JP2934402B2 - 3次元超音波画像作成方法および画像処理装置 - Google Patents
3次元超音波画像作成方法および画像処理装置Info
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波診断画像処
理技術の改良に関し、特に3次元画像方式(format)に
よる表示のための平面画像情報の超音波信号処理に関す
る。
理技術の改良に関し、特に3次元画像方式(format)に
よる表示のための平面画像情報の超音波信号処理に関す
る。
【0002】
【従来の技術】3次元解析と表示のための被験者の内部
立体を超音波で走査する種々の方法および装置が提案さ
れている。これらの技術の多くは、多数の隣接空間の画
像平面の走査を伴っている。これら相互関連平面からの
超音波情報は、平面内のデ−タの空間座標に基いて、そ
して各平面と他の平面との空間相互関係に基いて解析さ
れ、表示される。画像化される立体の透視図などの3次
元画像方式で、該情報が表示される。有効な3次元画像
が、種々の重なりそして整列された関係により、一連の
空間相互関連2次元画像を同時に表示することにより作
成することができる。例えば、米国特許第5、353、
354号は、多数の平行超音波画像平面の採取および表
示、そして2つの交差する画像平面の表示のための技術
について説明している。
立体を超音波で走査する種々の方法および装置が提案さ
れている。これらの技術の多くは、多数の隣接空間の画
像平面の走査を伴っている。これら相互関連平面からの
超音波情報は、平面内のデ−タの空間座標に基いて、そ
して各平面と他の平面との空間相互関係に基いて解析さ
れ、表示される。画像化される立体の透視図などの3次
元画像方式で、該情報が表示される。有効な3次元画像
が、種々の重なりそして整列された関係により、一連の
空間相互関連2次元画像を同時に表示することにより作
成することができる。例えば、米国特許第5、353、
354号は、多数の平行超音波画像平面の採取および表
示、そして2つの交差する画像平面の表示のための技術
について説明している。
【0003】これらの空間相互関連画像平面を得るため
に、特別に工夫された走査装置を利用した多数の走査技
術が提案されている。報文「直交断面に基く超音波心臓
診断図の3次元的再構成」(”Three-Dimensional Reco
nstruction of Echocardiograms Based On Orthogonal
Sections,” by S. Tamura et al., Pattern Recogniti
on, Vol. 18, No. 2, pp 115-24(1985))は、3つのそ
のような装置について検討しており、それらは:平行画
像平面を得る間、超音波プロ−ブを誘導するためのガイ
ドレ−ル;ア−ムジョイント内の感知器が、変換器に空
間座標を与えるジョイントア−ム(jointed arm);お
よび心臓の長軸についての変換器の回転、である。後者
の目的のための回転変換器プロ−ブは、「心臓学のため
の多次元超音波画像処理」("Multidimensional Ultras
onic Imaging for Cardiology,"by McCann et al., Pro
ceedings of the IEEE, Vol. 76, No. 9, pp 1063-73
(Sept. 1988))に示され、説明されている。しかしなが
ら、特別な走査装置や器具の必要なしに、3次元表示用
の多数の画像平面を得ることができることが好ましい。
に、特別に工夫された走査装置を利用した多数の走査技
術が提案されている。報文「直交断面に基く超音波心臓
診断図の3次元的再構成」(”Three-Dimensional Reco
nstruction of Echocardiograms Based On Orthogonal
Sections,” by S. Tamura et al., Pattern Recogniti
on, Vol. 18, No. 2, pp 115-24(1985))は、3つのそ
のような装置について検討しており、それらは:平行画
像平面を得る間、超音波プロ−ブを誘導するためのガイ
ドレ−ル;ア−ムジョイント内の感知器が、変換器に空
間座標を与えるジョイントア−ム(jointed arm);お
よび心臓の長軸についての変換器の回転、である。後者
の目的のための回転変換器プロ−ブは、「心臓学のため
の多次元超音波画像処理」("Multidimensional Ultras
onic Imaging for Cardiology,"by McCann et al., Pro
ceedings of the IEEE, Vol. 76, No. 9, pp 1063-73
(Sept. 1988))に示され、説明されている。しかしなが
ら、特別な走査装置や器具の必要なしに、3次元表示用
の多数の画像平面を得ることができることが好ましい。
【0004】
【発明が解決しようとする課題】2次元超音波画像処理
の原理を第3次元に拡張するとき、通常、信号および画
像処理の複雑さの顕著な増加と、それに対応するハ−ド
ウエアおよびソフトウエアの複雑化と経費の増加が伴
う。3次元への拡張は、従って通常は、より複雑で高価
な超音波装置構成の開発を必要とすると見なされてい
る。しかし超音波装置の複雑さおよび経費の多少の増加
で、3次元超音波画像処理能力が得られることが望まれ
る。特に、従来の2次元超音波画像装置のハ−ドウエア
を使用して、3次元超音波画像処理能力を得られること
が望ましい。
の原理を第3次元に拡張するとき、通常、信号および画
像処理の複雑さの顕著な増加と、それに対応するハ−ド
ウエアおよびソフトウエアの複雑化と経費の増加が伴
う。3次元への拡張は、従って通常は、より複雑で高価
な超音波装置構成の開発を必要とすると見なされてい
る。しかし超音波装置の複雑さおよび経費の多少の増加
で、3次元超音波画像処理能力が得られることが望まれ
る。特に、従来の2次元超音波画像装置のハ−ドウエア
を使用して、3次元超音波画像処理能力を得られること
が望ましい。
【0005】
【課題を解決するための手段】本発明によると、超音波
装置の走査変換器の新たな使用方法により、従来の2次
元超音波画像処理のハ−ドウエアを使用して、3次元超
音波画像処理が可能となる。即ち、多数の2次元画像が
得られる。これらの画像は、走査変換を通じて処理され
て、種々の画像平面への回転が近似されて、原画像平面
などの基準平面に再投影される。この処理は、従来の走
査変換ハ−ドウエアを使用して、セクタ−角またはセク
タ−画像の深さを、または長方形画像の縦横比を変更す
ることにより実施することができる。
装置の走査変換器の新たな使用方法により、従来の2次
元超音波画像処理のハ−ドウエアを使用して、3次元超
音波画像処理が可能となる。即ち、多数の2次元画像が
得られる。これらの画像は、走査変換を通じて処理され
て、種々の画像平面への回転が近似されて、原画像平面
などの基準平面に再投影される。この処理は、従来の走
査変換ハ−ドウエアを使用して、セクタ−角またはセク
タ−画像の深さを、または長方形画像の縦横比を変更す
ることにより実施することができる。
【0006】好ましい具体例においては、各画像につい
て多数の平面からの投影が行われ、次いで一連の結合画
像として記憶され、ここに各結合画像は、互いに補い合
う対応する投影画像の組からなっている。各結合画像
は、平面画像情報により網羅された3次元領域の異なる
図である。一連の結合画像は、表示装置上に再現するこ
とができ、あたかも観察者の前でそれが回転しているか
のように3次元領域を描写することができる。この記憶
された結合画像は、3次元観察視野基準で呼び出され、
そして3次元表示によって連続的に表示される。この技
術は、3次元超音波画像処理を、素早くまた容易に使用
者に可能とするために、手動走査および従来の走査変換
ソフトウエアを利用することができる。
て多数の平面からの投影が行われ、次いで一連の結合画
像として記憶され、ここに各結合画像は、互いに補い合
う対応する投影画像の組からなっている。各結合画像
は、平面画像情報により網羅された3次元領域の異なる
図である。一連の結合画像は、表示装置上に再現するこ
