a network structure such as a blood vessel and a tissue image having gradation such as a real organ so that the positional relationship thereof can be accurately observed.

（２）組織像に基づく３次元情報と、血管などの構造物画の３次元情報とから、定量パラメータを正確に得ることができる医用画像診断装置。   (2) A medical image diagnostic apparatus capable of accurately obtaining quantitative parameters from three-dimensional information based on a tissue image and three-dimensional information of a structure image such as a blood vessel.

本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置による３Ｄデータ収集から画像合成までの処理の流れを示すフローチャートThe flowchart which shows the flow of a process from 3D data collection to image composition by the ultrasonic diagnostic apparatus which concerns on 1st Embodiment of this invention. 腫瘍を含んだ領域の組織像と血管像とを合成して表示するまでの過程を説明するための図Diagram for explaining the process to synthesize and display the tissue image and blood vessel image of the area containing the tumor 断層像の表示位置を変化させることで、血管像の表示領域を変化させる様子を示す図The figure which shows a mode that the display area of a blood vessel image is changed by changing the display position of a tomogram ＸＹＺ軸を所定角度だけ回転させた場合の合成表示例を示す図The figure which shows the example of a composite display at the time of rotating an XYZ axis | shaft only the predetermined angle. 組織像の表示領域により隠されてしまう血管像を組織像から透けてみえる様に表示した場合の合成表示例を示す図The figure which shows the composite display example at the time of displaying so that the blood vessel image hidden by the display area of a tissue image may be seen through the tissue image ２つの３次元像を並べて表示した場合を示す図The figure which shows the case where two three-dimensional images are displayed side by side 本発明の第２実施形態に係る超音波診断装置における組織像を用いた範囲設定法の例を説明するための図The figure for demonstrating the example of the range setting method using the tissue image in the ultrasonic diagnosing device which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 組織像に対してトレースを行う場合の他の例を示す図The figure which shows the other example at the time of performing a trace with respect to a tissue image 組織像上でトレースを行う際に、血管像と組織像の合成像上にもトレース曲線を表示する例を示す図The figure which shows the example which displays the trace curve on the composite image of the blood vessel image and the tissue image when tracing on the tissue image 組織像の信号を用いた補正を説明するための図Diagram for explaining correction using tissue image signal 本発明の第３実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示すブロック図The block diagram which shows schematic structure of the ultrasonic diagnosing device which concerns on 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第４実施形態に係る超音波診断装置により３次元の組織像及び血管像を生成して表示するまでの処理の流れを示すフローチャートThe flowchart which shows the flow of a process until the ultrasonic diagnostic apparatus which concerns on 4th Embodiment of this invention produces | generates and displays a three-dimensional tissue image and a blood vessel image. ある視線方向及び他の視線方向からの合成像の表示例を示す図The figure which shows the example of a display of the synthesized image from a certain gaze direction and another gaze direction

以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.

臓器実質の情報と、血管のような構造物の情報とを同時に得ることができる画像診断機器の実施形態としては、超音波診断装置やＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴ）、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ）などが挙げられる。   As an embodiment of an image diagnostic apparatus capable of simultaneously obtaining organ parenchymal information and blood vessel structure information, an ultrasonic diagnostic apparatus, an X-ray computed tomography apparatus (CT), a magnetic resonance imaging apparatus ( MRI).

以下に述べる第１〜第４実施形態は、本発明を超音波診断装置に適用したものである。超音波診断装置により、Ｂモード撮影（第１の撮影モード）によって臓器実質の組織像を得るとともに、ほぼ同じ時刻の構造物像（血管像）をカラードプラモード（第２の撮影モード）によって得る。これらＢモード撮影像と、カラードプラ撮影像とは、画像の位置座標が対応する。また、１次元アレイ超音波プローブを機械的若しくは人為的に扇動させること、又は２次元アレイ超音波プローブを用いることで、両撮影モードそれぞれの３次元の画像データ（ボリュームデータ）をほぼ同時に得ることができる。当然ながら、両撮影モードのボリュームデータも、空間的な位置座標は対応する。   In the following first to fourth embodiments, the present invention is applied to an ultrasonic diagnostic apparatus. The ultrasound diagnostic apparatus obtains a tissue image of the organ parenchyma by B-mode imaging (first imaging mode), and obtains a structure image (blood vessel image) at substantially the same time by color Doppler mode (second imaging mode). . These B-mode captured images and color Doppler captured images correspond to the position coordinates of the images. In addition, the three-dimensional image data (volume data) of each imaging mode can be obtained almost simultaneously by mechanically or artificially inciting the one-dimensional array ultrasonic probe or by using the two-dimensional array ultrasonic probe. Can do. Of course, the spatial position coordinates also correspond to the volume data in both shooting modes.

カラードプラモードにより得られる情報は、基本的には、血流速度と血流からの反射信号のパワーとからなる２種類の情報であるが、パワー情報の方が血流速度情報よりも血管像の構築に適している。このため、第１乃至第４実施形態では、パワー情報に基づく画像を想定するが、速度情報に基づく画像、あるいは他の情報に基づく画像を適用しても良い。   The information obtained by the color Doppler mode is basically two types of information consisting of the blood flow velocity and the power of the reflected signal from the blood flow, but the power information is a blood vessel image rather than the blood flow velocity information. Suitable for construction. For this reason, in the first to fourth embodiments, an image based on power information is assumed, but an image based on speed information or an image based on other information may be applied.

