JP2017195913A - Ultrasonic diagnostic device - Google Patents
Ultrasonic diagnostic device Download PDFInfo
- Publication number
- JP2017195913A JP2017195913A JP2016086696A JP2016086696A JP2017195913A JP 2017195913 A JP2017195913 A JP 2017195913A JP 2016086696 A JP2016086696 A JP 2016086696A JP 2016086696 A JP2016086696 A JP 2016086696A JP 2017195913 A JP2017195913 A JP 2017195913A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood flow
- opacity
- voxel
- flow power
- ray
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
本発明は、超音波診断装置に関し、特に三次元血流画像を形成する技術に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to a technique for forming a three-dimensional blood flow image.
超音波診断装置は、超音波を送受することにより得られた受信データに基づいて超音波画像を形成して表示する装置である。超音波画像としては、例えばＢモード画像やカラードプラ画像などの二次元画像が良く知られている。また、超音波を送受することにより立体的に得られるデータに基づいて、生体内の組織や胎児などを立体的に映し出す三次元組織画像を形成する装置も知られている。 An ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that forms and displays an ultrasonic image based on reception data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves. As the ultrasound image, for example, a two-dimensional image such as a B-mode image or a color Doppler image is well known. There is also known an apparatus that forms a three-dimensional tissue image that three-dimensionally displays a tissue or a fetus in a living body based on data obtained three-dimensionally by transmitting and receiving ultrasonic waves.
さらに、生体内における血流を立体的に表す三次元血流画像を形成する装置も提案されている。例えば、特許文献１には、ノイズが効果的に除去又は低減された三次元血流画像を形成する装置が記載されている。また、特許文献２には、奥行き感を得られる三次元血流画像を形成する装置が記載されている。 Furthermore, an apparatus for forming a three-dimensional blood flow image that three-dimensionally represents blood flow in a living body has been proposed. For example, Patent Document 1 describes an apparatus that forms a three-dimensional blood flow image in which noise is effectively removed or reduced. Patent Document 2 describes an apparatus that forms a three-dimensional blood flow image that provides a sense of depth.
本願の発明者は、特許文献１，２に開示される画期的な装置のさらなる改良について研究開発を重ねてきた。特に血流パワーに基づいて形成される三次元血流画像に注目した。 The inventor of the present application has conducted research and development on further improvements of the epoch-making apparatus disclosed in Patent Documents 1 and 2. In particular, we focused on three-dimensional blood flow images formed based on blood flow power.
本発明は、このような背景事情に鑑みて成されたものであり、その目的は、血流パワーに基づく三次元血流画像の画質を改善することにある。 The present invention has been made in view of such background circumstances, and an object thereof is to improve the image quality of a three-dimensional blood flow image based on blood flow power.
上記目的にかなう好適な超音波診断装置は、超音波を送受することにより血流を含む領域から得られるドプラ情報に基づいて、符号付き血流パワーのボリュームデータを生成するボリュームデータ生成部と、前記ボリュームデータに対して設定される複数のレイの各レイごとに、当該レイに沿って得られる符号付き血流パワーとそれに対応したオパシティを利用したボクセル演算を実行するボクセル演算部と、前記ボクセル演算により複数のレイから得られる演算値に基づいて三次元血流画像を形成する三次元画像形成部とを有し、前記ボクセル演算部は、符号付き血流パワーに対応したオパシティを決定するためのオパシティカーブとして、血流パワーのゼロ近傍を規定する区間においてオパシティが抑圧されたオパシティカーブを利用してボクセル演算を実行することを特徴とする。 A suitable ultrasonic diagnostic apparatus that meets the above-described purpose includes a volume data generation unit that generates volume data of signed blood flow power based on Doppler information obtained from a region including blood flow by transmitting and receiving ultrasonic waves; For each ray of a plurality of rays set for the volume data, a voxel operation unit that executes a voxel operation using a signed blood flow power obtained along the ray and an opacity corresponding thereto, and the voxel A three-dimensional image forming unit that forms a three-dimensional blood flow image based on calculation values obtained from a plurality of rays by calculation, and the voxel calculation unit determines an opacity corresponding to a signed blood flow power As the opacity curve, the opacity curve in which the opacity is suppressed in the interval that defines the vicinity of zero of the blood flow power is used. And executes a voxel calculation.
上記構成において、符号付き血流パワーは、血流から得られるドプラ信号に基づいて導出される。例えば、ドプラ信号の振幅を反映させた情報として血流パワーの絶対値が算出され、ドプラ信号に基づいて得られる血流の方向（ドプラシフトの方向）に応じて正負の符号が決定される。各レイに沿って得られる符号付き血流パワーとそれに対応したオパシティを利用したボクセル演算では、例えば、オパシティの積算値が終了条件を満たした時点における符号付き血流パワーの積算値が演算値として算出される。そして、例えば、血流パワーの積算値に対応した表示色を定めたカラーマップに従って、複数のレイから得られる血流パワーの積算値を色で表現した三次元血流画像が形成される。 In the above configuration, the signed blood flow power is derived based on the Doppler signal obtained from the blood flow. For example, the absolute value of the blood flow power is calculated as information reflecting the amplitude of the Doppler signal, and a positive or negative sign is determined according to the direction of blood flow (the direction of Doppler shift) obtained based on the Doppler signal. In the voxel calculation using the signed blood flow power obtained along each ray and the corresponding opacity, for example, the integrated value of the signed blood flow power when the integrated value of the opacity satisfies the termination condition is used as the calculated value. Calculated. Then, for example, a three-dimensional blood flow image expressing the integrated values of blood flow power obtained from a plurality of rays in color is formed according to a color map that defines a display color corresponding to the integrated value of blood flow power.
ところで、一般に、例えばノイズが多いノイズ領域では、ノイズの影響により正負の符号がランダムに混在した血流パワーが得られてしまう。そのため、各レイがノイズ領域を通ると、ノイズ領域内において正負の血流パワーが互いに打ち消し合うことにより、符号付き血流パワーの積算値が極めて小さくなる（実質的にゼロとなる）場合がある。そのため、例えば各レイの視点側（ボクセル演算の開始点側）にノイズ領域があるにも関わらず何らの対策もせずに各レイのボクセル演算を実行し、ノイズ領域においてオパシティの積算値が終了条件を満たしてしまうと、そのレイにおける符号付き血流パワーの積算値が実質的にゼロとなってしまう。したがって、例えば、血流パワーの積算値を色で表現した三次元血流画像を形成すると、ノイズ領域を通る各レイに対応した画像部分に着色が行われず、血流があるにも関わらず画像内において色抜け（例えば黒表示）となって表現されてしまう場合がある。 By the way, in general, for example, in a noise region where there is a lot of noise, blood flow power in which positive and negative signs are mixed randomly is obtained due to the influence of noise. Therefore, when each ray passes through the noise region, the positive and negative blood flow powers cancel each other out in the noise region, so that the integrated value of the signed blood flow power may become extremely small (substantially becomes zero). . Therefore, for example, even though there is a noise area on the viewpoint side of each ray (the start point side of the voxel calculation), the voxel calculation of each ray is executed without taking any countermeasures, and the integrated value of the opacity in the noise area is an end condition. If this is satisfied, the integrated value of the signed blood flow power at that ray will be substantially zero. Therefore, for example, when a three-dimensional blood flow image in which the integrated value of the blood flow power is expressed in color is formed, the image portion corresponding to each ray passing through the noise region is not colored, and the image is in spite of blood flow. In some cases, it is expressed as color loss (for example, black display).