とができ、あたかも観察者の前でそれが回転しているか
のように3次元領域を描写することができる。この記憶
された結合画像は、3次元観察視野基準で呼び出され、
そして3次元表示によって連続的に表示される。この技
術は、3次元超音波画像処理を、素早くまた容易に使用
者に可能とするために、手動走査および従来の走査変換
ソフトウエアを利用することができる。
【0007】
【発明の実施の形態】先ず図1は、本発明の原理により
構成された超音波診断画像処理装置のブロックダイヤグ
ラムを示している。超音波プロ−ブ10は、患者の体内
に超音波エネルギ−波を発信し、体内から、そして構造
物から戻る超音波エコ−を受信する多素子変換器12を
有する。身体のドップラ−探査のための超音波発信の場
合、関係するのは身体内の動いている組織、血液その他
の体液から戻るエコ−である。超音波プロ−ブ10は、
超音波ビ−ムを形成し誘導するために、変換器の個々の
素子に順次パルス発信させ、受信し、そして各パルス発
信の後に変換器素子によって受信されたエコ−信号を増
幅しディジタル化する発信器/受信器14に接続する。
構成された超音波診断画像処理装置のブロックダイヤグ
ラムを示している。超音波プロ−ブ10は、患者の体内
に超音波エネルギ−波を発信し、体内から、そして構造
物から戻る超音波エコ−を受信する多素子変換器12を
有する。身体のドップラ−探査のための超音波発信の場
合、関係するのは身体内の動いている組織、血液その他
の体液から戻るエコ−である。超音波プロ−ブ10は、
超音波ビ−ムを形成し誘導するために、変換器の個々の
素子に順次パルス発信させ、受信し、そして各パルス発
信の後に変換器素子によって受信されたエコ−信号を増
幅しディジタル化する発信器/受信器14に接続する。
【0008】発信器/受信器14は、該発信器/受信器
により変換器12の特定の素子の動作時間を制御するビ
−ム発生器16に接続している。この時間調整が、変換
器12に、希望する方向に整形され、焦点合わせされた
超音波ビ−ムの発信を可能とする。該ビ−ム発生器16
も、エコ−受信の間、発信器/受信器により作成された
ディジタル化エコ−信号を受信し、適度に遅延させ、そ
してそれらを合計し、位相の揃った(coherent)エコ−
信号を作成する。
により変換器12の特定の素子の動作時間を制御するビ
−ム発生器16に接続している。この時間調整が、変換
器12に、希望する方向に整形され、焦点合わせされた
超音波ビ−ムの発信を可能とする。該ビ−ム発生器16
も、エコ−受信の間、発信器/受信器により作成された
ディジタル化エコ−信号を受信し、適度に遅延させ、そ
してそれらを合計し、位相の揃った(coherent)エコ−
信号を作成する。
【0009】ビ−ム発生器16により作成されたエコ−
信号は、Bモ−ド処理器30およびI,Q復調器18に
転送される。Bモ−ド処理器は、走査される患者の領域
内の組織の構造画像作成のために、空間基準でエコ−信
号の振幅情報を処理する。該I,Q復調器18は、ドッ
プラ−処理のために直交成分に受信エコ−信号を復調す
る。血液などの流れている体液の動きのみが問題である
から、このI,Q成分は、ウォ−ルフィルタ−20によ
り濾過され、走査領域内の血管壁またはその他の組織の
動きに起因する低周波数虚像を除去する。濾過された
I,Q成分は次いで、ドップラ−シフト計算処理器22
およびドップラ−パワ−計算処理器24に転送される。
信号は、Bモ−ド処理器30およびI,Q復調器18に
転送される。Bモ−ド処理器は、走査される患者の領域
内の組織の構造画像作成のために、空間基準でエコ−信
号の振幅情報を処理する。該I,Q復調器18は、ドッ
プラ−処理のために直交成分に受信エコ−信号を復調す
る。血液などの流れている体液の動きのみが問題である
から、このI,Q成分は、ウォ−ルフィルタ−20によ
り濾過され、走査領域内の血管壁またはその他の組織の
動きに起因する低周波数虚像を除去する。濾過された
I,Q成分は次いで、ドップラ−シフト計算処理器22
およびドップラ−パワ−計算処理器24に転送される。
【0010】このドップラ−シフト計算処理器22は、
画像領域の各試料立***置でのI,Q成分から、ドップ
ラ−位相または周波数のシフトを計算するために作動す
る。該ドップラ−シフト計算処理器は、ドップラ−探査
パルスの集合(ensemble)による各試料立***置の探査
から得られる多数の信号試料を処理する。該試料立体の
値は、この値を表示用色価にマッピングする速度画像処
理器26に送られる。この色価は、以下に説明する3次
元表示用色価を空間的に構成する、本発明に基いて操作
される走査変換器および表示処理器32に送られる。こ
の色価は、表示装置40上の画素として表示され、ここ
に各色は、その画素の位置での特定の方向における流れ
の特定の速度を表している。該色流れ速度情報は、従
来、Bモ−ド処理器30により与えられる構造情報によ
り可能となった身体内部の構造画像と重ねられる。この
結合画像は、流れている血液を収容している血管または
臓器の構造と共に、血流の方向と速度の両方を示してい
る。ドップラ−パワ−計算処理器24は、下式;
画像領域の各試料立***置でのI,Q成分から、ドップ
ラ−位相または周波数のシフトを計算するために作動す
る。該ドップラ−シフト計算処理器は、ドップラ−探査
パルスの集合(ensemble)による各試料立***置の探査
から得られる多数の信号試料を処理する。該試料立体の
値は、この値を表示用色価にマッピングする速度画像処
理器26に送られる。この色価は、以下に説明する3次
元表示用色価を空間的に構成する、本発明に基いて操作
される走査変換器および表示処理器32に送られる。こ
の色価は、表示装置40上の画素として表示され、ここ
に各色は、その画素の位置での特定の方向における流れ
の特定の速度を表している。該色流れ速度情報は、従
来、Bモ−ド処理器30により与えられる構造情報によ
り可能となった身体内部の構造画像と重ねられる。この
結合画像は、流れている血液を収容している血管または
臓器の構造と共に、血流の方向と速度の両方を示してい
る。ドップラ−パワ−計算処理器24は、下式;
【0011】
【数1】
【0012】を使用して各試料立***置でのI,Q信号
成分からドップラ−信号パワ−を計算する。各位置での
ドップラ−パワ−計算値は、処理されて実時間で表示さ
れるか、または各位置について先に得られたパワ−計算
値と平均化される。好ましい具体例において、各試料立
***置は、多数のパルスにより探査され、計算処理器2
4は、試料立***置でのドップラ−パワ−の計算におけ
る全ての探査から得られた信号を利用する。これらのド
ップラ−パワ−計算値はマッピングされ、パワ−画像処
理器28により強度または色価が表示される。
成分からドップラ−信号パワ−を計算する。各位置での
ドップラ−パワ−計算値は、処理されて実時間で表示さ
れるか、または各位置について先に得られたパワ−計算
値と平均化される。好ましい具体例において、各試料立
***置は、多数のパルスにより探査され、計算処理器2
4は、試料立***置でのドップラ−パワ−の計算におけ
る全ての探査から得られた信号を利用する。これらのド
ップラ−パワ−計算値はマッピングされ、パワ−画像処
理器28により強度または色価が表示される。
【0013】空間座標と共に表示色は、画像シ−クエン
スメモリ−34内の個々の平面画像内に記憶され、また
走査変換器、および例えば、セクタ−または長方形など
の希望する画像方式に該ドップラ−パワ−表示値を空間
配置する表示処理器32に送られる。2次元ドップラ−
パワ−画像が次いで表示装置40上に表示されるかまた
は、ピ−ク検出を用いた3次元処理のために画像シ−ク
エンスメモリ−34から呼び出され、1994年11月
22日に出願された、発明の名称「3次元表示のための
超音波診断用走査方法」なる同時係属米国特許願第08
/343,811号の中で検討されているように、最大
ドップラ−パワ−強度画像を作成する。図1の装置の使
用者の操作は、例えば、Bモ−ド、色速度ドップラ−ま
たはドップラ−パワ−画像処理など、実施する画像処理
の方法の選択、および3次元表示のための画像シ−クエ
ンスメモリ−34からの画像の検索および記憶を使用者
に可能とする種々の使用者制御42により行われる。