例えば、近年では、造影剤を用いて血管像若しくは臓器実質内のパフュージョンを映像化する手法、例えばコントラストエコー法又はハーモニックイメージング法若しくはフラッシュエコーイメージング法と呼ばれるイメージング手法が提案されている。これらのイメージング手法を適用する場合であっても本発明は実施可能である。   For example, in recent years, a technique for imaging a blood vessel image or perfusion in an organ parenchyma using a contrast agent, for example, an imaging technique called a contrast echo method, a harmonic imaging method, or a flash echo imaging method has been proposed. The present invention can be implemented even when these imaging techniques are applied.

以上述べたことを纏めると、本発明では、異なる撮影モードに従い、位置座標を対応させて撮影モード毎に（少なくとも一方は３次元の）画像データを収集し、両者を弁別して処理可能なように画像メモリのような記憶手段に記憶する。   In summary, according to the present invention, image data (at least one of which is three-dimensional) is collected for each photographing mode according to different photographing modes and corresponding to the position coordinates, and the two can be discriminated and processed. Store in a storage means such as an image memory.

（第１の実施形態）
本実施形態の超音波診断装置は、指定領域の断面又は複数断面の２次元断層像を組織像として表示する。また、組織像とは異なる撮影モードの収集データに基づいて３次元の構造物像を構築し、組織像と組み合わせて表示する。 (First embodiment)
The ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment displays a cross section of a specified region or a two-dimensional tomographic image of a plurality of cross sections as a tissue image. In addition, a three-dimensional structure image is constructed based on collected data in an imaging mode different from the tissue image, and is displayed in combination with the tissue image.

図１は、本発明の医用画像診断装置の第１実施形態に係る超音波診断装置により、組織像及び構造物像を収集して合成し、これを表示するまでの処理の流れを示すフローチャートである。   FIG. 1 is a flowchart showing a flow of processing from collecting and synthesizing a tissue image and a structure image and displaying them by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the medical image diagnostic apparatus of the present invention. is there.

先ず、ステップＳ１に示すように、超音波診断装置により３Ｄデータを収集する。収集は、２種類の撮影モード、すなわちＢモードとカラードプラモードによ基づいて行われ、これらの撮影モードに応じ、Ｂモードの３Ｄデータと、カラードプラモードの３Ｄデータとが収集される。   First, as shown in step S1, 3D data is collected by an ultrasonic diagnostic apparatus. The collection is performed based on two types of photographing modes, that is, the B mode and the color Doppler mode, and according to these photographing modes, the B mode 3D data and the color Doppler mode 3D data are collected.

次に、ステップＳ２に示すように、収集された各々の３Ｄデータを元に組織画像（f(x,y,z)：白黒の階調画像）、及び構造物画像（g(x,y,z)：カラー画像）の2種類の画像を生成する。   Next, as shown in step S2, a tissue image (f (x, y, z): monochrome gradation image) and a structure image (g (x, y, z): Color image) is generated.

さらに、ステップＳ３において、組織画像を元に、断面変換（ＭＰＲ）処理及びテクスチャマッピング等の画像処理を行って断層像F(x,y,z)を生成するとともに、ステップＳ４において構造物画像を元に３Ｄ画像G(x,y,z)を生成する。   Furthermore, in step S3, based on the tissue image, image processing such as cross-sectional transformation (MPR) processing and texture mapping is performed to generate a tomographic image F (x, y, z). A 3D image G (x, y, z) is generated originally.

ステップＳ５においては、３Ｄ画像G(x,y,z)に対し適切な透過度を設定してボリュームレンダリング等の画像処理を施すか、又は３Ｄ画像G(x,y,z)の特定部分のデータを切り出してボリュームレンダリング等の画像処理を行うことでG’(x,y,z)を得る。しかる後、断層像F(x,y,z)と画像処理後の３Ｄ画像G’(x,y,z)とを合成し、合成画像F(x,y,z)+G’(x,y,z)を得る。そしてステップＳ６において合成画像F(x,y,z)+G’(x,y,z)を表示する。   In step S5, an appropriate transparency is set for the 3D image G (x, y, z) and image processing such as volume rendering is performed, or a specific portion of the 3D image G (x, y, z) is selected. G ′ (x, y, z) is obtained by cutting out the data and performing image processing such as volume rendering. Thereafter, the tomographic image F (x, y, z) and the 3D image G ′ (x, y, z) after image processing are synthesized, and the synthesized image F (x, y, z) + G ′ (x, y, z). In step S6, the composite image F (x, y, z) + G ′ (x, y, z) is displayed.

ここで、ステップＳ３〜ステップＳ５における画像の生成および表示について具体的に説明する。   Here, the generation and display of images in step S3 to step S5 will be specifically described.