そこで、上記構成の超音波診断装置は、血流パワーのゼロ近傍を規定する区間においてオパシティが抑圧されたオパシティカーブを利用してボクセル演算を実行する。これにより、例えば各レイがノイズ領域を通る場合でも、ノイズ領域においてオパシティの積算値の増加が抑えられ、ノイズ領域内でオパシティの積算値が終了条件を満たしてしまうことが抑制される。そのため、例えば、各レイ上においてノイズ領域を超えた先にある血流が画像化の対象となり、その結果、例えば画像内における色抜け（例えば黒表示）が抑制される。 Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus having the above configuration executes the voxel calculation using an opacity curve in which the opacity is suppressed in a section defining the vicinity of zero of the blood flow power. Thereby, for example, even when each ray passes through the noise region, an increase in the integrated value of the opacity is suppressed in the noise region, and the integrated value of the opacity in the noise region is suppressed from satisfying the termination condition. Therefore, for example, blood flow beyond the noise region on each ray becomes an object of imaging, and as a result, for example, color loss (for example, black display) in the image is suppressed.
望ましい具体例において、前記ボクセル演算部は、前記ボクセル演算を実行することにより各レイごとに血流パワーの積算値を算出し、前記三次元画像形成部は、血流パワーの積算値に対応した表示色を定めたカラーマップに従って、複数のレイから前記演算値として得られる血流パワーの積算値を色で表現した三次元血流画像を形成することを特徴とする。 In a preferred embodiment, the voxel computing unit calculates an integrated value of blood flow power for each ray by executing the voxel calculation, and the three-dimensional image forming unit corresponds to the integrated value of blood flow power. According to a color map that defines display colors, a three-dimensional blood flow image is formed in which an integrated value of blood flow power obtained as a calculated value from a plurality of rays is expressed in color.
望ましい具体例において、前記カラーマップ上において黒色とみなされる範囲を規定する抑圧区間が設定され、前記ボクセル演算部は、前記抑圧区間に対応した区間においてオパシティが抑圧されたオパシティカーブを利用してボクセル演算を実行することを特徴とする。 In a preferred embodiment, a suppression section that defines a range that is regarded as black on the color map is set, and the voxel computing unit uses a opacity curve in which opacity is suppressed in a section corresponding to the suppression section. An operation is executed.
また、上述した好適な超音波診断装置（望ましい具体例を含む）が備える各部に対応した機能がコンピュータ（タブレット型の端末を含む）により実現されてもよい。例えば、超音波を送受することにより血流を含む領域から得られるドプラ情報に基づいて、符号付き血流パワーのボリュームデータを生成するボリュームデータ生成機能と、前記ボリュームデータに対して設定される複数のレイの各レイごとに、当該レイに沿って得られる符号付き血流パワーとそれに対応したオパシティを利用したボクセル演算を実行するボクセル演算機能と、前記ボクセル演算により複数のレイから得られる演算値に基づいて三次元血流画像を形成する三次元画像形成機能と、符号付き血流パワーに対応したオパシティを決定するためのオパシティカーブとして、血流パワーのゼロ近傍を規定する区間においてオパシティが抑圧されたオパシティカーブを利用して前記ボクセル演算を実行する機能をコンピュータに実現させるプログラムにより、コンピュータを上述した好適な超音波診断装置として機能させることができる。なお、そのプログラムは、例えば、ディスクやメモリなどのコンピュータが読み取り可能な記憶媒体に記憶され、その記憶媒体を介してコンピュータに提供されてもよいし、インターネットなどの電気通信回線を介してコンピュータに提供されてもよい。 Moreover, the function corresponding to each part with which the suitable ultrasonic diagnostic apparatus (including a desirable specific example) mentioned above is provided may be implement | achieved by the computer (a tablet type terminal is included). For example, a volume data generation function for generating volume data of signed blood flow power based on Doppler information obtained from a region including blood flow by transmitting and receiving ultrasonic waves, and a plurality of sets set for the volume data For each ray, a voxel operation function that performs a voxel operation using the signed blood flow power obtained along the ray and the corresponding opacity, and an operation value obtained from a plurality of rays by the voxel operation As a opacity curve for determining the opacity corresponding to the signed blood flow power, the opacity is suppressed in the interval that defines the vicinity of zero of the blood flow power. The computer has a function to execute the voxel calculation using the opacity curve. That program, it is possible to function as a suitable ultrasonic diagnostic apparatus described above the computer. The program may be stored in a computer-readable storage medium such as a disk or a memory, and may be provided to the computer via the storage medium, or may be provided to the computer via an electric communication line such as the Internet. May be provided.
本発明により、血流パワーに基づく三次元血流画像の画質が改善される。例えば、本発明の好適な態様によれば、各レイ上においてノイズ領域を超えた先にある血流が画像化の対象となり、例えば三次元血流画像内における色抜けが抑制される。 According to the present invention, the image quality of a three-dimensional blood flow image based on blood flow power is improved. For example, according to a preferred aspect of the present invention, the blood flow ahead of the noise region on each ray becomes the object of imaging, and for example, color loss in a three-dimensional blood flow image is suppressed.
図１は、本発明の実施において好適な超音波診断装置の具体例を示す図である。プローブ１０は、血流を含む三次元空間内に超音波を送受する超音波探触子である。プローブ１０は、複数の振動素子を備えており、各振動素子が送受信部１２から得られる送信信号に応じて三次元空間に超音波を送波する。また、三次元空間から超音波の反射波（エコー）を受波した各振動素子がその反射波に応じた受波信号を送受信部１２に出力する。 FIG. 1 is a diagram showing a specific example of an ultrasonic diagnostic apparatus suitable for implementing the present invention. The probe 10 is an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves in a three-dimensional space including blood flow. The probe 10 includes a plurality of vibration elements, and each vibration element transmits an ultrasonic wave in a three-dimensional space according to a transmission signal obtained from the transmission / reception unit 12. In addition, each vibration element that receives an ultrasonic reflected wave (echo) from the three-dimensional space outputs a received signal corresponding to the reflected wave to the transmission / reception unit 12.
送受信部１２は、送信ビームフォーマおよび受信ビームフォーマとしての機能を備えている。つまり、送受信部１２は、プローブ１０が備える複数の振動素子の各々に対して送信信号を出力することにより送信ビームを形成し、さらに、複数の振動素子から得られる複数の受波信号に対して整相加算処理などを施して受信ビームを形成する。これにより、超音波ビーム（送信ビームと受信ビーム）が走査面内において走査され、各受信ビームごとに超音波の受信信号（ビームデータ）が形成される。 The transmission / reception unit 12 has functions as a transmission beamformer and a reception beamformer. That is, the transmission / reception unit 12 forms a transmission beam by outputting a transmission signal to each of the plurality of vibration elements included in the probe 10, and further receives a plurality of reception signals obtained from the plurality of vibration elements A reception beam is formed by performing phasing addition processing or the like. Thereby, the ultrasonic beam (transmission beam and reception beam) is scanned in the scanning plane, and an ultrasonic reception signal (beam data) is formed for each reception beam.