スメモリ−34内の個々の平面画像内に記憶され、また
走査変換器、および例えば、セクタ−または長方形など
の希望する画像方式に該ドップラ−パワ−表示値を空間
配置する表示処理器32に送られる。2次元ドップラ−
パワ−画像が次いで表示装置40上に表示されるかまた
は、ピ−ク検出を用いた3次元処理のために画像シ−ク
エンスメモリ−34から呼び出され、1994年11月
22日に出願された、発明の名称「3次元表示のための
超音波診断用走査方法」なる同時係属米国特許願第08
/343,811号の中で検討されているように、最大
ドップラ−パワ−強度画像を作成する。図1の装置の使
用者の操作は、例えば、Bモ−ド、色速度ドップラ−ま
たはドップラ−パワ−画像処理など、実施する画像処理
の方法の選択、および3次元表示のための画像シ−クエ
ンスメモリ−34からの画像の検索および記憶を使用者
に可能とする種々の使用者制御42により行われる。
【0014】図2は、3次元表示のための一連の画像平
面を手動で得るための超音波プロ−ブ10の使用方法を
説明している。超音波装置の発信器/受信器に接続する
プロ−ブケ−ブル11の一部が、プロ−ブの上部に示さ
れている。プロ−ブ10の変換器の開口は、走査される
身体領域上の患者の皮膚に接触している。患者の皮膚は
図中、層50で表されている。この例では、走査される
患者の領域は、大きな血管56から分岐している小血管
54を有する血管の分岐52を含んでいる。血液は、6
0および62で表わされている血管の構造壁の内部を流
れている。
面を手動で得るための超音波プロ−ブ10の使用方法を
説明している。超音波装置の発信器/受信器に接続する
プロ−ブケ−ブル11の一部が、プロ−ブの上部に示さ
れている。プロ−ブ10の変換器の開口は、走査される
身体領域上の患者の皮膚に接触している。患者の皮膚は
図中、層50で表されている。この例では、走査される
患者の領域は、大きな血管56から分岐している小血管
54を有する血管の分岐52を含んでいる。血液は、6
0および62で表わされている血管の構造壁の内部を流
れている。
【0015】患者と接触しつつプロ−ブ10を揺動(ro
cking )または扇状に動かす(fanning)ことにより、分
岐52を走査することができる。好ましい方法では、多
数の平行な画像平面で該分岐領域を走査するために、矢
印58で示されるように皮膚50に対してブロ−ブ開口
がスライドする。ここではセクタ−として示されている
1つのそのような画像平面64が、プロ−ブの変換器開
口から出ているのが示されている。画像平面64のプロ
−ブとの関係は、プロ−ブ容器横の画像平面標識13に
より明示される。標識13は、画像平面64と同一平面
内にあり、その非逆転表示配列(uninverted display o
rientation)中の画像の上左側に示されている。
cking )または扇状に動かす(fanning)ことにより、分
岐52を走査することができる。好ましい方法では、多
数の平行な画像平面で該分岐領域を走査するために、矢
印58で示されるように皮膚50に対してブロ−ブ開口
がスライドする。ここではセクタ−として示されている
1つのそのような画像平面64が、プロ−ブの変換器開
口から出ているのが示されている。画像平面64のプロ
−ブとの関係は、プロ−ブ容器横の画像平面標識13に
より明示される。標識13は、画像平面64と同一平面
内にあり、その非逆転表示配列(uninverted display o
rientation)中の画像の上左側に示されている。
【0016】本発明によると、該超音波装置は、矢印5
8により示されているように患者の分岐領域上をプロ−
ブがスライドするにつれて、多数の画像平面からの超音
波信号情報を得て、処理する。そのような走査の時間
は、通常約10秒から20秒であり、その間に100か
ら200画像平面が得られ、処理され、そして画像シ−
クエンスメモリ−34に記憶される。
8により示されているように患者の分岐領域上をプロ−
ブがスライドするにつれて、多数の画像平面からの超音
波信号情報を得て、処理する。そのような走査の時間
は、通常約10秒から20秒であり、その間に100か
ら200画像平面が得られ、処理され、そして画像シ−
クエンスメモリ−34に記憶される。
【0017】走査変換器および表示処理器32は、以下
の図面に図示されるように、本発明に従って画像平面を
処理する。図3aは、90゜セクタ−走査画像70を示
し、それは90゜の角度の頂点から放射される多数の走
査線から形成されている。1つの画像点72が、セクタ
−画像の最も左の半径方向走査線74上に示されてお
り、そして他の1つの画像点76が走査線78上に示さ
れている。該走査線78は、22.5゜の角度であり、
セクタ−の左半分の半ばに位置している。図3aでは、
90゜のセクタ−画像70が、X−Y平面に位置してい
る。該セクタ−画像70は、他の同様に得られた画像平
面と共に、X−Y平面と直角の水平面内の視線に沿った
平面を含む領域の画像である結合3次元表示に使用され
る。セクタ−画像70と、この表示の他の平面画像は、
独立して走査変換器および表示処理器32により処理さ
れ、それらの極座標は、2次元セクタ−画像が処理され
る通常の方法で、デカルト座標系に変換される。
の図面に図示されるように、本発明に従って画像平面を
処理する。図3aは、90゜セクタ−走査画像70を示
し、それは90゜の角度の頂点から放射される多数の走
査線から形成されている。1つの画像点72が、セクタ
−画像の最も左の半径方向走査線74上に示されてお
り、そして他の1つの画像点76が走査線78上に示さ
れている。該走査線78は、22.5゜の角度であり、
セクタ−の左半分の半ばに位置している。図3aでは、
90゜のセクタ−画像70が、X−Y平面に位置してい
る。該セクタ−画像70は、他の同様に得られた画像平
面と共に、X−Y平面と直角の水平面内の視線に沿った
平面を含む領域の画像である結合3次元表示に使用され
る。セクタ−画像70と、この表示の他の平面画像は、
独立して走査変換器および表示処理器32により処理さ
れ、それらの極座標は、2次元セクタ−画像が処理され
る通常の方法で、デカルト座標系に変換される。
【0018】このセクタ−画像70とその関係平面は、
あたかも該走査領域が、画像平面と直交する方向以外の
方向から観察しているかのような画像を与えるために、
画像中の点を再配置することによる3次元表示のために
処理される。水平面内の異なる視点から走査領域を観察
するときの、画像点の再配置のための数学的に正確な表
現は下式で表現される:
あたかも該走査領域が、画像平面と直交する方向以外の
方向から観察しているかのような画像を与えるために、
画像中の点を再配置することによる3次元表示のために
処理される。水平面内の異なる視点から走査領域を観察
するときの、画像点の再配置のための数学的に正確な表
現は下式で表現される:
【0019】
【数2】
【0020】】ここに、θは、観察者の視線に直角の観
察平面などの基準平面に対する画像の回転角である。
x,yおよびzは、原画像平面内の点の座標であり、そ
してx’およびy’は、再配置後の画像点の座標であ
る。平面画像のz座標は、上記した同時係属米国特許出
願中に記載されているように、それぞれの平面の測定さ
れた空間座標を得ることにより、または画像平面の間の
名目上の間隔を仮定することによって得ることができ
る。本発明は、この数式が上記の形であるとき、左辺は
純粋な画像回転項であり、右辺は純粋な画像平行移動項
であるという認識を前提としている。2項の独立性は、
回転と平行移動処理を独立して実施することができるこ
とを意味しており、処理を簡明にする。垂直方向の異な
る視点から走査領域を観察するときの点の再配置は、下
式で表わされる:
察平面などの基準平面に対する画像の回転角である。
x,yおよびzは、原画像平面内の点の座標であり、そ
してx’およびy’は、再配置後の画像点の座標であ
る。平面画像のz座標は、上記した同時係属米国特許出
願中に記載されているように、それぞれの平面の測定さ
れた空間座標を得ることにより、または画像平面の間の
名目上の間隔を仮定することによって得ることができ
る。本発明は、この数式が上記の形であるとき、左辺は
純粋な画像回転項であり、右辺は純粋な画像平行移動項