図２は、本発明の第１実施形態における表示方法の基本的な概念を示したものであり、腫瘍を含んだ領域の実質組織像と血管像（構造物像）とを合成して表示する過程を示す図である。図２（ａ）は実質組織画像を示している。この実質組織画像Ｔ内に示されている点線は、例えば球体の腫瘍Ｔtを表す。また、実質組織画像Ｔの全体は複数枚の２次元断層像から構成される。一方、図２（ｂ）は構造物画像（ここでは血管像）を示している。   FIG. 2 shows a basic concept of the display method according to the first embodiment of the present invention, and displays a composite image of a substantial tissue image and a blood vessel image (structure image) of a region including a tumor. It is a figure which shows a process. FIG. 2A shows a substantial tissue image. A dotted line shown in the parenchymal tissue image T represents, for example, a spherical tumor Tt. Further, the entire substantial tissue image T is composed of a plurality of two-dimensional tomographic images. On the other hand, FIG. 2B shows a structure image (here, a blood vessel image).

これら図２（ａ）及び（ｂ）に示される実質組織画像Ｔ及び血管像Ｓは、次のようにして合成表示される。   The parenchymal tissue image T and blood vessel image S shown in FIGS. 2A and 2B are synthesized and displayed as follows.

まず図２（ｃ）に示すように、実質組織画像Ｔの所定の断面（Ｚ軸上の初期位置におけるＸＹ面）の２次元断層像Ｔ1と、断層像Ｔ1よりもＺ軸に沿って視点側（手前側）の部分に関する血管の３Ｄ像Ｓ、とが合成表示される。つまりここでは、断層像Ｔ1よりも奥側については、血管の３Ｄ像を表示しない。   First, as shown in FIG. 2C, a two-dimensional tomographic image T1 of a predetermined cross section (XY plane at the initial position on the Z axis) of the parenchymal tissue image T, and the viewpoint side along the Z axis from the tomographic image T1 The 3D image S of the blood vessel relating to the (near side) portion is synthesized and displayed. That is, here, a 3D image of the blood vessel is not displayed on the back side of the tomographic image T1.

ここで、操作者は、マウスやキーボード等を含む操作手段から所定の操作入力を行うことで、表示する断層像の位置をＺ軸に沿って変化させることが可能となっている。これにより、３次元の実質組織画像を構成する２次元断層像（Ｂモード像）を、あたかも書物の頁をめくるように、順次に表示させることができる。   Here, the operator can change the position of the tomographic image to be displayed along the Z-axis by performing a predetermined operation input from operation means including a mouse and a keyboard. As a result, a two-dimensional tomographic image (B-mode image) constituting a three-dimensional real tissue image can be sequentially displayed as if turning a page of a book.

図２（ｄ）は、操作手段によりＺ軸上の位置をＴ1よりも奥側にずらした場合における断層像Ｔ2を示しており、図２（ｅ）は、Ｚ軸上の位置をＴ2よりもさらに奥側にずらした場合における断層像Ｔ3を示している。   FIG. 2D shows a tomographic image T2 when the position on the Z-axis is shifted to the back side from T1 by the operating means, and FIG. 2E shows the position on the Z-axis from T2. Further, a tomographic image T3 is shown when it is shifted to the back side.

また、操作手段による断層像Ｔ1〜Ｔ3までの表示更新に伴って、血管像Ｓの表示も図２（ｃ）〜（ｅ）に示すように自動的に更新される。   In addition, the display of the blood vessel image S is automatically updated as shown in FIGS. 2C to 2E in accordance with the display update of the tomographic images T1 to T3 by the operation means.

かくして操作者は、断層像の表示位置を変化させる（表示領域操作）ことで、血管３Ｄ像の表示領域を変化させることができ、このような領域操作を繰り返し行うことで、組織像によって示される腫瘍と血管（像）との位置関係を正確に観察することができるようになる。   Thus, the operator can change the display region of the blood vessel 3D image by changing the display position of the tomographic image (display region operation), and the tissue image is shown by repeatedly performing such region operation. The positional relationship between the tumor and the blood vessel (image) can be accurately observed.

図３は、このような表示領域操作の他の例を示す図である。図２の例では、ＸＹ面の断層像のみを表示するものとなっていたが、図３の例においては、ＸＹ面の断層像Ｔxyに加えて、ＹＺ面の断層像Ｔyzも表示する。また、図２の例ではＺ方向のみについて組織像の表示位置を変化させるものであったが、図３に示す例では、操作手段により断層像ＴxyのＺ方向（矢印Ａ方向）の位置、及び断層像ＴyzのＸ方向（矢印Ｂ方向）の位置を変化させることが可能であり、組織像の表示領域を多方向について変化させることができる。なお、表示領域を任意の形に変化させても良いことは勿論である。   FIG. 3 is a diagram illustrating another example of such a display area operation. In the example of FIG. 2, only the tomographic image on the XY plane is displayed, but in the example of FIG. 3, the tomographic image Tyz on the YZ plane is also displayed in addition to the tomographic image Txy on the XY plane. In the example of FIG. 2, the display position of the tissue image is changed only in the Z direction. In the example of FIG. 3, the position of the tomographic image Txy in the Z direction (arrow A direction) is The position of the tomographic image Tyz in the X direction (arrow B direction) can be changed, and the display area of the tissue image can be changed in multiple directions. Of course, the display area may be changed to an arbitrary shape.