送受信部１２は、例えば、血流を含む三次元空間内において走査面の位置を移動させながら立体的な走査を行う。送受信部１２は、例えば、超音波ビームを電子的に走査して走査面を形成する。さらに、走査面が電子的または機械的に移動され、これにより、三次元空間内において複数の走査面に対応した複数フレームが形成される。 For example, the transmission / reception unit 12 performs three-dimensional scanning while moving the position of the scanning plane in a three-dimensional space including blood flow. The transmission / reception unit 12 forms a scanning surface by electronically scanning an ultrasonic beam, for example. Further, the scanning plane is moved electronically or mechanically, thereby forming a plurality of frames corresponding to the plurality of scanning planes in the three-dimensional space.
輝度信号処理部２０は、各フレーム内の受信信号に対する検波処理などにより輝度信号を得る。さらに、輝度信号処理部２０は、輝度信号に基づいて組織フレームデータを形成する。例えば、各フレームごとに公知のＢモード画像に相当する組織フレームデータが形成される。輝度信号処理部２０は、三次元空間内の複数の走査面に対応した複数フレームの組織フレームデータを形成する。 The luminance signal processing unit 20 obtains a luminance signal by detection processing on the received signal in each frame. Further, the luminance signal processing unit 20 forms tissue frame data based on the luminance signal. For example, tissue frame data corresponding to a known B-mode image is formed for each frame. The luminance signal processing unit 20 forms a plurality of frames of tissue frame data corresponding to a plurality of scanning planes in the three-dimensional space.
ドプラ信号処理部３０は、各フレーム内の受信信号に対して直交検波処理や自己相関演算などを施してドプラ信号を得る。さらに、ドプラ信号処理部３０は、ドプラ信号を処理することにより、符号付き血流パワーで構成される血流フレームデータを形成する。例えば、ドプラ信号の振幅を反映させた情報として血流パワーの絶対値が算出され、ドプラ信号に基づいて得られる血流の方向（ドプラシフトの方向）に応じて正負の符号が決定される。ドプラ信号処理部３０は、三次元空間内の複数の走査面に対応した複数フレームの血流フレームデータを形成する。 The Doppler signal processing unit 30 obtains a Doppler signal by performing orthogonal detection processing, autocorrelation calculation, or the like on the received signal in each frame. Further, the Doppler signal processing unit 30 processes the Doppler signal to form blood flow frame data composed of signed blood flow power. For example, the absolute value of the blood flow power is calculated as information reflecting the amplitude of the Doppler signal, and a positive or negative sign is determined according to the direction of blood flow (the direction of Doppler shift) obtained based on the Doppler signal. The Doppler signal processing unit 30 forms a plurality of frames of blood flow frame data corresponding to a plurality of scanning planes in the three-dimensional space.
ボリュームデータ生成部４０は、複数フレームの組織フレームデータと複数フレームの血流フレームデータに基づいて、血流を含む三次元空間（超音波が送受された三次元空間）に対応したボリュームデータを生成する。ボリュームデータ生成部４０は、輝度信号処理部２０から得られる複数フレームの組織フレームデータと、ドプラ信号処理部３０から得られる複数フレームの血流フレームデータに対して、座標変換処理や補間処理などのリコンストラクション処理（立体的なデジタルスキャンコンバート）を施すことにより、ボリュームデータを形成する。 The volume data generation unit 40 generates volume data corresponding to a three-dimensional space including blood flow (a three-dimensional space in which ultrasound is transmitted / received) based on a plurality of frames of tissue frame data and a plurality of frames of blood flow frame data. To do. The volume data generation unit 40 performs coordinate conversion processing, interpolation processing, and the like on the plurality of frames of tissue frame data obtained from the luminance signal processing unit 20 and the plurality of frames of blood flow frame data obtained from the Doppler signal processing unit 30. Volume data is formed by performing reconstruction processing (stereoscopic digital scan conversion).
なお、輝度信号処理部２０とドプラ信号処理部３０において、各フレームごとに座標変換処理や補間処理（２次元のデジタルスキャンコンバート）を行ってから、ボリュームデータ生成部４０において複数フレームを対象とした座標変換処理や補間処理が行われてもよい。ボリュームデータ生成部４０において形成されたボリュームデータは、ボリュームデータ記憶部４２に記憶される。 The luminance signal processing unit 20 and the Doppler signal processing unit 30 perform coordinate conversion processing and interpolation processing (two-dimensional digital scan conversion) for each frame, and then the volume data generation unit 40 targets a plurality of frames. Coordinate conversion processing and interpolation processing may be performed. The volume data formed in the volume data generation unit 40 is stored in the volume data storage unit 42.
ボクセル演算部５０は、ボリュームデータ記憶部４２に記憶されたボリュームデータに対してボクセル演算を実行する。ボクセル演算の実行においては、オパシティ処理部５２から得られるオパシティカーブが利用される。三次元画像形成部６０は、ボクセル演算の結果に基づいて三次元超音波画像を形成する。これにより、三次元空間内において血流を立体的に表現した三次元血流画像が形成され、形成された三次元血流画像が表示部６２に表示される。なお、ボクセル演算部５０とオパシティ処理部５２と三次元画像形成部６０において実行される処理については後にさらに詳述する。 The voxel calculation unit 50 performs voxel calculation on the volume data stored in the volume data storage unit 42. In executing the voxel calculation, an opacity curve obtained from the opacity processing unit 52 is used. The three-dimensional image forming unit 60 forms a three-dimensional ultrasonic image based on the result of the voxel calculation. As a result, a three-dimensional blood flow image that three-dimensionally represents the blood flow in the three-dimensional space is formed, and the formed three-dimensional blood flow image is displayed on the display unit 62. Note that processing executed in the voxel computing unit 50, the opacity processing unit 52, and the three-dimensional image forming unit 60 will be described in detail later.
制御部１００は、図１の超音波診断装置内を全体的に制御する。制御部１００による全体的な制御には、操作デバイス７０を介して医師や検査技師などのユーザから受け付けた指示も反映される。 The control unit 100 generally controls the inside of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. The overall control by the control unit 100 also reflects an instruction received from a user such as a doctor or a laboratory technician via the operation device 70.