であるという認識を前提としている。2項の独立性は、
回転と平行移動処理を独立して実施することができるこ
とを意味しており、処理を簡明にする。垂直方向の異な
る視点から走査領域を観察するときの点の再配置は、下
式で表わされる:
【0021】
【数3】
【0022】ここに、=の後の第1項は、回転項であ
り、第2項は平行移動項である。z軸に関して回転する
ときの、走査領域の観察のための点の再配置は、下式で
表わされる:
り、第2項は平行移動項である。z軸に関して回転する
ときの、走査領域の観察のための点の再配置は、下式で
表わされる:
【0023】
【数4】
【0024】単一項形式により、それは先の2式の独立
性を有さないことが分かる。本式中、θは、基準方向に
対するz軸についての平面の回転角度である。
性を有さないことが分かる。本式中、θは、基準方向に
対するz軸についての平面の回転角度である。
【0025】本発明においては、上記数式は、図3bお
よび3cに示すように、走査変換器および表示処理器3
2の制御により近似される。走査領域を、x−y平面に
直角以外の水平面内のある角度から観察するとき、図3
bの処理技術が採用される。該セクタ−画像は、あたか
も該x−y平面から新たなy−z平面に矢印80で示さ
れたように、y軸について回転したかのように処理さ
れ、次いで観察者によって観察される観察平面に再投影
される。再投影されるとき、該セクタ−は、セクタ−角
が狭くなったように見え、図3bにおいて、点線で囲ん
だセクタ−により示される当初の90゜のセクタ−角か
ら、セクタ−角は減少して図中矢印81で示される新た
なより狭いセクタ−角70’となる。この図において、
該セクタ−70’は、60゜の角度である。セクタ−画
像70の同じ画像情報は、極座標からデカルト座標に、
走査変換器および表示処理器32により変換されるが、
このとき、60゜のセクタ−角となる。従って、セクタ
−画像70’の走査線は図3aのセクタ−画像70中の
走査線よりも互いに近接する。図3aの点72は、最も
左の走査線84上になお位置し、点76はセクタ−の左
半分の中間に、しかしこの例では15゜の角度の走査線
上になお位置している。
よび3cに示すように、走査変換器および表示処理器3
2の制御により近似される。走査領域を、x−y平面に
直角以外の水平面内のある角度から観察するとき、図3
bの処理技術が採用される。該セクタ−画像は、あたか
も該x−y平面から新たなy−z平面に矢印80で示さ
れたように、y軸について回転したかのように処理さ
れ、次いで観察者によって観察される観察平面に再投影
される。再投影されるとき、該セクタ−は、セクタ−角
が狭くなったように見え、図3bにおいて、点線で囲ん
だセクタ−により示される当初の90゜のセクタ−角か
ら、セクタ−角は減少して図中矢印81で示される新た
なより狭いセクタ−角70’となる。この図において、
該セクタ−70’は、60゜の角度である。セクタ−画
像70の同じ画像情報は、極座標からデカルト座標に、
走査変換器および表示処理器32により変換されるが、
このとき、60゜のセクタ−角となる。従って、セクタ
−画像70’の走査線は図3aのセクタ−画像70中の
走査線よりも互いに近接する。図3aの点72は、最も
左の走査線84上になお位置し、点76はセクタ−の左
半分の中間に、しかしこの例では15゜の角度の走査線
上になお位置している。
【0026】本発明者等は、ある軸について画像平面を
回転させ、そして該回転平面を観察している平面に再投
影するこの工程は、1またはそれ以上の方向について原
超音波画像を拡縮することにより、超音波診断画像処理
装置内で実質的に近似することができることを見出し
た。図3bにおいて、図3aの走査線間隔は、90゜の
原セクタ−の代わりに60゜のセクタ−上で走査線が表
わされるように、再拡縮される。この発見からいくつか
の目立った利益が得られる。1つは、従来の2次元画像
走査変換ハ−ドウエアで、画像を3次元表示用に処理で
きることである。他の利益は、1つの処理された画像を
2度利用することができることであり、それは、1度目
は、y−(+z)平面についてであり、次はy−(−
z)平面についてであり、これらはもしも同じ量だけ、
但し反対方向にy軸に関して回転するならば、セクタ−
が存在する平面である。この利益は、上記した最初の2
つの式は、2つの項、即ち回転項と平行移動項に分けら
れ、平行移動項のただ1つの座標のみが、可変であると
いうことの認識に基いている。従って、3次元画像処理
時間が半分になる。1度回転画像平面が、観察平面の希
望する範囲の半分を処理すると、同じ処理画像が残りの
観察平面に使用される。回転画像平面の移動が、回転方
向に応じて、各軸の回転について1つの方向に実施され
る。最後に、主要な利益が制御ソフトウエアおよび実行
時間の両方の観点から、拡縮を実施するのに使用される
処理の簡明さに実現される。
回転させ、そして該回転平面を観察している平面に再投
影するこの工程は、1またはそれ以上の方向について原
超音波画像を拡縮することにより、超音波診断画像処理
装置内で実質的に近似することができることを見出し
た。図3bにおいて、図3aの走査線間隔は、90゜の
原セクタ−の代わりに60゜のセクタ−上で走査線が表
わされるように、再拡縮される。この発見からいくつか
の目立った利益が得られる。1つは、従来の2次元画像
走査変換ハ−ドウエアで、画像を3次元表示用に処理で
きることである。他の利益は、1つの処理された画像を
2度利用することができることであり、それは、1度目
は、y−(+z)平面についてであり、次はy−(−
z)平面についてであり、これらはもしも同じ量だけ、
但し反対方向にy軸に関して回転するならば、セクタ−
が存在する平面である。この利益は、上記した最初の2
つの式は、2つの項、即ち回転項と平行移動項に分けら
れ、平行移動項のただ1つの座標のみが、可変であると
いうことの認識に基いている。従って、3次元画像処理
時間が半分になる。1度回転画像平面が、観察平面の希
望する範囲の半分を処理すると、同じ処理画像が残りの
観察平面に使用される。回転画像平面の移動が、回転方
向に応じて、各軸の回転について1つの方向に実施され
る。最後に、主要な利益が制御ソフトウエアおよび実行
時間の両方の観点から、拡縮を実施するのに使用される
処理の簡明さに実現される。
【0027】あたかも走査領域が観察者の前で水平に回
転するかのような観察平面の考慮に加えて、図3bの例
の目的は、あたかも走査領域が垂直平面内を回転するか
のように処理できることである。これらの角度からの観
察のため、セクタ−画像70の情報は、あたかもセクタ
−が図3c中、中央線x’−x’について回転するかの
ように処理され、次いで観察平面上に再投影される。こ
の投影は、垂直方向の圧縮のため、走査変換器および表
示処理器32によって拡縮された画像情報となる。該セ
クタ−情報は、原セクタ−の半径方向深さr以下である
半径方向深さr’で処理され、そして該セクタ−角度
は、原セクタ−の点線の境界から、新たなセクタ−の境
界まで延びる矢印91によって表わされるように広げら
れる。セクタ−の角度が広げられる一方、セクタ−の横
幅は変化しない;図3c中の93から93’までの、セ
クタ−の最も横にある2点間の水平距離は、一定であ
る。原セクタ−中の点72は、セクタ−70”の最も外
側の走査線94上に表示されており、そして点76は走
査線98上の点96になり、まだセクタ−70”の左半
分の中間であるが、今回はこの実施例において、30゜
の角度である。
転するかのような観察平面の考慮に加えて、図3bの例
の目的は、あたかも走査領域が垂直平面内を回転するか
のように処理できることである。これらの角度からの観
察のため、セクタ−画像70の情報は、あたかもセクタ
−が図3c中、中央線x’−x’について回転するかの
ように処理され、次いで観察平面上に再投影される。こ
の投影は、垂直方向の圧縮のため、走査変換器および表
示処理器32によって拡縮された画像情報となる。該セ
クタ−情報は、原セクタ−の半径方向深さr以下である
半径方向深さr’で処理され、そして該セクタ−角度
は、原セクタ−の点線の境界から、新たなセクタ−の境
界まで延びる矢印91によって表わされるように広げら
れる。セクタ−の角度が広げられる一方、セクタ−の横
幅は変化しない;図3c中の93から93’までの、セ