図４は、ＸＹＺ軸を所定角度だけ回転させた場合の合成表示例を示す図である。この例においては、血管構造の基端側Ｓaのみならず先端側Ｓbも表示される。また、断層像Ｔnの位置は、Ｚ方向に沿って矢印Ｃ方向に沿って変化させることができる。   FIG. 4 is a diagram illustrating a composite display example when the XYZ axes are rotated by a predetermined angle. In this example, not only the proximal side Sa of the blood vessel structure but also the distal side Sb is displayed. Further, the position of the tomographic image Tn can be changed along the arrow C direction along the Z direction.

図５は、組織像の表示領域により隠されてしまう血管像を組織像から透けてみえる様に表示した場合の合成表示例を示す図である。この例においては、血管構造の基端側Ｓcが３Ｄ表示されるとともに、断層像Ｔnの位置よりも先端側の血管像Ｓdが、断層像Ｔnを通して透けて見えるように表示される。これは断層像Ｔnの透過度を変更したことによる。   FIG. 5 is a diagram showing a composite display example in a case where a blood vessel image hidden by the display region of the tissue image is displayed so as to be seen through the tissue image. In this example, the proximal end Sc of the blood vessel structure is displayed in 3D, and the blood vessel image Sd on the distal end side relative to the position of the tomographic image Tn is displayed so as to be seen through the tomographic image Tn. This is because the transmittance of the tomographic image Tn is changed.

図６は、２つの３Ｄ像を並べて表示した場合を示す図である。この例においては、断層像Ｔnによって互いに区分される３次元の表示領域Ｖ1及びＶ2のうち、領域Ｖ1側（視点側）の血管像Ｓ1と、領域Ｖ2側（断層像Ｔnよりも奥側）の血管像Ｓ2とが並べて表示される。   FIG. 6 is a diagram illustrating a case where two 3D images are displayed side by side. In this example, the blood vessel image S1 on the region V1 side (viewpoint side) and the region V2 side (the back side relative to the tomographic image Tn) among the three-dimensional display regions V1 and V2 that are separated from each other by the tomographic image Tn. The blood vessel image S2 is displayed side by side.

以上説明したような表示法によれば、操作者は組織像と構造物の位置関係を正確に且つ多面的に把握することができるようになる。なお、操作者は、組織像の領域や断面だけでなく、視点の方向も同時に変えられるようにすることで、より詳細な観察が可能になる。   According to the display method as described above, the operator can accurately and multilaterally grasp the positional relationship between the tissue image and the structure. In addition, the operator can perform more detailed observation by changing the direction of the viewpoint as well as the region and cross section of the tissue image.

（第２の実施形態）
得られた３Ｄ情報から、例えば腫瘍栄養血管の豊富を示す何らかの指標（定量パラメータ）得ようとする際、その範囲をどのように決定するかは重要な問題である。 (Second Embodiment)
When obtaining some index (quantitative parameter) indicating, for example, the abundance of tumor-feeding blood vessels from the obtained 3D information, how to determine the range is an important issue.

図７は、本実施形態に係る組織像を用いた範囲設定法の例を説明するための図である。図７（ａ）に示すように、腫瘍の近くに腫瘍の栄養血管とは異なる血管が多数走行している場合を考える。血管像に基づいて個々の血管を個別に判定していくことは難しい作業である。一方、組織像によれば腫瘍の範囲が正確に把握できる。そこで、本実施形態では組織像（図７（ｂ））に基づいて定量化のための範囲を決定する。すなわち、本実施形態においては図７（ｃ）乃至（ｅ）に示すように、３方向の平面（ここでは、所定のＸＹ平面（図７（ｃ））、ＹＺ平面（図７（ｄ））、及びＸＺ平面（図７（ｄ）））の実質組織画像を表示するとともに、これらの画像上で腫瘍をトレースすることにより定量化のための範囲を設定するものとなっている。なお、図７（ｃ）乃至図（ｅ）において、ハッチングは腫瘍を示し、点線は設定範囲を示す。   FIG. 7 is a diagram for explaining an example of a range setting method using a tissue image according to the present embodiment. As shown in FIG. 7A, a case is considered in which a large number of blood vessels that are different from the nutrient blood vessels of the tumor are running near the tumor. It is difficult to individually determine individual blood vessels based on blood vessel images. On the other hand, according to the tissue image, the range of the tumor can be accurately grasped. Therefore, in the present embodiment, the range for quantification is determined based on the tissue image (FIG. 7B). That is, in the present embodiment, as shown in FIGS. 7C to 7E, three-direction planes (here, a predetermined XY plane (FIG. 7C), a YZ plane (FIG. 7D)). , And the XZ plane (FIG. 7D)) are displayed, and the range for quantification is set by tracing the tumor on these images. 7C to 7E, hatching indicates a tumor, and a dotted line indicates a set range.