図１に示す構成（符号を付した各部分）のうち、送受信部１２，輝度信号処理部２０，ドプラ信号処理部３０，ボリュームデータ生成部４０，ボクセル演算部５０，オパシティ処理部５２，三次元画像形成部６０の各部は、例えば、電気電子回路やプロセッサ等のハードウェアを利用して実現することができ、その実現において必要に応じてメモリ等のデバイスが利用されてもよい。また上記各部に対応した機能の少なくとも一部がコンピュータにより実現されてもよい。つまり、上記各部に対応した機能の少なくとも一部が、ＣＰＵやプロセッサやメモリ等のハードウェアと、ＣＰＵやプロセッサの動作を規定するソフトウェア（プログラム）との協働により実現されてもよい。 1 (respective parts with reference numerals), the transmitter / receiver 12, the luminance signal processor 20, the Doppler signal processor 30, the volume data generator 40, the voxel calculator 50, the opacity processor 52, and the three-dimensional Each unit of the image forming unit 60 can be realized using, for example, hardware such as an electric / electronic circuit or a processor, and a device such as a memory may be used as necessary in the implementation. Further, at least a part of the functions corresponding to the above-described units may be realized by a computer. That is, at least a part of the functions corresponding to the above-described units may be realized by cooperation between hardware such as a CPU, a processor, and a memory and software (program) that defines the operation of the CPU and the processor.
ボリュームデータ記憶部４２は、半導体メモリやハードディスクドライブなどの記憶デバイスにより実現できる。表示部６２の好適な具体例は液晶モニタ等である。操作デバイス７０は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル、その他のスイッチ類等のうちの少なくとも一つにより実現できる。そして、制御部１００は、例えば、ＣＰＵやプロセッサやメモリ等のハードウェアと、ＣＰＵやプロセッサの動作を規定するソフトウェア（プログラム）との協働により実現することができる。 The volume data storage unit 42 can be realized by a storage device such as a semiconductor memory or a hard disk drive. A preferred specific example of the display unit 62 is a liquid crystal monitor or the like. The operation device 70 can be realized by at least one of a mouse, a keyboard, a trackball, a touch panel, and other switches, for example. And the control part 100 is realizable by cooperation with hardwares, such as CPU, a processor, a memory, and the software (program) which prescribes | regulates operation | movement of CPU, a processor, for example.
図１の超音波診断装置の全体構成は以上のとおりである。次に、図１の超音波診断装置により実現される機能と処理の具体例について詳述する。なお、図１に示した構成（部分）については以下の説明において図１の符号を利用する。 The overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1 is as described above. Next, specific examples of functions and processes realized by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 will be described in detail. In addition, about the structure (part) shown in FIG. 1, the code | symbol of FIG. 1 is utilized in the following description.
図２は、ボリュームデータ４４の具体例を示す図である。ボリュームデータ４４は、データ空間内において三次元的に配列された複数のボクセルデータ４６で構成される。 FIG. 2 is a diagram showing a specific example of the volume data 44. The volume data 44 is composed of a plurality of voxel data 46 arranged three-dimensionally in the data space.
例えば、超音波の走査座標系（例えばｒθφ座標系）で得られた複数フレームの組織フレームデータと複数フレームの血流フレームデータに対して、座標変換処理や補間処理などのリコンストラクション処理が施されて、三次元の直交座標系（ｘｙｚ座標系）に対応したボリュームデータ４４が形成される。 For example, reconstruction processing such as coordinate conversion processing and interpolation processing is performed on a plurality of frames of tissue frame data and a plurality of frames of blood flow frame data obtained in an ultrasound scanning coordinate system (for example, rθφ coordinate system). Thus, volume data 44 corresponding to a three-dimensional orthogonal coordinate system (xyz coordinate system) is formed.
複数のボクセルデータ４６は、符号付き血流パワーのデータまたは輝度のデータで構成される。つまり、三次元空間内において血流が存在する位置に対応した各ボクセルには、ボクセルデータ４６として、血流から得られる符号付き血流パワーのデータが対応付けられている。一方、三次元空間内において血流が存在しない位置に対応した各ボクセルにはボクセルデータ４６として、血流以外の組織から得られる輝度データが対応付けられている。 The plurality of voxel data 46 includes signed blood flow power data or luminance data. In other words, each voxel corresponding to a position where blood flow exists in the three-dimensional space is associated with the data of signed blood flow power obtained from the blood flow as the voxel data 46. On the other hand, each voxel corresponding to a position where no blood flow exists in the three-dimensional space is associated with luminance data obtained from a tissue other than the blood flow as voxel data 46.
図２には、符号付き血流パワーのデータと輝度データが混在したボリュームデータ４４の具体例が図示されている。なお、三次元空間内において血流が存在する位置に対応した複数のボクセルのみで構成される符号付き血流パワーボリュームデータと、三次元空間内において血流が存在しない位置に対応した複数のボクセルのみで構成される輝度ボリュームデータの２つのボリュームデータが別々に形成されてもよい。 FIG. 2 shows a specific example of volume data 44 in which signed blood flow power data and luminance data are mixed. A signed blood flow power volume data composed of only a plurality of voxels corresponding to positions where blood flow exists in the three-dimensional space, and a plurality of voxels corresponding to positions where blood flow does not exist in the three-dimensional space. Two pieces of volume data of luminance volume data constituted only by the above may be formed separately.
図３は、ボクセル演算の具体例を示す図である。ボクセル演算（レンダリング処理）においては、三次元空間に対応したボリュームデータ４４の外側に演算上の仮想的な視点ＶＰが設定され、ボリュームデータ４４を間に挟んで、視点ＶＰと反対側に演算上の二次元平面としてのスクリーンＳＣが仮想的に設定される。その視点ＶＰを基準として複数のレイ（透視線）が定義される。 FIG. 3 is a diagram illustrating a specific example of voxel calculation. In the voxel calculation (rendering process), a virtual viewpoint VP for calculation is set outside the volume data 44 corresponding to the three-dimensional space, and the calculation is performed on the opposite side of the viewpoint VP with the volume data 44 interposed therebetween. A screen SC as a two-dimensional plane is virtually set. A plurality of rays (perspective lines) are defined on the basis of the viewpoint VP.
各レイは、例えば視点ＶＰを起点としてボリュームデータ４４を貫通してからスクリーンＳＣ上に達するように設定される。これにより、各レイ上またはそのレイの近傍において、そのレイに対応した複数ボクセルのボクセルデータが対応することになる。 For example, each ray is set so as to reach the screen SC after passing through the volume data 44 starting from the viewpoint VP. Thereby, voxel data of a plurality of voxels corresponding to the ray correspond to each ray or in the vicinity of the ray.
そして、各レイごとに、視点ＶＰ側から、そのレイに対応した複数ボクセルに対してレンダリング法に基づくボクセル演算が逐次的に実行され、最終のボクセル演算の結果としてそのレイに対応した演算値が決定される。そして、複数のレイから得られる複数の演算値に対応した画素をスクリーンＳＣ上にマッピングすることにより三次元画像（レンダリング画像）が得られる。 Then, for each ray, the voxel operation based on the rendering method is sequentially executed on the plurality of voxels corresponding to the ray from the viewpoint VP side, and the operation value corresponding to the ray is obtained as a result of the final voxel operation. It is determined. Then, a three-dimensional image (rendered image) is obtained by mapping pixels corresponding to a plurality of calculation values obtained from a plurality of rays on the screen SC.
