JPH105225A - 組織運動の超音波三次元走査及び装置 - Google Patents
組織運動の超音波三次元走査及び装置Info
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- JPH105225A JPH105225A JP9076694A JP7669497A JPH105225A JP H105225 A JPH105225 A JP H105225A JP 9076694 A JP9076694 A JP 9076694A JP 7669497 A JP7669497 A JP 7669497A JP H105225 A JPH105225 A JP H105225A
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- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
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- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
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- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 体内器官の病変を三次元画像で観察でき、特
に心臓の弁や内壁の動きを明瞭に識別できる。さらに組
織の動きと血流の動きを独立に表示する。 【解決手段】 体内組織等に超音波を発信し、その反射
超音波ドップラー信号を受信し、当該信号を処理してド
ップラーパワー強度を測定し、そして三次元表示の中に
空間基準で当該組織等の運動に基くドップラーパワー強
度を表示する、ことからなる体内組織等の三次元超音波
画像作成方法及び装置。
に心臓の弁や内壁の動きを明瞭に識別できる。さらに組
織の動きと血流の動きを独立に表示する。 【解決手段】 体内組織等に超音波を発信し、その反射
超音波ドップラー信号を受信し、当該信号を処理してド
ップラーパワー強度を測定し、そして三次元表示の中に
空間基準で当該組織等の運動に基くドップラーパワー強
度を表示する、ことからなる体内組織等の三次元超音波
画像作成方法及び装置。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波診断画像処
理の改良技術に関し、特に超音波による組織の動きの三
次元走査に関する。
理の改良技術に関し、特に超音波による組織の動きの三
次元走査に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断画像処理装置は、音波のドッ
プラー現象を通じて体内物質の動作特性を検出するのに
有用である。受信超音波エコーの位相または周波数偏移
から血流その他の体液の方向と速度を計算する色流れ画
像処理が、発展してきた。血流のこれらのベクトル特性
の計算は、ある色彩範囲内で特定の色もしくは色調と関
連づけられ、またはマッピングされ、次いで流れが生じ
ている器官もしくは血管構造の表示と共に二次元画像と
して空間的に表示され、これにより色もしくは色調によ
って血管または器官内の流れの方向および速度が示され
る。
プラー現象を通じて体内物質の動作特性を検出するのに
有用である。受信超音波エコーの位相または周波数偏移
から血流その他の体液の方向と速度を計算する色流れ画
像処理が、発展してきた。血流のこれらのベクトル特性
の計算は、ある色彩範囲内で特定の色もしくは色調と関
連づけられ、またはマッピングされ、次いで流れが生じ
ている器官もしくは血管構造の表示と共に二次元画像と
して空間的に表示され、これにより色もしくは色調によ
って血管または器官内の流れの方向および速度が示され
る。
【０００３】その物質が液体であろうが組織であろう
が、ドップラー信号エコーは、超音波発信器に対して運
動している体内物質から反射される。色流れ超音波装置
が体液流れ速度の検出に使用されるときには、組織から
戻るエコー情報は通常ウォールフィルタと呼ばれる周波
数または振幅に感応するフィルタにより除かれ、処理し
表示したい体液流れ情報が明確化される。このような機
能を有する超音波装置は、例えば、米国特許第５，１９
７，４７７号に記載されている。選択により、色流れ超
音波装置は、血流のドップラーエコー情報特性を除去し
て、ウォールフィルタが感応するエコー情報の処理およ
び表示により組織の動きの速度を検知するよう適応させ
ることができる。このような機能を有する超音波装置
が、例えば、米国特許第５，２８５，７８８号に記載さ
れている。
が、ドップラー信号エコーは、超音波発信器に対して運
動している体内物質から反射される。色流れ超音波装置
が体液流れ速度の検出に使用されるときには、組織から
戻るエコー情報は通常ウォールフィルタと呼ばれる周波
数または振幅に感応するフィルタにより除かれ、処理し
表示したい体液流れ情報が明確化される。このような機
能を有する超音波装置は、例えば、米国特許第５，１９
７，４７７号に記載されている。選択により、色流れ超
音波装置は、血流のドップラーエコー情報特性を除去し
て、ウォールフィルタが感応するエコー情報の処理およ
び表示により組織の動きの速度を検知するよう適応させ
ることができる。このような機能を有する超音波装置
が、例えば、米国特許第５，２８５，７８８号に記載さ
れている。
【０００４】色流れドップラー画像処理に続いて、パワ
ードップラー画像処理として知られる、超音波ドップラ
ー情報を利用する第二の技術の発展が始まった。パワー
ドップラー画像処理は、動いている体液または組織の速
度または方向を計算しようとするものではなく、むし
ろ、ドップラー信号情報の強度即ちパワーによって動き
の存在を表現しようとするものである。ドップラー信号
情報のパワーを、表示する色または色調によってマッピ
ングし、これにより、動きの速度または方向ではなく、
動きのドップラー効果の大きさを、表示装置中の色また
は色調によって描写する。上記したように、ドップラー
エコー信号は、動いている体液および組織の両方から生
ずるので、パワードップラー画像には、体液流れドップ
ラーパワーと組織の動きのドップラーパワーの両方の画
像が表示される。
ードップラー画像処理として知られる、超音波ドップラ
ー情報を利用する第二の技術の発展が始まった。パワー
ドップラー画像処理は、動いている体液または組織の速
度または方向を計算しようとするものではなく、むし
ろ、ドップラー信号情報の強度即ちパワーによって動き