クタ−の最も横にある2点間の水平距離は、一定であ
る。原セクタ−中の点72は、セクタ−70”の最も外
側の走査線94上に表示されており、そして点76は走
査線98上の点96になり、まだセクタ−70”の左半
分の中間であるが、今回はこの実施例において、30゜
の角度である。
【0028】この拡縮技術によって、上に引用した利益
を享受し続けることができる。画像情報は、標準走査変
換ハ−ドウエアによって処理することができ、各処理さ
れたセクタ−画像70”は、1度は上からの観察角度
へ、次は下からの相補的観察角度へと、2度使用するこ
とができる。この処理は、素早くそして比較的簡単な制
御ソフトウエアで実行することができる。
を享受し続けることができる。画像情報は、標準走査変
換ハ−ドウエアによって処理することができ、各処理さ
れたセクタ−画像70”は、1度は上からの観察角度
へ、次は下からの相補的観察角度へと、2度使用するこ
とができる。この処理は、素早くそして比較的簡単な制
御ソフトウエアで実行することができる。
【0029】第3の可能性は、観察者から走査領域へと
延びる視線についての走査領域の回転である。この視点
の変化は、図3d中、セクタ−画像70'''で示される
異なる角度の位置への、その頂点について原セクタ−画
像を効率的に回転することにより達成される。該セクタ
−画像70'''はまだ90゜を占めるが、図3aに示す
ように、y軸に関して+45゜から−45゜の範囲の広
がりの代わりに、該セクタ−は、図3dに示されるよう
に、+135゜から−45゜に図示した範囲などの異な
る90゜の範囲に広がっている。原表示の点72は、最
も左の走査線104上の点102に再配置されており、
そして走査線78は、67.5゜の角度に動かされて、
点76を点106に再配置する。この処理は、同じ走査
変換ハ−ドウエアにより実施することができるという、
前記した1つの利益を提供し続けるが、各回転画像は、
前記のように2回でなく、1度だけ使用されるであろう
ということは明らかである。しかし走査平面の頂点につ
いての回転の対称性は、一方向への回転は符号の変化に
より反対方向に有効となるので、制御ソフトウエアを簡
単にする。
延びる視線についての走査領域の回転である。この視点
の変化は、図3d中、セクタ−画像70'''で示される
異なる角度の位置への、その頂点について原セクタ−画
像を効率的に回転することにより達成される。該セクタ
−画像70'''はまだ90゜を占めるが、図3aに示す
ように、y軸に関して+45゜から−45゜の範囲の広
がりの代わりに、該セクタ−は、図3dに示されるよう
に、+135゜から−45゜に図示した範囲などの異な
る90゜の範囲に広がっている。原表示の点72は、最
も左の走査線104上の点102に再配置されており、
そして走査線78は、67.5゜の角度に動かされて、
点76を点106に再配置する。この処理は、同じ走査
変換ハ−ドウエアにより実施することができるという、
前記した1つの利益を提供し続けるが、各回転画像は、
前記のように2回でなく、1度だけ使用されるであろう
ということは明らかである。しかし走査平面の頂点につ
いての回転の対称性は、一方向への回転は符号の変化に
より反対方向に有効となるので、制御ソフトウエアを簡
単にする。
【0030】本発明の3次元画像処理技術は、走査線が
半径方向でなく、平行に配列されているリニア走査画像
平面にも応用可能である。図4aは、x−y平面上に位
置し、y軸上に中心がある、長方形画像170を示す。
点172は、画像の最も左の走査線174上にあり、点
176は、画像中央と、最も左の走査線174の間の走
査線178上に位置している。図4bに示すようにy−
z平面内の位置にy軸についてあたかも回転したかのよ
うに、画像を再構成するために、該回転画像は、観察し
ている平面上に効率的に再投影され、x方向に画像を縮
めることにより縮小された幅で再構成され;該走査線
は、それらが原画像170にあったときよりも画像17
0’においてはより接近する。この幅の縮小は、原画像
170の点線の外枠と、画像170’の横の境界との間
の、内向きの矢印181により示されている。点172
はまだ、同じ画像深さで最も左の走査線184上に位置
しているが、走査線と共に内側に移動しており、それは
点182として示されている。同様に点186はまだ、
画像の中央と最も左の走査線184の間にある走査線1
88上にあるが、走査線間隔の変更により横方向に移動
している。
半径方向でなく、平行に配列されているリニア走査画像
平面にも応用可能である。図4aは、x−y平面上に位
置し、y軸上に中心がある、長方形画像170を示す。
点172は、画像の最も左の走査線174上にあり、点
176は、画像中央と、最も左の走査線174の間の走
査線178上に位置している。図4bに示すようにy−
z平面内の位置にy軸についてあたかも回転したかのよ
うに、画像を再構成するために、該回転画像は、観察し
ている平面上に効率的に再投影され、x方向に画像を縮
めることにより縮小された幅で再構成され;該走査線
は、それらが原画像170にあったときよりも画像17
0’においてはより接近する。この幅の縮小は、原画像
170の点線の外枠と、画像170’の横の境界との間
の、内向きの矢印181により示されている。点172
はまだ、同じ画像深さで最も左の走査線184上に位置
しているが、走査線と共に内側に移動しており、それは
点182として示されている。同様に点186はまだ、
画像の中央と最も左の走査線184の間にある走査線1
88上にあるが、走査線間隔の変更により横方向に移動
している。
【0031】図4cにおいて、画像170は、中央線
x’−x’について実質的に回転し、その水平中央平面
の上からまたは下から3次元立体を観察するときに使用
するため、観察平面上に再投影される。原画像の走査線
をy軸方向に拡縮することにより原画像と比べて、画像
170”が縦方向に圧縮されたことを示すために、原画
像の点線の外枠から内側に向かって矢印191が引かれ
ている。最も左の走査線194上の点192は、原画像
の点172の場合よりも軸x’−x’の近くに再配置さ
れており、縦方向の縮小により点196についても同様
である。画像点の水平座標が原画像に対して変化してい
ないので、これらの点の水平位置はもとのままである。
x’−x’について実質的に回転し、その水平中央平面
の上からまたは下から3次元立体を観察するときに使用
するため、観察平面上に再投影される。原画像の走査線
をy軸方向に拡縮することにより原画像と比べて、画像
170”が縦方向に圧縮されたことを示すために、原画
像の点線の外枠から内側に向かって矢印191が引かれ
ている。最も左の走査線194上の点192は、原画像
の点172の場合よりも軸x’−x’の近くに再配置さ
れており、縦方向の縮小により点196についても同様
である。画像点の水平座標が原画像に対して変化してい
ないので、これらの点の水平位置はもとのままである。
【0032】図4dにおいて、原画像は、その中心点2
10のまわりに回転する。回転画像170'''は、走査
線の角度が変化したのみで、その他の点では原画像と同
一の寸法である。
10のまわりに回転する。回転画像170'''は、走査
線の角度が変化したのみで、その他の点では原画像と同
一の寸法である。
【0033】長方形画像処理技術は、上述した本発明の
セクタ−画像処理と同じ利益を有する。標準的2次元走
査変換ハ−ドウエアを使用することができ、そして図4
bおよび4cの回転画像は、直角方向に対して相補的角
度からの3次元透視図用に2度使用することができる。
図4bおよび4cの処理は、x方向またはy方向のいず
れかの方向の画像情報の簡単な拡縮により実施すること
ができる。
セクタ−画像処理と同じ利益を有する。標準的2次元走
査変換ハ−ドウエアを使用することができ、そして図4
bおよび4cの回転画像は、直角方向に対して相補的角
度からの3次元透視図用に2度使用することができる。
図4bおよび4cの処理は、x方向またはy方向のいず
れかの方向の画像情報の簡単な拡縮により実施すること
ができる。
【0034】画像情報が図3a−3dおよび4a−4d
に示すように、3軸について回転された後、多数の対応
する回転画像が、結合画像中に同時に表示される。例え