ボクセル演算部５０は、ボリュームデータ４４に対して設定される複数のレイの各レイごとに、そのレイに沿って得られる符号付き血流パワーとそれに対応したオパシティを利用したボクセル演算を実行する。各レイごとに実行されるボクセル演算では、そのレイに対応した複数ボクセルに対して、視点ＶＰ側から順に、数１式と数２式に基づくボクセル演算が逐次的に実行される。 The voxel computing unit 50 executes, for each ray of a plurality of rays set for the volume data 44, a voxel computation using a signed blood flow power obtained along that ray and an opacity corresponding thereto. In the voxel calculation executed for each ray, the voxel calculation based on the formula 1 and the formula 2 is sequentially performed on the plurality of voxels corresponding to the ray in order from the viewpoint VP side.
「数１」血流パワー積算値＝オパシティ×ボクセル値×（１−前回のオパシティ積算値）「数２」オパシティ積算値＝オパシティ×（１−前回のオパシティ積算値） "Equation 1" blood flow power integrated value = opacity x voxel value x (1- previous opacity integrated value) "Equation 2" opacity integrated value = opacity x (1- previous opacity integrated value)
三次元血流画像を形成する場合、数１式におけるボクセル値は、符号付き血流パワーとなる。また、数１式と数２式におけるオパシティは、現在の演算対象となるボクセルのボクセル値（符号付き血流パワー）に対応したオパシティであり、ボクセル値（符号付き血流パワー）とオパシティの対応関係を定めたオパシティテーブルを利用して導出される。また、前回のオパシティ積算値は、１ステップ前、つまり現在の演算対象となるボクセルよりも１つ手前（視点ＶＰ側）にあるボクセルまでのオパシティ積算値である。 When a three-dimensional blood flow image is formed, the voxel value in Equation 1 is a signed blood flow power. In addition, the opacity in Equation 1 and Equation 2 is an opacity corresponding to the voxel value (signed blood flow power) of the current voxel to be calculated, and the correspondence between the voxel value (signed blood flow power) and the opacity. Derived using an opacity table that defines the relationship. The previous opacity integrated value is an opacity integrated value up to a voxel that is one step before (ie, the viewpoint VP side) before the voxel that is the current calculation target.
そして、各レイに沿って複数ボクセルの各ボクセルに対して数１式と数２式に基づくボクセル演算が次々に実行され、終了条件を満たした時点において血流パワー積算値（数１式）がそのレイの演算値（ボクセル演算結果）となる。各レイごとのボクセル演算は、そのレイ上の最終ボクセルの演算が終了した時点で又はオパシティ積算値（数２式）が終了閾値に達した時点で終了する。したがって、オパシティ積算値の終了閾値が小さければ小さいほど、視点ＶＰ側に近い表層箇所で各レイのボクセル演算が終了する。三次元血流画像の形成においては、視点ＶＰ側における組織や血流の表層箇所でボクセル演算が終了するように終了条件、例えば終了閾値を設定することが望ましい。 Then, voxel operations based on Equation 1 and Equation 2 are sequentially performed on each voxel of a plurality of voxels along each ray, and the blood flow power integrated value (Equation 1) is obtained when the termination condition is satisfied. The ray calculation value (voxel calculation result) is obtained. The voxel calculation for each ray ends when the calculation of the last voxel on that ray ends or when the opacity integrated value (Equation 2) reaches the end threshold. Therefore, the smaller the end threshold value of the opacity integrated value is, the more voxel calculation for each ray is completed at the surface layer location closer to the viewpoint VP side. In the formation of a three-dimensional blood flow image, it is desirable to set an end condition, for example, an end threshold value, so that the voxel calculation ends at the tissue or blood flow surface layer on the viewpoint VP side.
一般に、例えばノイズが多いノイズ領域では、ノイズの影響により正負の符号がランダムに混在した比較的小さい値の血流パワーが得られてしまう。そのため、各レイがノイズ領域を通ると、ノイズ領域内のボクセル演算において正負の血流パワーが互いに打ち消し合うことにより、符号付き血流パワーの積算値が極めて小さくなる（実質的にゼロとなる）場合がある。そのため、何らの対策もせずに各レイのボクセル演算を実行し、ノイズ領域においてオパシティの積算値が終了条件を満たしてしまうと、そのレイにおける符号付き血流パワーの積算値が実質的にゼロとなってしまう。したがって、例えば、血流パワーの積算値を色で表現した三次元血流画像を形成すると、ノイズ領域を通るレイに対応した画像部分に着色が行われず、血流があるにも関わらず画像内において色抜け（例えば黒表示）となって表現されてしまう場合がある。 In general, for example, in a noisy noise region, a relatively small value of blood flow power in which positive and negative signs are mixed at random is obtained due to the influence of noise. Therefore, when each ray passes through the noise region, the positive and negative blood flow powers cancel each other out in the voxel calculation in the noise region, so that the integrated value of the signed blood flow power becomes extremely small (substantially becomes zero). There is a case. Therefore, if the voxel operation of each ray is executed without taking any measures, and the integrated value of the opacity satisfies the termination condition in the noise region, the integrated value of the signed blood flow power in that ray is substantially zero. turn into. Therefore, for example, when a three-dimensional blood flow image representing the integrated value of the blood flow power in color is formed, the image portion corresponding to the ray passing through the noise region is not colored, and there is blood flow in the image. May be expressed as missing colors (for example, black display).
そこで、図１の超音波診断装置において、ボクセル演算部５０は、血流パワーのゼロ近傍を規定する区間においてオパシティが抑圧されたオパシティカーブを利用してボクセル演算を実行する。そのオパシティカーブに対応したオパシティテーブルはオパシティ処理部５２から得られる。 Therefore, in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1, the voxel calculation unit 50 performs voxel calculation using an opacity curve in which the opacity is suppressed in a section defining the vicinity of zero of the blood flow power. An opacity table corresponding to the opacity curve is obtained from the opacity processing unit 52.
図４は、抑圧されたオパシティカーブの好適な具体例を示す図である。図４（Ａ）には符号付きオパシティカーブ（ＣＡ）が実線で図示されている。図４（Ａ）の横軸はボクセル値つまり符号付き血流パワーであり、縦軸はオパシティの値（０〜１）を示している。 FIG. 4 is a diagram illustrating a preferred specific example of the suppressed opacity curve. In FIG. 4A, a signed opacity curve (CA) is shown by a solid line. The horizontal axis of FIG. 4 (A) is a voxel value, that is, a signed blood flow power, and the vertical axis indicates an opacity value (0 to 1).