の存在を表現しようとするものである。ドップラー信号
情報のパワーを、表示する色または色調によってマッピ
ングし、これにより、動きの速度または方向ではなく、
動きのドップラー効果の大きさを、表示装置中の色また
は色調によって描写する。上記したように、ドップラー
エコー信号は、動いている体液および組織の両方から生
ずるので、パワードップラー画像には、体液流れドップ
ラーパワーと組織の動きのドップラーパワーの両方の画
像が表示される。
【０００５】パワードップラー情報が三次元表示に有用
であることが最近米国特許第５，４７４，０７３号によ
り示された。三次元パワードップラー画像処理は、一連
の限られた二次元画像から、三次元的に存在する病変を
診断しようとする医師が直面する不確実さを取り除く。
医師は、三次元表示により立体的に完全な流れのネット
ワークを直接見ることができる。加えて、血流の三次元
パワードップラー画像処理からは、パワードップラー情
報の運動特性による構造的乱れからの三次元流れの分離
(segmentation)という第二の利益が提供される。従って
Ｂモード画像情報を増加させることなく、血管ネットワ
ーク中の血流の描写を、三次元パワードップラー画像中
に明瞭かつ完全に示すことができる。
であることが最近米国特許第５，４７４，０７３号によ
り示された。三次元パワードップラー画像処理は、一連
の限られた二次元画像から、三次元的に存在する病変を
診断しようとする医師が直面する不確実さを取り除く。
医師は、三次元表示により立体的に完全な流れのネット
ワークを直接見ることができる。加えて、血流の三次元
パワードップラー画像処理からは、パワードップラー情
報の運動特性による構造的乱れからの三次元流れの分離
(segmentation)という第二の利益が提供される。従って
Ｂモード画像情報を増加させることなく、血管ネットワ
ーク中の血流の描写を、三次元パワードップラー画像中
に明瞭かつ完全に示すことができる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】以上の技術は、血流ネ
ットワークの良好な三次元像を与えるのであるが、さら
に心臓などの器官の特定の病変の状態を三次元的に観察
できることも望ましい。特に、心臓の弁および壁、そし
て左心室など心房、心室の性能における器官壁のこの動
きの効果を三次元的に描写できることが望ましい。さら
に心内膜などの鼓動する心臓の境界を三次元的に、より
明瞭に識別できることはさらに好ましい。
ットワークの良好な三次元像を与えるのであるが、さら
に心臓などの器官の特定の病変の状態を三次元的に観察
できることも望ましい。特に、心臓の弁および壁、そし
て左心室など心房、心室の性能における器官壁のこの動
きの効果を三次元的に描写できることが望ましい。さら
に心内膜などの鼓動する心臓の境界を三次元的に、より
明瞭に識別できることはさらに好ましい。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明によると、パワー
ドップラー信号の解釈および表示により鼓動する心臓と
他の血管の運動の三次元画像処理が可能な超音波診断画
像処理装置と画像処理技術が提供される。検査する心臓
その他の器官の内部に、超音波が発信され、戻りエコー
情報は、パワードップラー処理装置により処理され、空
間的関連付けがされたパワードップラー情報が形成され
る。組織の動き検知器は、体液から戻るパワードップラ
ー情報から、組織から戻るパワードップラー情報を識別
する。運動する組織から戻る空間的関連付けがされたパ
ワードップラー情報は、次いで処理され、そして三次元
画像表示装置に表示される。形成された画像は、乱れが
なく、心臓その他の三次元的に運動する器官と血管とを
高度に分割して描写する。
ドップラー信号の解釈および表示により鼓動する心臓と
他の血管の運動の三次元画像処理が可能な超音波診断画
像処理装置と画像処理技術が提供される。検査する心臓
その他の器官の内部に、超音波が発信され、戻りエコー
情報は、パワードップラー処理装置により処理され、空
間的関連付けがされたパワードップラー情報が形成され
る。組織の動き検知器は、体液から戻るパワードップラ
ー情報から、組織から戻るパワードップラー情報を識別
する。運動する組織から戻る空間的関連付けがされたパ
ワードップラー情報は、次いで処理され、そして三次元
画像表示装置に表示される。形成された画像は、乱れが
なく、心臓その他の三次元的に運動する器官と血管とを
高度に分割して描写する。
【０００８】添付図において、図１は、本発明により動
作するよう構成された超音波診断画像処理装置をブロッ
クダイヤグラム形式により説明している。図２は、図１
の装置において画像取得の始動(trigger)に使用する患
者の鼓動のＱＲＳ波形である。図３は、図１の装置のウ
ォールフィルタの特性を説明している。図４は、本発明
による血流と組織の動きの間の識別技術を説明してい
る。図５ａおよび５ｂは、図１の組織運動弁別器の二つ
の具体例をブロックダイヤグラム形式で説明している。
図６は、図５のダイナミックレンジ決定処理器の変換特
性を示している。図７は、図５の速度決定処理器の特性
を説明している。図８は、本発明による三次元表示のた
めの心臓画像平面取得を説明している。図９は、図８に
従って得られた画像平面情報の三次元処理のフローチャ
ートである。図１０ａと１０ｂは、心臓周期の弛緩期に
おける心室の三次元パワードップラー画像である。そし
て図１１ａと１１ｂは、心臓周期の収縮期の心室の三次
元パワードップラー画像を説明している。
作するよう構成された超音波診断画像処理装置をブロッ
クダイヤグラム形式により説明している。図２は、図１
の装置において画像取得の始動(trigger)に使用する患
者の鼓動のＱＲＳ波形である。図３は、図１の装置のウ
ォールフィルタの特性を説明している。図４は、本発明
による血流と組織の動きの間の識別技術を説明してい
る。図５ａおよび５ｂは、図１の組織運動弁別器の二つ
の具体例をブロックダイヤグラム形式で説明している。
図６は、図５のダイナミックレンジ決定処理器の変換特
性を示している。図７は、図５の速度決定処理器の特性
を説明している。図８は、本発明による三次元表示のた
めの心臓画像平面取得を説明している。図９は、図８に
従って得られた画像平面情報の三次元処理のフローチャ
ートである。図１０ａと１０ｂは、心臓周期の弛緩期に
おける心室の三次元パワードップラー画像である。そし
て図１１ａと１１ｂは、心臓周期の収縮期の心室の三次
元パワードップラー画像を説明している。
【０００９】