ば、もし一連の100個の90゜セクタ−画像が得ら
れ、該一連の画像中のそれぞれの画像が、図3bに示す
ように60゜セクタ−画像に変換されるならば、該10
0個の60゜画像が、結合画像内に表示される。実質的
3次元表示のために、画像は、それらの回転角度および
平面間の間隔、従って観察者の観察角度に対応して変換
される。例えば、図5aは、変換なしに、整列された3
つの平面90゜セクタ−画像からなる群を示している。
この画像の結合は、画像領域が、図の平面に直角な軸に
沿って観察されるときに表われるであろう3つの平面画
像の表示である。該3つのセクタ−画像1、2および3
は、全て互いに重なって配列しており、それらは参考の
ため、1’、2’および3’により示されている3つの
画像フレ−ムである。
に示すように、3軸について回転された後、多数の対応
する回転画像が、結合画像中に同時に表示される。例え
ば、もし一連の100個の90゜セクタ−画像が得ら
れ、該一連の画像中のそれぞれの画像が、図3bに示す
ように60゜セクタ−画像に変換されるならば、該10
0個の60゜画像が、結合画像内に表示される。実質的
3次元表示のために、画像は、それらの回転角度および
平面間の間隔、従って観察者の観察角度に対応して変換
される。例えば、図5aは、変換なしに、整列された3
つの平面90゜セクタ−画像からなる群を示している。
この画像の結合は、画像領域が、図の平面に直角な軸に
沿って観察されるときに表われるであろう3つの平面画
像の表示である。該3つのセクタ−画像1、2および3
は、全て互いに重なって配列しており、それらは参考の
ため、1’、2’および3’により示されている3つの
画像フレ−ムである。
【0035】図5cにおいて、3つのセクタ−画像が、
あたかもその中央水平平面上から走査領域を観察者が観
察しているように、縦方向に重なっている。図5cにお
いて、画像1は前に、画像3は後に、そして画像2は画
像1と3の間にある。これらの画像は、同じ増分で平行
移動している。即ち、画像平面間の間隔を均一にして画
像が得られていることが仮定されており、そしてさら
に、画像は平行平面で得られていることが仮定されてい
る。これらの仮定が、平面画像の3次元表示への、迅速
で簡便な処理を可能としており、3次元画像表示にほと
んどまたは全く検知しうる影響を与えないことが分かっ
ている。
あたかもその中央水平平面上から走査領域を観察者が観
察しているように、縦方向に重なっている。図5cにお
いて、画像1は前に、画像3は後に、そして画像2は画
像1と3の間にある。これらの画像は、同じ増分で平行
移動している。即ち、画像平面間の間隔を均一にして画
像が得られていることが仮定されており、そしてさら
に、画像は平行平面で得られていることが仮定されてい
る。これらの仮定が、平面画像の3次元表示への、迅速
で簡便な処理を可能としており、3次元画像表示にほと
んどまたは全く検知しうる影響を与えないことが分かっ
ている。
【0036】図5bにおいて、同じ立体画像情報が、あ
たかも観察者が、上から走査領域を観察しつつ、彼の左
側に移動したかのように表示されている。この図面は、
あたかも観察者が、領域を、立体の縦の中央平面の左、
そして立体の水平中央平面上の象限から観察しているか
のようである。図5bの画像1、2および3は、図3b
に示されているように回転され、それに対応して、先の
縦の移動と共に水平方向に平行移動している。
たかも観察者が、上から走査領域を観察しつつ、彼の左
側に移動したかのように表示されている。この図面は、
あたかも観察者が、領域を、立体の縦の中央平面の左、
そして立体の水平中央平面上の象限から観察しているか
のようである。図5bの画像1、2および3は、図3b
に示されているように回転され、それに対応して、先の
縦の移動と共に水平方向に平行移動している。
【0037】図5dにおいて、走査領域は、あたかも観
察者がその右方向に動き、水平および垂直な中央平面の
右上の象限から領域を観察しているように観察される。
観察は、図5bのものと角度的に相補的な点からのもの
であるが、垂直平面に対して反対側からのものである。
従って、図5d中に使用されている画像は、反対角度の
図面であるという理由から、図5b中で使用されている
画像と同一のものである。図5bと5dの図面の間の、
ただ1つの相違は、平行移動の方向である。処理上の相
違に関しては、水平移動項の符号の相違に過ぎない。
察者がその右方向に動き、水平および垂直な中央平面の
右上の象限から領域を観察しているように観察される。
観察は、図5bのものと角度的に相補的な点からのもの
であるが、垂直平面に対して反対側からのものである。
従って、図5d中に使用されている画像は、反対角度の
図面であるという理由から、図5b中で使用されている
画像と同一のものである。図5bと5dの図面の間の、
ただ1つの相違は、平行移動の方向である。処理上の相
違に関しては、水平移動項の符号の相違に過ぎない。
【0038】画像情報を処理して、図5b、5cおよび
5dの図面の角度の中間の観察角での一連の他の結合画
像を作成することができる。各図面は、それ自身特有の
横および縦の移動およびセクタ−角があるが、図5bお
よび5cの間の図に使用されたセクタ−角は、図5cお
よび5dの図の間の異なる横移動で使用することができ
る。この一連の図は、各図が組み立てられ、そのメモリ
−からそのシ−クエンスを呼び出し、やがて該シ−クエ
ンスの中を行き来することにより、実時間シ−クエンス
として表示することができるので、画像シ−クエンスメ
モリ−34に記憶される。この表示は、その中央縦軸に
ついて前後に回転している走査領域の3次元表示のよう
である。特定の結合画像で表示シ−クエンスを停止する
ことにより、観察者は、シ−クエンスが停止した視野か
ら走査領域を観察している印象を持つであろう。この表
示技術の詳細な説明は、好ましい最大強度表示技術を含
めて、前記同時係属米国特許出願に記載されている。画
像フレ−ムとセクタ−外周は図6に示すように連結させ
ることができ、中央縦軸について回転している楔形状立
体の改良された印象を与える。
5dの図面の角度の中間の観察角での一連の他の結合画
像を作成することができる。各図面は、それ自身特有の
横および縦の移動およびセクタ−角があるが、図5bお
よび5cの間の図に使用されたセクタ−角は、図5cお
よび5dの図の間の異なる横移動で使用することができ
る。この一連の図は、各図が組み立てられ、そのメモリ
−からそのシ−クエンスを呼び出し、やがて該シ−クエ
ンスの中を行き来することにより、実時間シ−クエンス
として表示することができるので、画像シ−クエンスメ
モリ−34に記憶される。この表示は、その中央縦軸に
ついて前後に回転している走査領域の3次元表示のよう
である。特定の結合画像で表示シ−クエンスを停止する
ことにより、観察者は、シ−クエンスが停止した視野か
ら走査領域を観察している印象を持つであろう。この表
示技術の詳細な説明は、好ましい最大強度表示技術を含
めて、前記同時係属米国特許出願に記載されている。画
像フレ−ムとセクタ−外周は図6に示すように連結させ
ることができ、中央縦軸について回転している楔形状立
体の改良された印象を与える。
【0039】3次元表示をさらに改良するために、画像
情報を強調する種々の方法がある。1つは、領域内に観
察方向に延びるそれぞれの通路に、最も明るいボクセル
即ち立体表示単位を与えて画像を表示することである。
最も明るいボクセルの明度が、表示モニタ−上に使用さ
れる。この最大強度表示技術は、前記した同時係属米国
特許出願に記載されている。他の技術は、後側のボクセ
ルよりも、前方のボクセルをより大きな明度でもって強
調することである。これは、図5b−5d中の画像1の
ボクセルを、例えば画像2および3のものよりも明るく
表示することを意味している。第3の強調技術は、観察
者から「遠く離れた」側のボクセルと比較して、観察者
に「より近い」画像の側のボクセルを強調することであ
る。例えば、図5bにおいては、表示の左側のボクセル
を、右側のものよりも相対的に明るくすることを意味し
ている。セクタ−の横側に対する走査線の角度のコサイ
ン関数などの、なだらかに変化する関数が、画像全体の
明るさを調節するのに使用される。
情報を強調する種々の方法がある。1つは、領域内に観