図４（Ａ）のオパシティカーブ（ＣＡ）は、ボクセル値が正の領域、つまり血流パワーの符号が正（プラス）の領域において、内側閾値以下（未満）では、ボクセル値の大きさに関わらずオパシティの値がゼロに抑圧されている。また、内側閾値から外側閾値までの範囲において血流パワーの増加に応じてオパシティの値が線形（リニア）に上昇し、外側閾値以上でオパシティの値が飽和して一定（１に固定）となる。なお、内側閾値から外側閾値までの範囲においては、線形に限らず例えば破線で示すように様々な形状のカーブを採用することが可能である。そして、図４（Ａ）の具体例では血流パワーがゼロの縦軸を対称軸として互いに線対称なオパシティカーブ（ＣＡ）となっている。つまり、図４（Ａ）のオパシティカーブ（ＣＡ）では、正の内側閾値と負の内側閾値に挟まれたゼロ近傍領域において、血流パワーの大きさに関わらずオパシティの値がゼロに抑圧されている。 The opacity curve (CA) in FIG. 4A is related to the magnitude of the voxel value in the region where the voxel value is positive, that is, in the region where the sign of the blood flow power is positive (plus) or less (less than) the inner threshold. The opacity value is suppressed to zero. Further, in the range from the inner threshold value to the outer threshold value, the opacity value increases linearly as the blood flow power increases, and the opacity value becomes saturated and fixed (fixed to 1) above the outer threshold value. . Note that in the range from the inner threshold value to the outer threshold value, it is possible to adopt not only linear shapes but also various shapes of curves as indicated by broken lines, for example. In the specific example of FIG. 4A, the opacity curves (CA) are symmetric with respect to each other about the vertical axis where the blood flow power is zero. That is, in the opacity curve (CA) of FIG. 4A, the opacity value is suppressed to zero regardless of the blood flow power level in the near zero region sandwiched between the positive inner threshold and the negative inner threshold. ing.
ボクセル演算部５０は、例えば図４（Ａ）のオパシティカーブ（ＣＡ）に対応したオパシティテーブル（ＬＵＴ）を利用してボクセル演算を実行する。これにより、例えば各レイがノイズ領域を通り、そのノイズ領域において正負の符号がランダムに混在した比較的小さい値の血流パワーがあったとしても、比較的小さい値の血流パワーに対応したオパシティの値がゼロに抑圧されているため、ノイズ領域においてオパシティの積算値の増加が抑えられ、ノイズ領域内でオパシティの積算値が終了条件を満たしてしまうことが抑制される。そのため、例えば、各レイ上においてノイズ領域を超えた先にある血流が画像化の対象となり、その結果、例えば画像内における色抜け（例えば黒表示）が抑制される。 The voxel calculation unit 50 performs voxel calculation using an opacity table (LUT) corresponding to the opacity curve (CA) of FIG. Thus, for example, even if each ray passes through a noise region and there is a relatively small value of blood flow power in which positive and negative signs are randomly mixed in the noise region, an opacity corresponding to a relatively small value of blood flow power is obtained. Is suppressed to zero, an increase in the integrated value of the opacity is suppressed in the noise region, and the integrated value of the opacity in the noise region is suppressed from satisfying the termination condition. Therefore, for example, blood flow beyond the noise region on each ray becomes an object of imaging, and as a result, for example, color loss (for example, black display) in the image is suppressed.
なお、ボクセル演算部５０は、ボクセル演算の実行において、例えば図４（Ｂ）のオパシティカーブ（ＣＢ）に対応したオパシティテーブル（ＬＵＴ）を利用してもよい。図４（Ｂ）には、符号なしオパシティカーブ（ＣＢ）が実線で図示されている。図４（Ｂ）の横軸はボクセル値であり、縦軸はオパシティの値（０〜１）を示している。図４（Ｂ）のオパシティカーブ（ＣＢ）は、ボクセル値が正の領域のみであり、低閾値以下（未満）では、ボクセル値の大きさに関わらずオパシティの値がゼロに抑圧されている。また低閾値から高閾値までの範囲において、ボクセル値の増加に応じてオパシティの値が線形（リニア）に上昇し、高閾値以上でオパシティの値が飽和して一定（１に固定）となる。なお、低閾値から高閾値までの範囲においては、線形に限らず例えば破線で示すように様々な形状のカーブを採用することが可能である。 Note that the voxel computing unit 50 may use, for example, an opacity table (LUT) corresponding to the opacity curve (CB) of FIG. In FIG. 4B, the unsigned opacity curve (CB) is shown by a solid line. In FIG. 4B, the horizontal axis represents the voxel value, and the vertical axis represents the opacity value (0 to 1). The opacity curve (CB) in FIG. 4B is only a region where the voxel value is positive, and below the low threshold value (less than), the opacity value is suppressed to zero regardless of the size of the voxel value. In the range from the low threshold value to the high threshold value, the opacity value increases linearly as the voxel value increases, and the opacity value becomes saturated and fixed (fixed to 1) above the high threshold value. In the range from the low threshold value to the high threshold value, it is possible to adopt not only linear shapes but also various shapes of curves as indicated by broken lines, for example.
三次元血流画像の形成において、図４（Ｂ）の符号なしオパシティカーブ（ＣＢ）を利用する場合には、例えば、血流パワーの絶対値を横軸とし、その絶対値に応じたオパシティの値を決定すればよい。これにより、図４（Ａ）の符号付きオパシティカーブ（ＣＡ）の場合と同様に、血流パワーのゼロ近傍領域において、血流パワーの大きさに関わらずオパシティの値をゼロに抑圧することが可能になる。 When the unsigned opacity curve (CB) in FIG. 4B is used in the formation of the three-dimensional blood flow image, for example, the horizontal axis represents the absolute value of the blood flow power, and the opacity corresponding to the absolute value is shown. What is necessary is just to determine a value. As a result, as in the case of the signed opacity curve (CA) in FIG. 4A, the opacity value can be suppressed to zero regardless of the magnitude of the blood flow power in the region near the blood flow power zero. It becomes possible.
なお、オパシティカーブ（ＣＡ，ＣＢ）に対応したオパシティテーブルはオパシティ処理部５２から得られる。また、オパシティカーブ（ＣＡ，ＣＢ）の抑圧区間を決定する閾値は、例えば、カラーマップを参照して適宜に調整されることが望ましい。 An opacity table corresponding to the opacity curve (CA, CB) is obtained from the opacity processing unit 52. Further, it is desirable that the threshold value for determining the suppression section of the opacity curve (CA, CB) is appropriately adjusted with reference to, for example, a color map.
図５は、カラーマップの具体例を示す図である。図５には、三次元血流画像の形成に利用されるカラーマップの具体例が図示されている。図５の縦軸は符号付き血流パワーの積算値に対応しており、上下方向に長い帯状のカラーバー（図示の都合上グレースケール表示）内に符号付き血流パワーの積算値に応じた色（カラー）が示されている。 FIG. 5 is a diagram showing a specific example of a color map. FIG. 5 shows a specific example of a color map used for forming a three-dimensional blood flow image. The vertical axis in FIG. 5 corresponds to the integrated value of the signed blood flow power, and corresponds to the integrated value of the signed blood flow power in a strip-shaped color bar (displayed in gray scale for convenience of illustration) long in the vertical direction. The color is shown.
三次元画像形成部６０は、例えば、図５のカラーマップに従って、各レイごとに血流パワーの積算値に対応した色を決定し、複数のレイから得られる血流パワーの積算値に対応した色をスクリーンＳＣ（図３）上にマッピングすることにより三次元血流画像を形成する。 For example, according to the color map of FIG. 5, the three-dimensional image forming unit 60 determines a color corresponding to the integrated value of blood flow power for each ray, and corresponds to the integrated value of blood flow power obtained from a plurality of rays. A three-dimensional blood flow image is formed by mapping the colors on the screen SC (FIG. 3).