【発明の実施の形態】まず図１では、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
が示されている。超音波プローブ１０は、患者の体内に
超音波エネルギー波を発信し、体内構造組織から戻る超
音波エコーを受信する多素子変換器１２を有する。体内
のドップラー探査のための超音波発信の場合、関心があ
るのは体内の運動する組織、血液その他の体液から戻る
エコーである。超音波プローブ１０は、超音波ビームを
形成し誘導するために、変換器の個々の素子を選択によ
りパルス発信し、受信し、この各パルス発信後、変換器
素子により受信されたエコー信号を増幅しディジタル化
する発信器／受信器１４に転送する。
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
が示されている。超音波プローブ１０は、患者の体内に
超音波エネルギー波を発信し、体内構造組織から戻る超
音波エコーを受信する多素子変換器１２を有する。体内
のドップラー探査のための超音波発信の場合、関心があ
るのは体内の運動する組織、血液その他の体液から戻る
エコーである。超音波プローブ１０は、超音波ビームを
形成し誘導するために、変換器の個々の素子を選択によ
りパルス発信し、受信し、この各パルス発信後、変換器
素子により受信されたエコー信号を増幅しディジタル化
する発信器／受信器１４に転送する。
【００１０】超音波装置を、鼓動する心臓からのエコー
情報を取得するために使用するとき、心臓が実質的に一
つの収縮と拡張周期の間に必要情報を通常得ることはで
きない。心臓の動きを明らかにするためには、多数の心
臓周期にわたって心臓周期の同じ一つの位相または多数
の位相でエコーを取得する。図２は、超音波装置のＥＫ
Ｇモジュールにより形成された心拍波形６０を示してい
る。この波形も、心臓周期のドップラー測定に由来す
る。図２は、２つの三角形の参照記号ＳとＤを示してお
り、それらは心臓の波形がその最収縮期と最拡張期にあ
るときを表わしている。心臓が心臓周期のこれら位相に
あるとき、心臓は心臓筋肉が緊張から弛緩、等々逆の動
きに入るときに、一時的に動きが止まる。心臓組織の運
動が検知されるとき、これらの位相は通常画像化されな
いが、画像が得られた時期または位相を参照する時間標
識として有用である。図２は、使用者が波形６０と参照
標識に関連して移動可能な三つの矢印標識Ｐ1、Ｐ2、お
よびＰ3を示す。図２に示されるように矢印標識を設定
すると、超音波装置は心臓周期の指示された位相でエコ
ー情報を得るように設定し、そして心臓の動きに応じ、
発信器／受信器１４が、必要なエコー情報が得られるま
で、連続する心臓周期のこれらの位相で超音波パルスを
発信する。
情報を取得するために使用するとき、心臓が実質的に一
つの収縮と拡張周期の間に必要情報を通常得ることはで
きない。心臓の動きを明らかにするためには、多数の心
臓周期にわたって心臓周期の同じ一つの位相または多数
の位相でエコーを取得する。図２は、超音波装置のＥＫ
Ｇモジュールにより形成された心拍波形６０を示してい
る。この波形も、心臓周期のドップラー測定に由来す
る。図２は、２つの三角形の参照記号ＳとＤを示してお
り、それらは心臓の波形がその最収縮期と最拡張期にあ
るときを表わしている。心臓が心臓周期のこれら位相に
あるとき、心臓は心臓筋肉が緊張から弛緩、等々逆の動
きに入るときに、一時的に動きが止まる。心臓組織の運
動が検知されるとき、これらの位相は通常画像化されな
いが、画像が得られた時期または位相を参照する時間標
識として有用である。図２は、使用者が波形６０と参照
標識に関連して移動可能な三つの矢印標識Ｐ1、Ｐ2、お
よびＰ3を示す。図２に示されるように矢印標識を設定
すると、超音波装置は心臓周期の指示された位相でエコ
ー情報を得るように設定し、そして心臓の動きに応じ、
発信器／受信器１４が、必要なエコー情報が得られるま
で、連続する心臓周期のこれらの位相で超音波パルスを
発信する。
【００１１】発信器／受信器１４は、心臓の動きと同期
して発信器／受信器により発信器１２の特定の素子の活
性化の時期を制御するビーム形成器１６に接続する。こ
のタイミングが、希望する心臓位相で希望する心臓方向
に整形され、焦点合わせされた超音波ビームを変換器１
２が発信することを可能とする。ビーム形成器１６もエ
コー受信の間に発信器／受信器が形成したディジタル化
エコー信号を受信し、適当に遅延させ、それらを加算
し、位相の揃ったエコー信号を形成する。
して発信器／受信器により発信器１２の特定の素子の活
性化の時期を制御するビーム形成器１６に接続する。こ
のタイミングが、希望する心臓位相で希望する心臓方向
に整形され、焦点合わせされた超音波ビームを変換器１
２が発信することを可能とする。ビーム形成器１６もエ
コー受信の間に発信器／受信器が形成したディジタル化
エコー信号を受信し、適当に遅延させ、それらを加算
し、位相の揃ったエコー信号を形成する。
【００１２】ビーム形成器１６により形成されたエコー
信号は、Ｂモード処理器３０およびＩ，Ｑ復調器に転送
される。Ｂモード処理器は、走査される患者の領域内の
組織構造画像を形成するために、空間基準でエコー信号
の振幅情報を処理する。Ｉ，Ｑ復調器１８は、受信した
エコー信号をドップラー処理のために直角位相に復調す
る。このＩ，Ｑ成分はウォールフィルタ２０でろ過さ
れ、一連のドップラー信号から静的ドップラー信号を除
去する。これを実行するために、ウォールフィルタは、
ゼロ速度でゼロ応答となる帯域パス特性を与えられてい
る。ウォールフィルタ２０の典型的応答特性１２０を、
受信信号のドップラー偏移周波数に関連して図３に示
す。特性の横座標は、ドップラー発信のパルス速度周波
数（ＰＲＦ）に正規化され、即ち、横座標は、ＰＲＦに
より分割されたドップラー偏移周波数が基準単位となっ
ている。特性１２０が示すように、ウォールフィルタ２
０は、ゼロのドップラー偏移でゼロ応答し、それは正規
化されたドップラー偏移０．１の最大応答まで上昇す
る。応答は１．９の値付近から急減し、ドップラー偏移
２．０でゼロ応答となる。ろ過されたＩ，Ｑ成分は次い
でドップラー処理器２１に送られる。
信号は、Ｂモード処理器３０およびＩ，Ｑ復調器に転送
される。Ｂモード処理器は、走査される患者の領域内の
組織構造画像を形成するために、空間基準でエコー信号
の振幅情報を処理する。Ｉ，Ｑ復調器１８は、受信した
エコー信号をドップラー処理のために直角位相に復調す
る。このＩ，Ｑ成分はウォールフィルタ２０でろ過さ
れ、一連のドップラー信号から静的ドップラー信号を除
去する。これを実行するために、ウォールフィルタは、