より具体的には、ＸＹ平面の組織像上において、腫瘍の断面Ｔ1をトレースすることにより範囲設定情報Ｒ1を得、ＹＺ平面の組織像上において、腫瘍の断面Ｔ1をトレースすることにより範囲設定情報Ｒ2を得、ＸＺ平面の組織像上において、腫瘍の断面Ｔ3をトレースすることにより範囲設定情報Ｒ3を得る。   More specifically, the range setting information R1 is obtained by tracing the cross section T1 of the tumor on the tissue image on the XY plane, and the range setting information is obtained by tracing the cross section T1 of the tumor on the tissue image on the YZ plane. R2 is obtained, and range setting information R3 is obtained by tracing the cross section T3 of the tumor on the tissue image on the XZ plane.

このようなトレース作業が必要ではあるが、本実施形態によれば明確な定義の元に定量パラメータを得ることができる。   Although such trace work is necessary, according to the present embodiment, quantitative parameters can be obtained based on a clear definition.

図８は図７の場合と同様に組織像に対してトレースを行う場合の他の例を示す図である。この例では、図８に示すように実質組織画像の互いに平行な複数の断面ＸＹ−１〜ＸＹ−６からトレース面を選択するものとなっている。図８に、トレース面ＸＹ−１〜ＸＹ−６を示す。   FIG. 8 is a diagram showing another example of tracing a tissue image as in the case of FIG. In this example, as shown in FIG. 8, the trace plane is selected from a plurality of parallel sections XY-1 to XY-6 of the substantial tissue image. FIG. 8 shows trace planes XY-1 to XY-6.

図９は組織像上でトレースを行う際に、血管像と組織像の合成像上にもトレース曲線を表示する例を示す図である。この例ではトレースを行なう組織像Ｔn1上にトレース曲線Ｔc1（X-----X）が表示され、血管像Ｓと組織像Ｔn2の合成画像上にＴc1に相当するトレース曲線Ｔc2が表示される。   FIG. 9 is a diagram illustrating an example in which a trace curve is displayed on a combined image of a blood vessel image and a tissue image when tracing is performed on the tissue image. In this example, the trace curve Tc1 (X ----- X) is displayed on the tissue image Tn1 to be traced, and the trace curve Tc2 corresponding to Tc1 is displayed on the composite image of the blood vessel image S and the tissue image Tn2. .

これにより、操作者は他の血管がトレース範囲外にあることを確認しながらトレース作業を行い得るため、トレースの精度をあまり気にしなくても済み、簡便且つ確実にトレースを行なえる。なお、血管像と組織像の合成画像上ではなく、血管像上にトレース曲線を表示するようにしても良い。   As a result, the operator can perform the tracing work while confirming that the other blood vessels are outside the tracing range, so that it is not necessary to pay much attention to the accuracy of the tracing, and the tracing can be performed easily and reliably. Note that the trace curve may be displayed on the blood vessel image instead of the composite image of the blood vessel image and the tissue image.

なお、以上説明した図８及び図９のいずれの例においても、トレースを行う断面像は、組織のみの像でも良いし、組織断層像に血管の同一断面像を重ね合わせた２次元合成像であっても良い。   8 and 9 described above, the cross-sectional image to be traced may be an image of only the tissue, or a two-dimensional composite image in which the same cross-sectional image of the blood vessel is superimposed on the tissue tomographic image. There may be.

また、トレースは、必ずしも操作者が手動で行なう必要はなく、なんらかのアルゴリズムに基づく自動トレースを行なうようにしても良い。   The tracing is not necessarily performed manually by the operator, and automatic tracing based on some algorithm may be performed.

以上説明したように、第２実施形態によれば、定量化パラメータを計算する際の範囲を簡便かつ正確に設定できる。   As described above, according to the second embodiment, the range for calculating the quantification parameter can be set easily and accurately.

（第３の実施形態）
定量パラメータを用いる際、構造物の情報からのみでは定量性に問題を生じる場合がある。本実施形態は、組織像からの情報も併せて用いることで、より定量性の高い情報を提供するものである。 (Third embodiment)
When the quantitative parameter is used, there may be a problem in the quantitativeness only from the structure information. In the present embodiment, information from a tissue image is also used to provide more quantitative information.

例えば、超音波診断装置のカラードプラのパワー表示において、腫瘍内のドプラパワー値の総量から腫瘍内血流の豊富さ、すなわち「バスキュラリティ」を定量化する。その際に定量化の妨げは、ドプラパワー自体が装置や生体内の特性に影響されてしまう点にある。つまり、装置の送信パワーや受信感度が低い場合には、腫瘍のバスキュラリティは高くても、腫瘍内から得られるドプラパワー自体が小さくなってしまう。また、腫瘍が深い場所にある場合も超音波プローブ〜腫瘍間を音波が伝搬する際の生体内の減衰により、ドプラ信号も減衰してしまう。これらの要因はドプラ信号による定量性を著しく低下させる要因になっている。   For example, in the power display of the color Doppler of the ultrasonic diagnostic apparatus, the abundance of intratumoral blood flow, that is, “vascularity” is quantified from the total amount of Doppler power values in the tumor. In this case, the quantification is hindered by the fact that the Doppler power itself is affected by the characteristics of the apparatus and the living body. That is, when the transmission power and reception sensitivity of the device are low, the Doppler power itself obtained from within the tumor is small even if the vascular sclerosis of the tumor is high. Even when the tumor is in a deep place, the Doppler signal is also attenuated due to attenuation in the living body when the sound wave propagates between the ultrasonic probe and the tumor. These factors are factors that significantly reduce the quantitativeness of the Doppler signal.