また、図５のカラーマップは、オパシティカーブの抑圧区間を規定する閾値の設定に利用することもできる。例えば、図５のカラーマップが表示部６２に表示され、ユーザがその表示を確認してカラーマップ上において血流パワーのゼロ近傍領域を指定する。ユーザは、例えば、カラーマップ上の血流パワーがゼロの付近において、黒色に相当すると判断される範囲を抑圧区間として指定する。例えば、カラーマップ上で抑圧区間を規定する閾値（図４（Ａ）の内側閾値（正側，負側）と外側閾値（正側，負側）、または、図４（Ｂ）の低閾値と高閾値）に対応した血流パワーのレベルをユーザが指定する。 The color map of FIG. 5 can also be used for setting a threshold value that defines the suppression section of the opacity curve. For example, the color map of FIG. 5 is displayed on the display unit 62, and the user confirms the display and designates a region near zero of the blood flow power on the color map. For example, the user designates, as the suppression section, a range determined to correspond to black when the blood flow power on the color map is near zero. For example, a threshold value (inner threshold value (positive side, negative side) and outer threshold value (positive side, negative side) in FIG. 4A) or a low threshold value in FIG. The user designates the level of blood flow power corresponding to (high threshold).
もちろん、抑圧区間を規定する閾値を図１の超音波診断装置が決定してもよい。例えばオパシティ処理部５２は、カラーマップ内の色をＲＧＢの三原色の色信号に分解し、ＲＧＢのうちの少なくとも１つの色信号が閾値以下の場合に黒色に相当すると判定し、ＲＧＢのうちの少なくとも１つの色信号が閾値以下となる範囲を抑圧区間とする。また、オパシティ処理部５２は、例えば、カラーマップ内の色を色相、彩度、明度の信号に変換し、彩度と明度の少なくとも１つが閾値以下となる範囲を黒とみなして抑圧区間としてもよい。 Of course, the threshold value that defines the suppression interval may be determined by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. For example, the opacity processing unit 52 decomposes the colors in the color map into color signals of three primary colors of RGB, determines that the color corresponds to black when at least one color signal of RGB is equal to or less than a threshold value, and at least of RGB A range in which one color signal is equal to or less than a threshold is defined as a suppression section. Further, the opacity processing unit 52 converts, for example, colors in the color map into signals of hue, saturation, and brightness, and considers a range in which at least one of saturation and brightness is equal to or less than a threshold as black as a suppression section. Good.
図６は、図１の超音波診断装置による三次元血流画像の形成処理を示すフローチャートである。まず、オパシティカーブの抑圧区間が設定される（Ｓ６０１）。例えば、ユーザがカラーマップ（図５）上の血流パワーがゼロの付近において、黒色に相当すると判断される範囲を抑圧区間として指定する。もちろん、オパシティ処理部５２が抑圧区間を設定してもよい。抑圧区間が設定されると、オパシティ処理部５２は、抑圧されたオパシティカーブ（図４）に対応したオパシティテーブルを生成する（Ｓ６０２）。 FIG. 6 is a flowchart showing a process of forming a three-dimensional blood flow image by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. First, the suppression section of the opacity curve is set (S601). For example, when the blood flow power on the color map (FIG. 5) is near zero, the user designates a range determined to correspond to black as the suppression section. Of course, the opacity processing unit 52 may set a suppression section. When the suppression interval is set, the opacity processing unit 52 generates an opacity table corresponding to the suppressed opacity curve (FIG. 4) (S602).
なお、抑圧区間やカーブ形状が互いに異なる複数のオパシティカーブに対応した複数のオパシティテーブルがメモリ等に記憶され、それら複数のオパシティテーブルの中から画像処理に利用される１つのオパシティテーブルが選択されてもよい。もちろん、抑圧されたオパシティカーブに対応したオパシティテーブルが１つだけ用意され、常にそのオパシティテーブルが利用されてもよい。 A plurality of opacity tables corresponding to a plurality of opacity curves having different suppression sections and curve shapes are stored in a memory or the like, and one opacity table used for image processing is selected from the plurality of opacity tables. Also good. Of course, only one opacity table corresponding to the suppressed opacity curve may be prepared, and the opacity table may always be used.
オパシティテーブルが生成（決定）されると、ボクセル演算部５０は、そのオパシティテーブル（オパシティカーブ）を利用して各レイごとにボクセル演算を実行する（Ｓ６０３）。例えば各レイごとに数１式と数２式に基づくボクセル演算が逐次的に実行される。 When the opacity table is generated (determined), the voxel computing unit 50 executes the voxel computation for each ray using the opacity table (opacity curve) (S603). For example, the voxel operation based on Equation 1 and Equation 2 is sequentially executed for each ray.
各レイごとのボクセル演算は、演算終了条件が満たされるまで繰り返し実行される（Ｓ６０４）。各レイごとのボクセル演算は、例えば、そのレイ上の最終ボクセルの演算が終了した時点で又はオパシティ積算値（数２式）が終了閾値に達した時点で終了する。 The voxel calculation for each ray is repeatedly executed until the calculation end condition is satisfied (S604). The voxel calculation for each ray ends, for example, when the calculation of the last voxel on that ray ends or when the opacity integrated value (Equation 2) reaches the end threshold.
ボクセル演算部５０は、全てのレイの演算が終了するまで、各レイごとにボクセル演算を実行する（Ｓ６０５）。そして、全てのレイの演算が終了すると、三次元画像形成部６０により、複数のレイから得られる複数の演算値に対応した画素がスクリーンＳＣ上にマッピングされて三次元血流画像が形成される。 The voxel calculation unit 50 executes the voxel calculation for each ray until the calculation of all the rays is completed (S605). When all the rays have been calculated, the three-dimensional image forming unit 60 maps pixels corresponding to a plurality of calculation values obtained from the plurality of rays on the screen SC to form a three-dimensional blood flow image. .
図７は、図１の超音波診断装置により形成される三次元血流画像の具体例を示す図である。 FIG. 7 is a diagram showing a specific example of a three-dimensional blood flow image formed by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
図７には、比較例として、オパシティカーブの抑圧を行わずに形成された三次元血流画像（オパシティカーブの抑圧無し）が図示されている。図７に示す比較例では、破線で示す楕円領域内（ノイズ領域内）において血流画像の色抜け（黒表示されるため「黒抜け」と呼ばれる場合もある）が顕著に表れている。 FIG. 7 shows, as a comparative example, a three-dimensional blood flow image (without suppression of the opacity curve) formed without suppressing the opacity curve. In the comparative example shown in FIG. 7, color omission of the blood flow image (sometimes referred to as “black omission” because it is displayed in black) in the elliptical area (in the noise area) indicated by the broken line appears remarkably.