ゼロ速度でゼロ応答となる帯域パス特性を与えられてい
る。ウォールフィルタ２０の典型的応答特性１２０を、
受信信号のドップラー偏移周波数に関連して図３に示
す。特性の横座標は、ドップラー発信のパルス速度周波
数（ＰＲＦ）に正規化され、即ち、横座標は、ＰＲＦに
より分割されたドップラー偏移周波数が基準単位となっ
ている。特性１２０が示すように、ウォールフィルタ２
０は、ゼロのドップラー偏移でゼロ応答し、それは正規
化されたドップラー偏移０．１の最大応答まで上昇す
る。応答は１．９の値付近から急減し、ドップラー偏移
２．０でゼロ応答となる。ろ過されたＩ，Ｑ成分は次い
でドップラー処理器２１に送られる。
【００１３】ドップラー処理器２１は画像処理される容
積中の各試料容積からの多数のドップラー信号を受信
し、該信号を処理し、各試料容積での速度、振幅（パワ
ー）、変量(variance)などのドップラー値を計算する。
米国特許第５，３８６，８３０号に記載されているよう
に、ドップラー速度の計算は、それぞれの試料容積での
ドップラー周波数を求めるために自動相関処理(autocor
relation processing)により実施することができる。ド
ップラー処理器２１はまた、ドップラー信号を処理し、
各試料容積位置でのドップラーパワーを計算する。ドッ
プラー処理器２１は、下式：
積中の各試料容積からの多数のドップラー信号を受信
し、該信号を処理し、各試料容積での速度、振幅（パワ
ー）、変量(variance)などのドップラー値を計算する。
米国特許第５，３８６，８３０号に記載されているよう
に、ドップラー速度の計算は、それぞれの試料容積での
ドップラー周波数を求めるために自動相関処理(autocor
relation processing)により実施することができる。ド
ップラー処理器２１はまた、ドップラー信号を処理し、
各試料容積位置でのドップラーパワーを計算する。ドッ
プラー処理器２１は、下式：
【００１４】
【数１】
【００１５】を使用してそれぞれの試料容積位置でＩ，
Ｑ信号成分からドップラー信号パワーの大きさを求める
ことができる。直角位相信号はドップラーパワーの計算
には必要ないので、ドップラーパワーの計算は、選択に
よりＩ信号成分のみから実施することができる。もし必
要なら、それぞれの試料容積位置でのドップラーパワー
の値は、それぞれの試料容積位置について先に得られた
パワーの計算値と平均化される。好適な具体例におい
て、それぞれの試料容積位置は、多数のパルスによって
探査され、ドップラー処理器２１は試料容積位置でのド
ップラーパワーの計算において全ての探査から得られた
信号を使用する。
Ｑ信号成分からドップラー信号パワーの大きさを求める
ことができる。直角位相信号はドップラーパワーの計算
には必要ないので、ドップラーパワーの計算は、選択に
よりＩ信号成分のみから実施することができる。もし必
要なら、それぞれの試料容積位置でのドップラーパワー
の値は、それぞれの試料容積位置について先に得られた
パワーの計算値と平均化される。好適な具体例におい
て、それぞれの試料容積位置は、多数のパルスによって
探査され、ドップラー処理器２１は試料容積位置でのド
ップラーパワーの計算において全ての探査から得られた
信号を使用する。
【００１６】試料容積のドップラー値は、次いで組織運
動弁別器２２に転送される。該組織運動弁別器２２は、
単に通過(pass-through）回路として作動することがで
き、ドップラーパワー、速度または自由度(variance va
lues)を走査変換器および表示処理器に通過させ、そこ
でそれらを空間的に強度または色に関してマッピング
し、常法によりＢモード処理器３０からの構造情報と共
に表示する。選択により、組織運動弁別器は、本発明に
従って作動し、組織の動きから生じるドップラー信号を
識別する。
動弁別器２２に転送される。該組織運動弁別器２２は、
単に通過(pass-through）回路として作動することがで
き、ドップラーパワー、速度または自由度(variance va
lues)を走査変換器および表示処理器に通過させ、そこ
でそれらを空間的に強度または色に関してマッピング
し、常法によりＢモード処理器３０からの構造情報と共
に表示する。選択により、組織運動弁別器は、本発明に
従って作動し、組織の動きから生じるドップラー信号を
識別する。
【００１７】本発明によると、図１のドップラー装置は
体液と、組織の動きの両方についてパワードップラー画
像処理をする能力も有する。心臓組織の動きと血流のド
ップラー値は、種々の方法により弁別することができ
る。図４では、曲線５２が組織の動きが通常形成するド
ップラー成分を周波数と振幅基準で表わしている。曲線
５４は、通常血流から生じるドップラー成分を表してい
る。これら二つの曲線は、組織成分はそれらの特徴的な
低速度の動きにより通常低周波数であり、また通常血流
成分よりもずっと大きな振幅であることを示している。
体液と、組織の動きの両方についてパワードップラー画
像処理をする能力も有する。心臓組織の動きと血流のド
ップラー値は、種々の方法により弁別することができ
る。図４では、曲線５２が組織の動きが通常形成するド
ップラー成分を周波数と振幅基準で表わしている。曲線
５４は、通常血流から生じるドップラー成分を表してい
る。これら二つの曲線は、組織成分はそれらの特徴的な
低速度の動きにより通常低周波数であり、また通常血流
成分よりもずっと大きな振幅であることを示している。
【００１８】血流成分から組織の動きのドップラー成分
を分離する一つの技術が、図６および図７の応答特性と
共に、図５ａの詳細な組織の動き弁別器のブロックダイ
ヤグラム中に示されている。図５ａにおいて、ゲート２
４は、ドップラーパワー（振幅）計算値を、ドップラー
信号の振幅（パワー）と速度（周波数）の両方を検査す
る多変量解析の結果に従って、走査変換器と表示処理器
に選択的に通過させる。特定の試料容積からのドップラ
ー信号の振幅情報は、ゲート２４とダイナミックレンジ
決定処理器２６の両方に送られる。ダイナミックレンジ
決定処理器２６は、図６の曲線により示されるような、
転送関数を有することができる。曲線１２６は、入力信
号の振幅の関数としてダイナミックレンジ決定処理器２
６により出力が作成される、直線部分の応答曲線であ
る。選択的応答曲線１２６’は、曲線１２６と比較して
遅延された、より不連続な特性を有するより複雑な曲線
である。いずれの場合も、非常に低振幅信号は、雑音と
みなされ、約４０ｄｂまでの低振幅信号、または曲線１
２６’の場合にはさらに高い振幅まで、出力を作成しな
い。後者の範囲は、血流信号に予想される範囲の振幅で