察方向に延びるそれぞれの通路に、最も明るいボクセル
即ち立体表示単位を与えて画像を表示することである。
最も明るいボクセルの明度が、表示モニタ−上に使用さ
れる。この最大強度表示技術は、前記した同時係属米国
特許出願に記載されている。他の技術は、後側のボクセ
ルよりも、前方のボクセルをより大きな明度でもって強
調することである。これは、図5b−5d中の画像1の
ボクセルを、例えば画像2および3のものよりも明るく
表示することを意味している。第3の強調技術は、観察
者から「遠く離れた」側のボクセルと比較して、観察者
に「より近い」画像の側のボクセルを強調することであ
る。例えば、図5bにおいては、表示の左側のボクセル
を、右側のものよりも相対的に明るくすることを意味し
ている。セクタ−の横側に対する走査線の角度のコサイ
ン関数などの、なだらかに変化する関数が、画像全体の
明るさを調節するのに使用される。
【0040】図1の超音波装置において、Bモ−ド処理
器30、速度画像処理器26、またはパワ−画像処理器
28により提供されるセクタ−情報は、先ず、走査変換
器および表示処理器32により、図3aに示すように、
従来の比例的画像方式(conventionally proportioned i
mage format)に変換される。この処理は、セクタ−走査
の極座標を、デカルト座標の系に変換する。変換された
画像情報は、次いで希望する再比例画像(reproportione
d image)に必要なだけ図3b−3dに示されるように再
拡縮することにより処理される。例えば、原画像がy軸
について回転するとき、画像中の各点は、水平面内を移
動する。画像は先ずデカルト座標に変換されて、画像中
の点の横座標の単純な再拡縮によってy軸回転がなされ
る。縦方向での原画像の再拡縮によって、図3cの回転
処理により同じ結果が得られる。
器30、速度画像処理器26、またはパワ−画像処理器
28により提供されるセクタ−情報は、先ず、走査変換
器および表示処理器32により、図3aに示すように、
従来の比例的画像方式(conventionally proportioned i
mage format)に変換される。この処理は、セクタ−走査
の極座標を、デカルト座標の系に変換する。変換された
画像情報は、次いで希望する再比例画像(reproportione
d image)に必要なだけ図3b−3dに示されるように再
拡縮することにより処理される。例えば、原画像がy軸
について回転するとき、画像中の各点は、水平面内を移
動する。画像は先ずデカルト座標に変換されて、画像中
の点の横座標の単純な再拡縮によってy軸回転がなされ
る。縦方向での原画像の再拡縮によって、図3cの回転
処理により同じ結果が得られる。
【0041】しかしながら、本発明者等は、デカルト座
標への初期変換なしに、最初に受信された極座標画像デ
−タの直接の座標変換を実施することにより、優れた3
次元画像表示を形成することができることを確認した。
即ち、Bモ−ド処理器30、速度画像処理器26、また
はパワ−画像処理器28により得られたセクタ−情報
は、走査変換器および表示処理器32内の各走査線の角
度を再設定することにより、その最終設定されたセクタ
−角度方式に、直接変換される。実質的結果は、画像の
点の純粋な水平(または垂直)再配置を実施する代わり
に、該画像点は、それらの原走査線から、新たなセクタ
−角の点に、画像頂点から等距離の円弧に実質的に沿っ
て動くことである。これは例えば、図3bにおいて、弧
状の矢印81、および図3cにおいて、弧状の矢印91
により示されている。走査線デ−タは、水平線方向より
むしろ円弧状に再配置されるので、図3bに示すよう
に、点の位置に、わずかな半径方向の誤差が発生する。
この効果は、セクタ−の円弧が小さくなるにつれて、走
査線デ−タを半径方向に同時に圧縮することにより、相
殺することができる;セクタ−円弧がより小さくなれ
ば、走査線の長さがより小さくなる。1つの技術は、も
し円弧状と比べて水平に再配置するならば、セクタ−端
の位置の間の相違を半分にすることである。極座標のこ
の単一処理方法は、初期デカルト座標変換処理の必要性
をなくし、画像表示の感知しうる劣化なしに、3次元画
像を形成するのに必要な時間を短縮する。
標への初期変換なしに、最初に受信された極座標画像デ
−タの直接の座標変換を実施することにより、優れた3
次元画像表示を形成することができることを確認した。
即ち、Bモ−ド処理器30、速度画像処理器26、また
はパワ−画像処理器28により得られたセクタ−情報
は、走査変換器および表示処理器32内の各走査線の角
度を再設定することにより、その最終設定されたセクタ
−角度方式に、直接変換される。実質的結果は、画像の
点の純粋な水平(または垂直)再配置を実施する代わり
に、該画像点は、それらの原走査線から、新たなセクタ
−角の点に、画像頂点から等距離の円弧に実質的に沿っ
て動くことである。これは例えば、図3bにおいて、弧
状の矢印81、および図3cにおいて、弧状の矢印91
により示されている。走査線デ−タは、水平線方向より
むしろ円弧状に再配置されるので、図3bに示すよう
に、点の位置に、わずかな半径方向の誤差が発生する。
この効果は、セクタ−の円弧が小さくなるにつれて、走
査線デ−タを半径方向に同時に圧縮することにより、相
殺することができる;セクタ−円弧がより小さくなれ
ば、走査線の長さがより小さくなる。1つの技術は、も
し円弧状と比べて水平に再配置するならば、セクタ−端
の位置の間の相違を半分にすることである。極座標のこ
の単一処理方法は、初期デカルト座標変換処理の必要性
をなくし、画像表示の感知しうる劣化なしに、3次元画
像を形成するのに必要な時間を短縮する。
【0042】図4a−4cのリニア走査情報は、最初か
らデカルト座標系であるから、正確な軸回転は、横およ
び縦の矢印181および191により示されるように単
一処理工程で直接実施される。図4bにおいて、画像走
査線間隔は、水平方向に再設定され、そして図4cにお
いては、走査線デ−タは、縦方向に再設定される。平行
移動は、セクタ−画像に関して、仮定されたまたは測定
された平面間間隔と、観察者の観察角度との関数とし
て、同様にして実施することができる。
らデカルト座標系であるから、正確な軸回転は、横およ
び縦の矢印181および191により示されるように単
一処理工程で直接実施される。図4bにおいて、画像走
査線間隔は、水平方向に再設定され、そして図4cにお
いては、走査線デ−タは、縦方向に再設定される。平行
移動は、セクタ−画像に関して、仮定されたまたは測定
された平面間間隔と、観察者の観察角度との関数とし
て、同様にして実施することができる。
【0043】本発明を要約すると、身体の立体領域を3
次元表示するための多数の走査平面から得られる超音波
診断画像情報を処理する方法および装置が提供される。
各走査平面内の画像点は、立体領域が観察される角度に
対する走査平面の回転および平行移動を近似計算するこ
とにより再配置される。この近似は、原超音波画像の空
間座標を1または2方向について拡縮し、そして該画像
を観察角度に関して1またはそれ以上の方向について平
行移動することにより、従来の走査変換処理器を使用し
て実施される。多数のこのような拡縮され、そして移動
された画像は記憶され、結合3次元画像表示に表示され
る。
次元表示するための多数の走査平面から得られる超音波
診断画像情報を処理する方法および装置が提供される。
各走査平面内の画像点は、立体領域が観察される角度に
対する走査平面の回転および平行移動を近似計算するこ
とにより再配置される。この近似は、原超音波画像の空
間座標を1または2方向について拡縮し、そして該画像
を観察角度に関して1またはそれ以上の方向について平
行移動することにより、従来の走査変換処理器を使用し
て実施される。多数のこのような拡縮され、そして移動
された画像は記憶され、結合3次元画像表示に表示され
る。
【0044】
【発明の効果】超音波装置の走査変換器の新たな使用方
法により、従来の2次元超音波画像処理用のハ−ドウエ
アで、3次元超音波画像処理を可能とする。多数の2次
元画像を得て、これらの画像を組み合わせて3次元化
し、それを種々の画像平面に再投影する。この処理は従
来の走査変換ハ−ドウエアを使用して実施可能である。