これに対し、図７（１）〜（３）には、オパシティカーブに抑圧区間を設けて形成される三次元血流画像の具体例が図示されている。つまり、血流パワーのゼロ近傍を規定する抑圧区間におけるオパシティをゼロとした場合に得られる三次元血流画像の具体例が図示されている。図７（１）〜（３）の順に、抑圧区間の範囲が段階的に広げられている。例えば、図７（１）では内側閾値（図４参照）が比較的小さいレベルに設定されており、図７（３）では内側閾値が比較的大きいレベルに設定されている。図７（２）では内側閾値が中レベル、つまり図７（１）と図７（３）の中間レベルに設定されている。 In contrast, FIGS. 7A to 7C show specific examples of three-dimensional blood flow images formed by providing suppression sections in the opacity curve. That is, a specific example of a three-dimensional blood flow image obtained when the opacity in the suppression interval defining the vicinity of zero of the blood flow power is zero is shown. The range of the suppression section is expanded stepwise in the order of FIGS. For example, the inner threshold value (see FIG. 4) is set to a relatively small level in FIG. 7 (1), and the inner threshold value is set to a relatively large level in FIG. 7 (3). In FIG. 7 (2), the inner threshold value is set to the middle level, that is, the intermediate level between FIGS. 7 (1) and 7 (3).
オパシティカーブが抑圧されているため、図７（１）〜（３）においては、破線で示す楕円領域（ノイズ領域）に対応した部分においても、血流画像の色表示（図示の都合上グレースケール表示）が確認できる。特に、図７（３）では、破線で示す楕円領域内においても比較的明瞭に血流画像が表現されている。 Since the opacity curve is suppressed, in FIGS. 7 (1) to (3), the color display of the blood flow image is also displayed in the portion corresponding to the elliptical area (noise area) indicated by the broken line (gray scale for convenience of illustration). Display). In particular, in FIG. 7 (3), a blood flow image is expressed relatively clearly even within an elliptical area indicated by a broken line.
以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。 As mentioned above, although preferred embodiment of this invention was described, embodiment mentioned above is only a mere illustration in all the points, and does not limit the scope of the present invention. The present invention includes various modifications without departing from the essence thereof.
１０ プローブ、１２ 送受信部、２０ 輝度信号処理部、３０ ドプラ信号処理部、４０ ボリュームデータ生成部、４２ ボリュームデータ記憶部、５０ ボクセル演算部、５２ オパシティ処理部、６０ 三次元画像形成部、６２ 表示部、７０ 操作デバイス、１００ 制御部。 10 probe, 12 transmission / reception unit, 20 luminance signal processing unit, 30 Doppler signal processing unit, 40 volume data generation unit, 42 volume data storage unit, 50 voxel operation unit, 52 opacity processing unit, 60 three-dimensional image formation unit, 62 display Part, 70 operation device, 100 control part.
Claims (3)
前記ボリュームデータに対して設定される複数のレイの各レイごとに、当該レイに沿って得られる符号付き血流パワーとそれに対応したオパシティを利用したボクセル演算を実行するボクセル演算部と、
前記ボクセル演算により複数のレイから得られる演算値に基づいて三次元血流画像を形成する三次元画像形成部と、
を有し、
前記ボクセル演算部は、符号付き血流パワーに対応したオパシティを決定するためのオパシティカーブとして、血流パワーのゼロ近傍を規定する区間においてオパシティが抑圧されたオパシティカーブを利用してボクセル演算を実行する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 Based on Doppler information obtained from a region including blood flow by sending and receiving ultrasonic waves, a volume data generation unit that generates volume data of signed blood flow power,
For each ray of a plurality of rays set for the volume data, a voxel operation unit that executes a voxel operation using a signed blood flow power obtained along the ray and an opacity corresponding thereto,
A three-dimensional image forming unit that forms a three-dimensional blood flow image based on a calculation value obtained from a plurality of rays by the voxel calculation;
Have
The voxel calculation unit executes a voxel calculation using an opacity curve in which the opacity is suppressed in a section defining a vicinity of zero of the blood flow power as an opacity curve for determining an opacity corresponding to the signed blood flow power. To
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記ボクセル演算部は、前記ボクセル演算を実行することにより各レイごとに血流パワーの積算値を算出し、
前記三次元画像形成部は、血流パワーの積算値に対応した表示色を定めたカラーマップに従って、複数のレイから前記演算値として得られる血流パワーの積算値を色で表現した三次元血流画像を形成する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
The voxel calculation unit calculates an integrated value of blood flow power for each ray by executing the voxel calculation,
The three-dimensional image forming unit, according to a color map that defines a display color corresponding to an integrated value of blood flow power, expresses the integrated value of blood flow power obtained as a calculated value from a plurality of rays in color. Forming a stream image,
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記カラーマップ上において黒色とみなされる範囲を規定する抑圧区間が設定され、
前記ボクセル演算部は、前記抑圧区間に対応した区間においてオパシティが抑圧されたオパシティカーブを利用してボクセル演算を実行する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2,
A suppression section that defines a range that is considered black on the color map is set,
The voxel computing unit performs voxel computation using an opacity curve in which opacity is suppressed in a section corresponding to the suppression section.
An ultrasonic diagnostic apparatus.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2016086696A JP2017195913A (en) | 2016-04-25 | 2016-04-25 | Ultrasonic diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2016086696A JP2017195913A (en) | 2016-04-25 | 2016-04-25 | Ultrasonic diagnostic device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2017195913A true JP2017195913A (en) | 2017-11-02 |
Family
ID=60238415
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2016086696A Pending JP2017195913A (en) | 2016-04-25 | 2016-04-25 | Ultrasonic diagnostic device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2017195913A (en) |
-
2016
- 2016-04-25 JP JP2016086696A patent/JP2017195913A/en active Pending
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| KR101100464B1 (en) | Ultrasound system and method for providing three-dimensional ultrasound image based on sub region of interest | |
| US10564281B2 (en) | Ultrasonography apparatus and ultrasonic imaging method | |
| JP7258568B2 (en) | ULTRASOUND DIAGNOSTIC DEVICE, IMAGE PROCESSING DEVICE, AND IMAGE PROCESSING PROGRAM | |
| JP6113592B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic imaging program | |
| US20150223778A1 (en) | Ultrasonic diagnosis apparatus and image processing method | |
| WO2013105339A1 (en) | Diagnostic ultrasound apparatus | |
| KR20150117685A (en) | Ultrasound image displaying apparatus and method for displaying ultrasound image | |
| JP4864554B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing program | |
| CN110537936B (en) | Blood flow image processing device and method, and computer-readable storage medium | |
| JP5642420B2 (en) | Ultrasound system and method for rendering volume data | |
| CN109982646B (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and image processing method | |
| JP2018187092A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, display method of composite image, and program | |
| US11896435B2 (en) | Ultrasound diagnostic apparatus and examination method | |
| JP2017195913A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JP5348829B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image display method, and ultrasonic image display program | |
| JP2015142608A (en) | ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic program | |
| US11690597B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| US20230225710A1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and image processing apparatus | |
| JP2013121453A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and image processor | |
| KR20080086678A (en) | Ultrasound system and method for forming ultrasound image | |
| US20220327697A1 (en) | Ultrasonic diagnosis apparatus, image processing apparatus, method, and non-transitory computer-readable storage medium | |
| EP4109132A1 (en) | Ultrasound diagnostic apparatus and extraction method | |
| JP5950291B1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and program | |
| US20230233188A1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic method | |
| JP6945427B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment, medical image processing equipment and their programs |