ある。上記４０ｄｂ近辺以上の振幅の信号は、組織の動
きにより生成したものと評価される。この曲線は、４０
ｄｂと７０ｄｂの間で偏移し、それ以上の信号は、組織
の動きから生じたものとして相当な信頼性をもって線引
きする(rule)ことができる。従って、ダイナミックレン
ジ決定処理器２６は、入力されたドップラー信号の振幅
の関数として曲線１２６または１２６’に従って、出力
信号を作成する。ダイナミックレンジ決定処理器２６の
出力信号は、図５ａ中の合計と比較回路２５に送られ
る。
を分離する一つの技術が、図６および図７の応答特性と
共に、図５ａの詳細な組織の動き弁別器のブロックダイ
ヤグラム中に示されている。図５ａにおいて、ゲート２
４は、ドップラーパワー（振幅）計算値を、ドップラー
信号の振幅（パワー）と速度（周波数）の両方を検査す
る多変量解析の結果に従って、走査変換器と表示処理器
に選択的に通過させる。特定の試料容積からのドップラ
ー信号の振幅情報は、ゲート２４とダイナミックレンジ
決定処理器２６の両方に送られる。ダイナミックレンジ
決定処理器２６は、図６の曲線により示されるような、
転送関数を有することができる。曲線１２６は、入力信
号の振幅の関数としてダイナミックレンジ決定処理器２
６により出力が作成される、直線部分の応答曲線であ
る。選択的応答曲線１２６’は、曲線１２６と比較して
遅延された、より不連続な特性を有するより複雑な曲線
である。いずれの場合も、非常に低振幅信号は、雑音と
みなされ、約４０ｄｂまでの低振幅信号、または曲線１
２６’の場合にはさらに高い振幅まで、出力を作成しな
い。後者の範囲は、血流信号に予想される範囲の振幅で
ある。上記４０ｄｂ近辺以上の振幅の信号は、組織の動
きにより生成したものと評価される。この曲線は、４０
ｄｂと７０ｄｂの間で偏移し、それ以上の信号は、組織
の動きから生じたものとして相当な信頼性をもって線引
きする(rule)ことができる。従って、ダイナミックレン
ジ決定処理器２６は、入力されたドップラー信号の振幅
の関数として曲線１２６または１２６’に従って、出力
信号を作成する。ダイナミックレンジ決定処理器２６の
出力信号は、図５ａ中の合計と比較回路２５に送られ
る。
【００１９】同時に、同じ試料容積でのドップラー速度
計算値は、速度決定処理器２８に送られる。速度決定処
理器２８は、速度値に応答し、図７の移動関数曲線１２
８または１２８’の一つに従って、出力信号を作成す
る。曲線１２８と１２８’が示すように、毎秒０から１
０ｃｍの速度（または相当する周波数）の信号は、動く
組織と血流のいずれによるものともなりうる。速度約２
０ｃｍ／秒以上のドップラー速度は、組織は通常これら
の高速度を示さないから、ほとんどの場合血流により生
じたものである。従って、曲線１２８と１２８’は、ゼ
ロ出力レベルに到達するまで、１０から２０ｃｍ／秒の
間で変化する。従って、速度決定処理器２８は、入力ド
ップラー信号の速度の関数として、曲線１２８と１２
８’に従って、出力信号を作成する。速度決定処理器２
８の出力信号も合計と比較回路２５に送られる。
計算値は、速度決定処理器２８に送られる。速度決定処
理器２８は、速度値に応答し、図７の移動関数曲線１２
８または１２８’の一つに従って、出力信号を作成す
る。曲線１２８と１２８’が示すように、毎秒０から１
０ｃｍの速度（または相当する周波数）の信号は、動く
組織と血流のいずれによるものともなりうる。速度約２
０ｃｍ／秒以上のドップラー速度は、組織は通常これら
の高速度を示さないから、ほとんどの場合血流により生
じたものである。従って、曲線１２８と１２８’は、ゼ
ロ出力レベルに到達するまで、１０から２０ｃｍ／秒の
間で変化する。従って、速度決定処理器２８は、入力ド
ップラー信号の速度の関数として、曲線１２８と１２
８’に従って、出力信号を作成する。速度決定処理器２
８の出力信号も合計と比較回路２５に送られる。
【００２０】二つの決定処理器の出力信号は、合計と比
較回路２５で合計され、そしてこの合計は、使用者が設
定可能なしきい値と比較される。このしきい値は、「し
きい値設定(threshold set)」線により示されるよう
に、合計と比較回路２５に送られる。もしも、両方の決
定信号がそれらの「高」レベルにあるならば、ドップラ
ー信号は、両方の処理器により組織の動きから生じたと
判断され、従って、パワードップラー信号が、走査変換
器と表示処理器３４に通される(gate)。もしも両方の決
定信号がそれらの「低」レベルにあるならば、このドッ
プラー信号は、両方の処理器により血流により生じたも
のと判断され、何の信号も走査変換器と表示処理器３４
には通されない。決定回路出力の高および低レベルの間
の遷移領域にある信号は、結合決定信号は、使用者によ
り設定されたしきい値の上または下のいずれかとなるで
あろう。従って、このしきい値設定により、使用者は、
これらの遷移特性値を有するドップラー信号が、血流と
組織の動きのいずれに起因しているかの判断に関する決
定を左右することができる。それら振幅と周波数特性の
両方による信号解析のこの多変量処理は、血流と組織の
動きのドップラー信号のより良い弁別を可能とする。
較回路２５で合計され、そしてこの合計は、使用者が設
定可能なしきい値と比較される。このしきい値は、「し
きい値設定(threshold set)」線により示されるよう
に、合計と比較回路２５に送られる。もしも、両方の決
定信号がそれらの「高」レベルにあるならば、ドップラ
ー信号は、両方の処理器により組織の動きから生じたと
判断され、従って、パワードップラー信号が、走査変換
器と表示処理器３４に通される(gate)。もしも両方の決
定信号がそれらの「低」レベルにあるならば、このドッ
プラー信号は、両方の処理器により血流により生じたも
のと判断され、何の信号も走査変換器と表示処理器３４
には通されない。決定回路出力の高および低レベルの間
の遷移領域にある信号は、結合決定信号は、使用者によ
り設定されたしきい値の上または下のいずれかとなるで
あろう。従って、このしきい値設定により、使用者は、
これらの遷移特性値を有するドップラー信号が、血流と
組織の動きのいずれに起因しているかの判断に関する決
定を左右することができる。それら振幅と周波数特性の
両方による信号解析のこの多変量処理は、血流と組織の
動きのドップラー信号のより良い弁別を可能とする。
【００２１】組織の動きにより生じるドップラー信号の
弁別のための選択的装置が図５ｂに示されている。この
選択的装置は、ダイナミックレンジと速度決定処理器に
より決定される係数によりドップラー振幅計算値を重み
付けすることにより動作する。図５ｂでは、ドップラー