上記の要因によるドプラ信号の変化は、同様に組織像にも作用する。そこで本実施形態では、組織像の信号を用いて補正を行う。   Changes in the Doppler signal due to the above factors also affect the tissue image. Therefore, in the present embodiment, correction is performed using a tissue image signal.

図１０は組織像の信号を用いた補正を説明するための図である。   FIG. 10 is a diagram for explaining correction using a tissue image signal.

ここでは、まず、ドプラ信号の腫瘍内のパワーの総量ＤＰを次式に従って求める。

Figure 2009101204
Here, first, the total amount DP of the power in the tumor of the Doppler signal is obtained according to the following equation.
Figure 2009101204

次に、Ｂモード信号の腫瘍内のパワーの総量ＢＰを次式に従って求める。

Figure 2009101204
Next, the total amount BP of the B-mode signal power in the tumor is obtained according to the following equation.
Figure 2009101204

そして、バスキュラリティ・インデックスｆ（ＤＰ，ＢＰ）を例えばＤＰ／ＢＰとして計算し、これに基づいて超音波プローブの送信パワー、受信感度等を補正する。   Then, the vascularity index f (DP, BP) is calculated as DP / BP, for example, and the transmission power, reception sensitivity, etc. of the ultrasonic probe are corrected based on this.

なお、ここでは、腫瘍内の組織像Ｔから補正信号を得るものとなっているが、補正用の領域として腫瘍以外の別の領域を指定しても良い。実際、腫瘍内においては、腫瘍の性質によって信号の強さが大きく変わる可能性があり、送信パワー・受信感度等を補正するためには適切でない場合もある。   Here, the correction signal is obtained from the tissue image T in the tumor, but another area other than the tumor may be designated as the correction area. In fact, within the tumor, the strength of the signal may vary greatly depending on the nature of the tumor, which may not be appropriate for correcting transmission power, reception sensitivity, and the like.

ところで、超音波診断装置に限定して言えば、通常、組織像はＢモード像を指すが、Ｂモード像とカラードプラ像とでは送信受信の条件が異なるため、求める情報に対する減衰等の影響が同等であるとは言えない。よって、補正に用いる組織像としてはＢモード像は最適でない。   By the way, if it is limited to the ultrasonic diagnostic apparatus, the tissue image usually indicates a B-mode image. However, since the transmission / reception conditions are different between the B-mode image and the color Doppler image, there is an influence such as attenuation on information to be obtained. It cannot be said that they are equivalent. Therefore, a B-mode image is not optimal as a tissue image used for correction.

図１１はこの問題を解決するための装置構造を示すブロック図である。同図において１は超音波プローブ、２は送信系、３は受信系、４はＢモード用信号処理系、５はカラードプラ処理系、９は表示系、１０は計測系、そして１１はモニタを示している。   FIG. 11 is a block diagram showing an apparatus structure for solving this problem. In the figure, 1 is an ultrasonic probe, 2 is a transmission system, 3 is a reception system, 4 is a signal processing system for B mode, 5 is a color Doppler processing system, 9 is a display system, 10 is a measurement system, and 11 is a monitor. Show.

ドプラ信号を得るためのカラードプラ処理系では、通常、組織からの信号を除去し、血流からの信号のみを表示するためにＭＴＩフィルタと呼ばれるＨＰＦ（低域遮断フィルタ）を具備している。   A color Doppler processing system for obtaining a Doppler signal usually includes an HPF (Low Frequency Cutoff Filter) called an MTI filter in order to remove a signal from a tissue and display only a signal from a blood flow.

本実施形態のカラードプラ処理系５は、ＭＴＩフィルタ６を通した後にパワー計算を行なう自己相関演算部７と、ＭＴＩフィルタ６を通さないで受信系３からの信号を直接用いてパワー計算を行なう自己相関演算部８とを具備している。   The color Doppler processing system 5 of this embodiment performs power calculation using an autocorrelation calculation unit 7 that performs power calculation after passing through the MTI filter 6 and a signal from the reception system 3 without passing through the MTI filter 6. And an autocorrelation calculation unit 8.

このような構成によれば、自己相関演算部８によって得られるパワー値に基づくことで上述した定量化のための補正に適した組織像を得ることができる。   According to such a configuration, a tissue image suitable for the correction for quantification described above can be obtained based on the power value obtained by the autocorrelation calculation unit 8.

以上説明したように、第３実施形態によれば、定量化する際の誤差要因を補正でき、定量性の高いパラメータを求めることができる。   As described above, according to the third embodiment, it is possible to correct an error factor when quantifying, and to obtain a highly quantitative parameter.