使用者にとっては、素早くまた容易に手動走査で実施で
き、また従来の走査変換ソフトウエアを利用することが
できる。
法により、従来の2次元超音波画像処理用のハ−ドウエ
アで、3次元超音波画像処理を可能とする。多数の2次
元画像を得て、これらの画像を組み合わせて3次元化
し、それを種々の画像平面に再投影する。この処理は従
来の走査変換ハ−ドウエアを使用して実施可能である。
使用者にとっては、素早くまた容易に手動走査で実施で
き、また従来の走査変換ソフトウエアを利用することが
できる。
【図1】 本発明により構成された超音波診断画像処理
装置のブロックダイヤグラムである。
装置のブロックダイヤグラムである。
【図2】 患者の身体内部の分岐の手動走査を説明して
いる。
いる。
【図3】 図3a−3dは、従来の2次元走査変換処理
器を制御して、3次元画像表示のためのセクタ−画像に
処理する本発明の原理を説明している。
器を制御して、3次元画像表示のためのセクタ−画像に
処理する本発明の原理を説明している。
【図4】 図4a−4dは、従来の2次元走査変換処理
器を制御して、3次元画像表示のためのリニア走査画像
に処理する本発明の原理を説明している。
器を制御して、3次元画像表示のためのリニア走査画像
に処理する本発明の原理を説明している。
【図5】 図5a−5dは、本発明に基き3次元表示に
処理された、超音波画像平面の群の移動を説明してい
る。
処理された、超音波画像平面の群の移動を説明してい
る。
【図6】 本発明により形成された3次元セクタ−画像
である。
である。
10 超音波プロ−ブ 12 多素子変換器 14 発信器/受信器 16 ビ−ム発生器 18 I,Q復調器 20 ウォ−ルフィルタ− 22 ドップラ−シフト計算処理器 24 ドップラ−パワ−計算処理器 26 速度画像処理器 28 パワ−画像処理器 30 Bモ−ド処理器 32 走査変換器及び表示処理器 34 画像シ−クエンスメモリ− 36 ピ−ク検出器 40 表示装置 42 使用者制御 64 画像平面 70 セクタ−走査画像
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平5−344975(JP,A) 特開 平4−158853(JP,A) 特開 平5−228145(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl.6,DB名) A61B 8/00 - 8/14
Claims (5)
- 【請求項1】 超音波セクタ−画像から身体の立体領域
の透視画像を作成する超音波画像処理装置であって: 該立体領域を横断するセクタ−画像平面の走査線からの
多数の空間相互関連超音波エコ−情報信号を受信するた
めの超音波プロ−ブ; 基準平面に対する透視角度を特定する手段; a)該透視角度に応じて該セクタ−画像の1またはそれ
以上の方向の長さを拡縮し、そしてb)該透視角度に応
じて画像の平面内のセクタ−画像を平行移動することに
より該空間相互関連超音波エコ−情報信号を処理する走
査変換器;および、該拡縮および移動したセクタ−画像
を表示する表示装置; からなる超音波画像処理装置。 - 【請求項2】 該超音波プロ−ブがさらに、該立体領域
を横断する多数の空間相互関連セクタ−画像平面の走査
線からの、多数の空間相互関連超音波エコ−情報信号を
受信する手段を有し; ここに、該走査変換器が、a)該透視角度に応じて該画
像の1またはそれ以上の次元を拡縮し、b)該空間相互
関連セクタ−画像平面間の間隔と、該透視角度とに応じ
て画像平面内で該画像を平行移動することにより、各セ
クタ−画像のエコ−情報信号を処理する手段 からな
り、さらに、 該処理されたセクタ−画像を、結合透視画像を形成する
ために結合一体化させるための画像結合装置; そして
該表示装置が、該透視画像を表示する手段を有すること
を特徴とする請求項1に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項3】 該角度を特定する手段が、基準平面に対
する多数の透視角度を特定する手段を有し;そしてさら
に: 該走査変換器に接続し、a)それぞれの該透視角度に応
じて該セクタ−画像の1またはそれ以上の方向の長さを
拡縮し、そしてb)それぞれの該透視角度に応じて画像
平面内で該セクタ−画像を移動させることにより、該空
間相互関連超音波エコ−情報信号を処理するために該走
査変換器を制御する制御器;そして該表示装置が、それ
ぞれの該視角について、拡縮され、移動されたセクタ−
画像を表示する手段を有することを特徴とする請求項1
または2に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項4】 該超音波プロ−ブがさらに、該立体領域
を横断する多数の空間相互関連セクタ−画像平面の走査
線からの多数の空間相互関連超音波エコ−情報信号を受
信する手段を有し; ここに、該制御器が、a)それぞれの該透視角度に応じ
て各画像の1またはそれ以上の方向の長さを拡縮し、そ
してb)該空間相互関連セクタ−画像平面間の間隔と、
該透視角度に応じて画像平面内で各画像を移動させるこ
とにより、各セクタ−画像平面のエコ−情報信号を処理
するために該走査変換器を制御する手段を有し; さら
に: 一連の結合透視画像を作成するために、該処理をしたセ
クタ−画像を、各透視角度を基準にして結合一体化する
ための画像結合装置を有し; ここに、 該表示装置が、該一連の結合透視画像を表示する手段を
有することを特徴とする請求項1から3までのいずれか
1項に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項5】 該表示装置が、増加または減少する透視
角度の順に該一連の結合透視画像を表示する手段を有す
ることを特徴とする請求項1から4までのいずれか1項
に記載の超音波画像処理装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/347,028 US5485842A (en) | 1994-11-30 | 1994-11-30 | Ultrasonic diagnostic scan conversion for three dimensional display processing |
US08/347,028 | 1994-11-30 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08336533A JPH08336533A (ja) | 1996-12-24 |
JP2934402B2 true JP2934402B2 (ja) | 1999-08-16 |
Family
ID=23362028
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP7334304A Expired - Fee Related JP2934402B2 (ja) | 1994-11-30 | 1995-11-30 | 3次元超音波画像作成方法および画像処理装置 |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5485842A (ja) |
EP (1) | EP0715183B1 (ja) |
JP (1) | JP2934402B2 (ja) |
AT (1) | ATE192855T1 (ja) |
DE (1) | DE69516816T2 (ja) |
Families Citing this family (86)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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DE69735927T2 (de) | 1996-11-26 | 2007-05-24 | ATL Ultrasound, Inc., Bothell | Diagnostik-Bilderzeugung mittels Ultraschall unterschiedlicher Sende- und Empfangsfrequenz |
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