振幅計算値は、処理器の変換特性曲線に従って、ゼロと
１（図６において「１」は、１００％レベルである）の
間の係数ＣDRを作成するダイナミックレンジ決定処理器
２６に送られる。次いで、ドップラー振幅値は、積算器
２７により係数ＣDRが積算される。同じ試料容積におけ
るドップラー速度計算値は、速度決定処理器の変換特性
曲線に従ってゼロと１（ここに「１」は、図７で１００
％である）の間の係数ＣVを同様に作成する速度決定処
理器２８に送られる。ドップラー振幅値とＣDR係数の積
により計算される重み付けされた値は、積算器２９によ
り第二の係数ＣVが積算され、両方の処理器による係数
により重み付けされた最終ドップラー振幅値が作成され
る。この特定された組織の動きの値は、図１の走査変換
器に送られる。
弁別のための選択的装置が図５ｂに示されている。この
選択的装置は、ダイナミックレンジと速度決定処理器に
より決定される係数によりドップラー振幅計算値を重み
付けすることにより動作する。図５ｂでは、ドップラー
振幅計算値は、処理器の変換特性曲線に従って、ゼロと
１（図６において「１」は、１００％レベルである）の
間の係数ＣDRを作成するダイナミックレンジ決定処理器
２６に送られる。次いで、ドップラー振幅値は、積算器
２７により係数ＣDRが積算される。同じ試料容積におけ
るドップラー速度計算値は、速度決定処理器の変換特性
曲線に従ってゼロと１（ここに「１」は、図７で１００
％である）の間の係数ＣVを同様に作成する速度決定処
理器２８に送られる。ドップラー振幅値とＣDR係数の積
により計算される重み付けされた値は、積算器２９によ
り第二の係数ＣVが積算され、両方の処理器による係数
により重み付けされた最終ドップラー振幅値が作成され
る。この特定された組織の動きの値は、図１の走査変換
器に送られる。
【００２２】組織の動きにより生じたものとして、上記
処理の一つにより識別されたドップラーパワー計算値
は、例えば、扇形、長方形など、希望する画像方式のド
ップラーパワー表示値に空間配置する走査変換器と表示
処理器３４に、それらの空間座標と共に送られる。生成
した画像は、直ちに表示装置４０上に一連の実時間画像
として表示されるか、画像系列メモリー３６中に個々の
平面画像として記憶される。二次元ドップラーパワー組
織画像は、以下に説明するように三次元処理のために画
像系列メモリー３６から読み出すことができる。
処理の一つにより識別されたドップラーパワー計算値
は、例えば、扇形、長方形など、希望する画像方式のド
ップラーパワー表示値に空間配置する走査変換器と表示
処理器３４に、それらの空間座標と共に送られる。生成
した画像は、直ちに表示装置４０上に一連の実時間画像
として表示されるか、画像系列メモリー３６中に個々の
平面画像として記憶される。二次元ドップラーパワー組
織画像は、以下に説明するように三次元処理のために画
像系列メモリー３６から読み出すことができる。
【００２３】図１の装置の使用者の操作は、例えば、Ｂ
モード、色速度ドップラー、ドップラーパワー画像処理
など、実施される画像処理の形式の選択；決定処理器の
結果が比較されるしきい値；および例えば、三次元表示
用画像系列メモリー３６への記憶、それらからの画像の
検索、などの選択を使用者に可能とする中央制御装置５
０に接続する種々の使用者制御を通じてなされる。
モード、色速度ドップラー、ドップラーパワー画像処理
など、実施される画像処理の形式の選択；決定処理器の
結果が比較されるしきい値；および例えば、三次元表示
用画像系列メモリー３６への記憶、それらからの画像の
検索、などの選択を使用者に可能とする中央制御装置５
０に接続する種々の使用者制御を通じてなされる。
【００２４】図８は、本発明により心臓の三次元パワー
ドップラー画像を作成する技術を説明している。この例
で画像化される左心室の点線の外郭線７２を有する心臓
７０の外周が示されている。超音波プローブ１０は、心
臓上の胸全体を動かされ、心臓の後面が端となる図２の
多数の画像平面を取得し、以下の説明に基き０％から１
００％まで符号付けされる。図２の例において、プロー
ブ１０はゆっくりと左から右に移動するので、心臓が、
発信器／受信器１４に送られる心臓の発生するパルスに
より決定されるその鼓動周期の希望する位相（例えば、
Ｐ1、Ｐ2またはＰ3）の一つにある度に、変換器１２は
活性化される。このプローブは、米国特許第５，４７
４，０７３号に記載されているようにフリーハンドで動
かされ、または米国特許第５，４８７，３８８号に記載
されているように三次元走査機器により動かされる。画
像平面間の間隔は、米国特許第５，４７４，０７３号に
記載されているようにして計算することができ、または
それぞれの平面の位置は、米国特許第５，３５３，３５
４号または米国特許第５，１２７，４０９号に記載され
ているように、走査機器またはプローブの内部機器を使
用して測定され記録することができる。走査の結果、動
く組織の一連の空間的に特定された平面ドップラーパワ
ー画像が、心臓周期のそれぞれ指定した位相について得
られる。
ドップラー画像を作成する技術を説明している。この例
で画像化される左心室の点線の外郭線７２を有する心臓
７０の外周が示されている。超音波プローブ１０は、心
臓上の胸全体を動かされ、心臓の後面が端となる図２の
多数の画像平面を取得し、以下の説明に基き０％から１
００％まで符号付けされる。図２の例において、プロー
ブ１０はゆっくりと左から右に移動するので、心臓が、
発信器／受信器１４に送られる心臓の発生するパルスに
より決定されるその鼓動周期の希望する位相（例えば、
Ｐ1、Ｐ2またはＰ3）の一つにある度に、変換器１２は
活性化される。このプローブは、米国特許第５，４７
４，０７３号に記載されているようにフリーハンドで動
かされ、または米国特許第５，４８７，３８８号に記載
されているように三次元走査機器により動かされる。画
像平面間の間隔は、米国特許第５，４７４，０７３号に
記載されているようにして計算することができ、または
それぞれの平面の位置は、米国特許第５，３５３，３５
４号または米国特許第５，１２７，４０９号に記載され
ているように、走査機器またはプローブの内部機器を使
用して測定され記録することができる。走査の結果、動
く組織の一連の空間的に特定された平面ドップラーパワ
ー画像が、心臓周期のそれぞれ指定した位相について得
られる。
【００２５】この一系列の（または多系列の）左心室の
ドップラーパワー画像が得られた後、各系列は、画像系
列メモリー３６に記憶される。この系列は次いで、図９
のフローチャートに説明するように、三次元表示用に処