（第４実施形態）
上述した第１乃至第３実施形態は、Ｂモード撮影により得られた超音波２次元断層像（より正確には、一の断面又は複数の断面に関する超音波２次元断層像を特定の視点方向から見た図）を２次元の組織画像として表示し、カラードプラモード撮影により得られた収集データから３次元画像を生成し、３次元の構造物画像として表示するものであった。言い替えれば、２次元画像表示（対象物の２次元情報を2次元で表示）と３次元画像表示（対象物の３次元情報を２次元で表示）の組み合わせに関するものであった。 (Fourth embodiment)
In the first to third embodiments described above, an ultrasonic two-dimensional tomographic image obtained by B-mode imaging (more precisely, an ultrasonic two-dimensional tomographic image related to one cross section or a plurality of cross sections is obtained from a specific viewpoint direction. Is displayed as a two-dimensional tissue image, a three-dimensional image is generated from collected data obtained by color Doppler mode imaging, and is displayed as a three-dimensional structure image. In other words, it relates to a combination of a two-dimensional image display (displaying two-dimensional information of an object in two dimensions) and a three-dimensional image display (displaying three-dimensional information of the object in two dimensions).

一方、本発明の第４実施形態は、これら第１乃至第３実施形態とは異なり、３次元の組織像と、３次元の血管像（構造物像）とを合成表示するものである。   On the other hand, unlike the first to third embodiments, the fourth embodiment of the present invention displays a composite image of a three-dimensional tissue image and a three-dimensional blood vessel image (structure image).

図１２は本発明の医用画像診断装置の第４実施形態に係る超音波診断装置により３次元の組織像及び血管像を生成して表示するまでの処理の流れを示すフローチャートである。   FIG. 12 is a flowchart showing a flow of processing until a three-dimensional tissue image and blood vessel image are generated and displayed by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourth embodiment of the medical image diagnostic apparatus of the present invention.

先ずステップＳ１に示すように、本実施形態の超音波診断装置は、Ｂモード撮影により３Ｄデータを収集し、このＢモード撮影と同時に行われるカラードプラモード撮影により他の３Ｄデータを収集する。なお、Ｂモード撮影によれば、複数枚の２次元断層像を得ることができ、カラードプラモード撮影によれば、複数枚の血流画像（血管の構造を表す画像）を得ることができる。   First, as shown in step S1, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment collects 3D data by B-mode imaging, and collects other 3D data by color Doppler mode imaging performed simultaneously with the B-mode imaging. In addition, according to B mode imaging, a plurality of two-dimensional tomographic images can be obtained, and according to color Doppler mode imaging, a plurality of blood flow images (images representing blood vessel structures) can be obtained.

これら３Ｄデータ収集は、１次元アレイ超音波プローブを機械的若しくは人為的に扇動させること、又は２次元アレイ超音波プローブを用いること、により行われる。なお、両撮影モードの３Ｄデータ（ボリュームデータ）は、空間的な位置座標が対応する。   These 3D data collection is performed by mechanically or artificially inciting a one-dimensional array ultrasonic probe or using a two-dimensional array ultrasonic probe. Note that the spatial position coordinates correspond to the 3D data (volume data) in both shooting modes.

次に、ステップＳ２において、Ｂモード撮影により得られた複数枚の２次元断層像から、例えば臓器実質内の腫瘍を関心領域として抽出する処理を行う。そして、抽出された腫瘍に対しボリュームレンダリング処理からなる３次元画像処理を施すことで、３次元の腫瘍像（組織像）を生成する（ステップＳ３）。なお、組織像からの抽出対象物は、腫瘍のみに限定されないことは勿論である。   Next, in step S2, for example, a tumor in the organ parenchyma is extracted as a region of interest from a plurality of two-dimensional tomographic images obtained by B-mode imaging. Then, a three-dimensional tumor image (tissue image) is generated by performing three-dimensional image processing including volume rendering processing on the extracted tumor (step S3). Of course, the object to be extracted from the tissue image is not limited to a tumor.

次に、ステップＳ４において、カラードプラモード撮影により得られた複数枚の血流画像（血管の構造を表す画像）に対し、上記組織像と同様にボリュームレンダリング処理からなる３次元画像処理を施すことで、３次元の血管像（構造物像）を生成する。なお、ステップＳ２乃至ステップＳ３による腫瘍像の生成処理と、ステップＳ４における血管像の生成処理は、説明したように順番に行われても良いし、並列に行われても良い。   Next, in step S4, three-dimensional image processing including volume rendering processing is performed on a plurality of blood flow images (images representing blood vessel structures) obtained by color Doppler mode imaging in the same manner as the tissue image. Thus, a three-dimensional blood vessel image (structure image) is generated. Note that the tumor image generation process in steps S2 to S3 and the blood vessel image generation process in step S4 may be performed in order as described above or in parallel.