理される。ステップ８８で、使用者は、例えば図２に示
すＰ標識の一つを使用して、三次元表示が望まれる心臓
位相を選択する。この心臓周期位相から得られた一連の
画像は次いで三次元表示用に処理される。ステップ８２
において、この処理は、使用者制御により与えられる変
数による処理を受ける。一つの変数は、三次元表示が観
察されるときの視角、θ1−θMの範囲である。他の変数
は、この範囲の各視角の間の差分角度Δθである。例え
ば使用者は、この系列中最初の画像平面と直角な平面に
視線が関係付けられ、そして観察角が変化するにつれ
て、１゜の差分角度の範囲で、＋６０゜から−６０゜の
視角の範囲を入力することができる。これらの入力か
ら、必要な三次元投影数の計算が、ステップ８２でなさ
れる。例えば、１度の差分角度で１２０゜の範囲の幅を
表示するには、１２１投影が必要である。
ドップラーパワー画像が得られた後、各系列は、画像系
列メモリー３６に記憶される。この系列は次いで、図９
のフローチャートに説明するように、三次元表示用に処
理される。ステップ８８で、使用者は、例えば図２に示
すＰ標識の一つを使用して、三次元表示が望まれる心臓
位相を選択する。この心臓周期位相から得られた一連の
画像は次いで三次元表示用に処理される。ステップ８２
において、この処理は、使用者制御により与えられる変
数による処理を受ける。一つの変数は、三次元表示が観
察されるときの視角、θ1−θMの範囲である。他の変数
は、この範囲の各視角の間の差分角度Δθである。例え
ば使用者は、この系列中最初の画像平面と直角な平面に
視線が関係付けられ、そして観察角が変化するにつれ
て、１゜の差分角度の範囲で、＋６０゜から−６０゜の
視角の範囲を入力することができる。これらの入力か
ら、必要な三次元投影数の計算が、ステップ８２でなさ
れる。例えば、１度の差分角度で１２０゜の範囲の幅を
表示するには、１２１投影が必要である。
【００２６】必要な一連の１２１のドップラーパワー画
像投影処理を開始すると、ステップ８４において、選択
した心臓位相の平面ドップラーパワー画像が、走査変換
器と表示処理器３４による系列処理をするために、画像
系列メモリーから呼び出される。ステップ８６におい
て、各平面画像を、一つの観察角θnに回転し、次いで
観察平面に投影し直す。もし希望するなら、処理のこの
時点で、投影された平面画像の画素を最大強度基準で集
積してもよい。各投影平面画像は、観察角と平面間間隔
の関数である画像平面中の変換された位置で、先に集積
した投影画像に重ねられ：観察角が大きくなるにつれ
て、一つの画像から次の画像への変換による位置変化は
大きくなる。累積された画像から選択される表示画素
は、画像中の各点で累積された全ての重ねられた画素に
基き、画像平面中の各点で得られたドップラーパワー画
素である。これが、観察者と三次元画像間のあらゆる視
線から観察者が観察しているような、ドップラーパワー
表示による左心室の効果的な描写を与える。好ましい具
体例において、ｙ軸に関する回転後の画像点の再配置、
投影および転位は、下式により表わすことができる：
像投影処理を開始すると、ステップ８４において、選択
した心臓位相の平面ドップラーパワー画像が、走査変換
器と表示処理器３４による系列処理をするために、画像
系列メモリーから呼び出される。ステップ８６におい
て、各平面画像を、一つの観察角θnに回転し、次いで
観察平面に投影し直す。もし希望するなら、処理のこの
時点で、投影された平面画像の画素を最大強度基準で集
積してもよい。各投影平面画像は、観察角と平面間間隔
の関数である画像平面中の変換された位置で、先に集積
した投影画像に重ねられ：観察角が大きくなるにつれ
て、一つの画像から次の画像への変換による位置変化は
大きくなる。累積された画像から選択される表示画素
は、画像中の各点で累積された全ての重ねられた画素に
基き、画像平面中の各点で得られたドップラーパワー画
素である。これが、観察者と三次元画像間のあらゆる視
線から観察者が観察しているような、ドップラーパワー
表示による左心室の効果的な描写を与える。好ましい具
体例において、ｙ軸に関する回転後の画像点の再配置、
投影および転位は、下式により表わすことができる：
【００２７】
【数２】
【００２８】そしてｘ軸に関する回転後の画像点の再配
置、投影および転位は、下式により表わすことができ
る：
置、投影および転位は、下式により表わすことができ
る：
【００２９】
【数３】
【００３０】ここにθは回転角、（ｘ，ｙ，ｚ）は再配
置前の点の座標、そして（ｘ’，ｙ’）は再配置後の観
察平面中の点の座標である。
置前の点の座標、そして（ｘ’，ｙ’）は再配置後の観
察平面中の点の座標である。
【００３１】全ての平面画像が回転、投影、転位、重ね
られ、そしてそれぞれの画素の最大強度が選択された
後、観察角θnについて得られた三次元画像は、一連の
三次元画像中の明暗に変換された白黒画像として画像系
列メモリー３６中にステップ９０で記憶される。ステッ
プ９２において、処理はステップ８４に戻り、完全な三
次元画像系列がメモリー中に記憶されるまでステップ８
４−９２をくり返す。
られ、そしてそれぞれの画素の最大強度が選択された
後、観察角θnについて得られた三次元画像は、一連の
三次元画像中の明暗に変換された白黒画像として画像系
列メモリー３６中にステップ９０で記憶される。ステッ
プ９２において、処理はステップ８４に戻り、完全な三
次元画像系列がメモリー中に記憶されるまでステップ８
４−９２をくり返す。
【００３２】記憶された三次元系列は、使用者の命令に
よりステップ９６で呼び出し、表示することができる。
この画像系列は、実時間で呼び出し表示できるので、使
用者は、心臓周期の選択した位相における心臓壁の三次
元パワードップラー表示を観察できる。この容積領域
は、使用者が、心臓の周囲を動き回っているようにそし
て異なる観察角度から心室を観察しているかのように三
次元的に観察することができる。使用者は、あたかも左
心室の周囲を観察角θ1−θMの範囲で動いているような
印象を与えられる。観察者は、その一連の画像の中を行
き来することができ、二方向から左心室の周囲の半円形
通路を動いているような印象を与えられる。
よりステップ９６で呼び出し、表示することができる。
この画像系列は、実時間で呼び出し表示できるので、使
用者は、心臓周期の選択した位相における心臓壁の三次
元パワードップラー表示を観察できる。この容積領域
は、使用者が、心臓の周囲を動き回っているようにそし
て異なる観察角度から心室を観察しているかのように三
次元的に観察することができる。使用者は、あたかも左
心室の周囲を観察角θ1−θMの範囲で動いているような