次に、ステップＳ５において、３次元の組織像と血管像とを合成する。ここでは、所定の視線方向を設定し、当該視線方向からの光源追跡を行い、腫瘍像と血管像との位置関係に応じて、各々の像のボクセルの透過度を設定する処理（陰面処理）により両画像の合成が行われる。   Next, in step S5, a three-dimensional tissue image and blood vessel image are synthesized. Here, a process of setting a predetermined line-of-sight direction, performing light source tracking from the line-of-sight direction, and setting the transmissivity of voxels of each image according to the positional relationship between the tumor image and the blood vessel image (hidden surface process) Thus, both images are combined.

そして、ステップＳ５において合成された画像をステップＳ６において表示する。図１３Ａは、ある視線方向からの合成像の表示例を示す。図１３Ａにおいて、Ｔは腫瘍の３次元像、Ｖ１及びＶ２は３次元の血管像を示す。   Then, the image synthesized in step S5 is displayed in step S6. FIG. 13A shows a display example of a composite image from a certain viewing direction. In FIG. 13A, T is a three-dimensional image of a tumor, and V1 and V2 are three-dimensional blood vessel images.

また、Ｍは視線方向を設定するためのマーカーである。すなわち、このステップＳ６においては、操作者が上記マーカーＭを操作することで視線方向を変更することが可能となっており、かかる変更が行われた際には、視線方向に関するパラメータが変更されて上記ステップＳ２乃至Ｓ５の処理が繰り返され、表示内容が更新される。図１３Ｂは、視線方向を変更した場合の表示例を示す。   M is a marker for setting the viewing direction. That is, in this step S6, it is possible for the operator to change the line-of-sight direction by operating the marker M, and when this change is made, the parameters relating to the line-of-sight direction are changed. The processes in steps S2 to S5 are repeated, and the display content is updated. FIG. 13B shows a display example when the line-of-sight direction is changed.

このような本実施形態によれば、組織像によって示される腫瘍と血管（像）との位置関係を正確に観察することができるようになる。   According to the present embodiment, the positional relationship between the tumor and the blood vessel (image) indicated by the tissue image can be accurately observed.

なお、本発明は上述した実施形態に限定されず種々変形して実施可能である。   The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be implemented with various modifications.

１…超音波プローブ
２…送信系
３…受信系
４…Ｂモード用信号処理系
５…カラードプラ処理系
６…ＭＴＩフィルタ
７、８…自己相関演算部
９…表示系
１０…計測系
１１…モニタ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Ultrasonic probe 2 ... Transmission system 3 ... Reception system 4 ... B-mode signal processing system 5 ... Color Doppler processing system 6 ... MTI filter 7, 8 ... Autocorrelation calculation part 9 ... Display system 10 ... Measurement system 11 ... Monitor

Claims (6)

第１の撮影モードにより第１の３次元画像データを収集し、第２の撮影モードにより当該第１の３次元画像データと位置座標を対応させて第２の３次元画像データを収集する収集手段と、
前記収集手段により収集された前記第１の３次元画像データから第１の３次元画像を生成する第１生成手段と、
前記収集手段により収集された前記第２の３次元画像データから第２の３次元画像を生成する第２生成手段と、
前記第１生成手段により生成された第１の三次元画像と、前記第２生成手段により生成された第２の３次元画像とを両者の位置を整合させて合成する合成手段と、
前記合成手段により合成された画像を表示する表示手段と、
を具備することを特徴とする医用画像診断装置。 Collecting means for collecting first three-dimensional image data in the first photographing mode, and collecting second three-dimensional image data in correspondence with the first three-dimensional image data and position coordinates in the second photographing mode. When,
First generation means for generating a first three-dimensional image from the first three-dimensional image data collected by the collection means;
Second generation means for generating a second three-dimensional image from the second three-dimensional image data collected by the collection means;
Synthesizing means for synthesizing the first three-dimensional image generated by the first generating means and the second three-dimensional image generated by the second generating means by matching their positions;
Display means for displaying the image synthesized by the synthesis means;
A medical image diagnostic apparatus comprising: 前記第１及び第２の３次元画像データの少なくともいずれか一方は、超音波画像データであることを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。 The medical image diagnostic apparatus according to claim 1, wherein at least one of the first and second three-dimensional image data is ultrasonic image data. 前記第１の撮影モードは超音波診断装置のＢモードであり、前記第１生成手段はＢモードの３次元画像を生成することを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。 The medical image diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first imaging mode is a B mode of an ultrasonic diagnostic apparatus, and the first generation unit generates a B-mode three-dimensional image. 前記第２の撮影モードは超音波診断装置のドプラモードであり、前記第２生成手段は、ドプラモードの３次元画像を生成することを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。 The medical image diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the second imaging mode is a Doppler mode of an ultrasonic diagnostic apparatus, and the second generation unit generates a three-dimensional image in Doppler mode. 前記第１生成手段が生成する第１の３次元画像は、被検体の臓器実質を表す組織画像であることを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。 The medical image diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first three-dimensional image generated by the first generation unit is a tissue image representing an organ substance of a subject. 前記第２生成手段が生成する第２の３次元画像は、被検体の血流を表す構造物画像であることを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。 The medical image diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the second three-dimensional image generated by the second generation unit is a structure image representing a blood flow of the subject.
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