印象を与えられる。観察者は、その一連の画像の中を行
き来することができ、二方向から左心室の周囲の半円形
通路を動いているような印象を与えられる。
【００３３】通常医師は、心臓の外側でなく、心房、心
室内壁の検査に関心があるので、心房、心室の三次元断
面図が観察できることが望ましい。例えば、左心室の左
側を、図８の０％から５０％までの平面画像を使用して
処理し表示することができる。図１０ａは、観察者にと
って最も近接した断面平面は、図８の５０％平面であ
り、位相Ｐ2にあってほぼ完全に心臓が弛緩している
時、左心室の左側を観察している図である。位相Ｐ3に
あるときのように、心臓が緊張して最も収縮する時期の
付近で、図１１ａに示すような同様の図が現われる。こ
れらの図、および図１０ｂおよび１１ｂに示すように、
回転したときの左心室の同様の断面の図が、ステップ８
８で三次元処理用に、ある範囲の平面フレームのみを選
択することにより得られる。このようにして、医師は、
まず心室の一半（０％から５０％までの平面）の三次元
画像を形成し、次いで回転し観察し、次いで心室の他半
（５０％から１００％までの平面）で同じ処理を繰り返
すことにより心内膜を検査することができる。
室内壁の検査に関心があるので、心房、心室の三次元断
面図が観察できることが望ましい。例えば、左心室の左
側を、図８の０％から５０％までの平面画像を使用して
処理し表示することができる。図１０ａは、観察者にと
って最も近接した断面平面は、図８の５０％平面であ
り、位相Ｐ2にあってほぼ完全に心臓が弛緩している
時、左心室の左側を観察している図である。位相Ｐ3に
あるときのように、心臓が緊張して最も収縮する時期の
付近で、図１１ａに示すような同様の図が現われる。こ
れらの図、および図１０ｂおよび１１ｂに示すように、
回転したときの左心室の同様の断面の図が、ステップ８
８で三次元処理用に、ある範囲の平面フレームのみを選
択することにより得られる。このようにして、医師は、
まず心室の一半（０％から５０％までの平面）の三次元
画像を形成し、次いで回転し観察し、次いで心室の他半
（５０％から１００％までの平面）で同じ処理を繰り返
すことにより心内膜を検査することができる。
【００３４】完全な実時間三次元表示のために、多数の
三次元画像のループが処理され、θnループ記憶装置９
６中に記憶され、次いで読み出され、異なる観察角θが
選択される度に表示される。それぞれのループは、一部
または全心臓周期にわたる三次元の心臓の実時間の動き
を示すための、近接した心臓位相での時間的に連続した
特定の観察角θからの一連の三次元画像である。使用者
が異なる観察角θを選択するたびに、その観察角におけ
るループが選択され表示される。画像を円滑に変化させ
るために、最初の観察角から次の角度への変化は、与え
られた時間位相で第一のループが停止し、次いで第一の
ループが停止した同じ時間位相で次のループを始める。
これにより使用者は、一つの観察角から鼓動する心臓を
観察し、次いで異なる観察角から鼓動する心臓を観察す
るために、観察角を変化させることができる。連続的に
観察角を変化させることにより、医師は、空間的、時間
的の両方の視点からの鼓動する心臓の表示が得られ、運
動している心臓の挙動を完全に検査することができる。
三次元画像のループが処理され、θnループ記憶装置９
６中に記憶され、次いで読み出され、異なる観察角θが
選択される度に表示される。それぞれのループは、一部
または全心臓周期にわたる三次元の心臓の実時間の動き
を示すための、近接した心臓位相での時間的に連続した
特定の観察角θからの一連の三次元画像である。使用者
が異なる観察角θを選択するたびに、その観察角におけ
るループが選択され表示される。画像を円滑に変化させ
るために、最初の観察角から次の角度への変化は、与え
られた時間位相で第一のループが停止し、次いで第一の
ループが停止した同じ時間位相で次のループを始める。
これにより使用者は、一つの観察角から鼓動する心臓を
観察し、次いで異なる観察角から鼓動する心臓を観察す
るために、観察角を変化させることができる。連続的に
観察角を変化させることにより、医師は、空間的、時間
的の両方の視点からの鼓動する心臓の表示が得られ、運
動している心臓の挙動を完全に検査することができる。
【００３５】組織の動きから、パワードップラー信号を
識別するために使用される図６および７の変換関数出力
を反転して、血流のパワードップラー信号のみを通過さ
せるゲートとして使用することができる。従って、走査
変換器、表示処理器３４、画像系列３６は、血流と組織
双方の空間的に分割されたパワードップラー画像を同時
に独立に取得し記憶してもよい。これらの画像の組(set
s)は、上記のように三次元的に処理され、心臓とその血
液溜りの両方の三次元画像を与えることができる。二つ
の画像は、それぞれ独立に色コード化することができ、
共に観察することができ、二つの色により、三次元的に
心室とその内部の血液溜りの両方の観察を使用者に可能
にする。例えば、心筋の動いている組織を、青色でマッ
ピングし、そして血液溜りを赤でマッピングすることが
できる。勿論、いずれか一方の色マッピングを停止し、
血液溜りまたは心壁のいずれか一方のみを観察すること
もできる。
識別するために使用される図６および７の変換関数出力
を反転して、血流のパワードップラー信号のみを通過さ
せるゲートとして使用することができる。従って、走査
変換器、表示処理器３４、画像系列３６は、血流と組織
双方の空間的に分割されたパワードップラー画像を同時
に独立に取得し記憶してもよい。これらの画像の組(set
s)は、上記のように三次元的に処理され、心臓とその血
液溜りの両方の三次元画像を与えることができる。二つ
の画像は、それぞれ独立に色コード化することができ、
共に観察することができ、二つの色により、三次元的に
心室とその内部の血液溜りの両方の観察を使用者に可能
にする。例えば、心筋の動いている組織を、青色でマッ
ピングし、そして血液溜りを赤でマッピングすることが
できる。勿論、いずれか一方の色マッピングを停止し、
血液溜りまたは心壁のいずれか一方のみを観察すること
もできる。
【００３６】図６および７の理論曲線は、図に示された
ものから変化しうることも明らかである。この曲線、従
って決定処理器の応答特性は、図示された線形部分より
もより曲線的にまたは複雑な形に修正することができ
る。
ものから変化しうることも明らかである。この曲線、従
って決定処理器の応答特性は、図示された線形部分より
もより曲線的にまたは複雑な形に修正することができ
る。
【００３７】
【発明の効果】本発明の効果を要約すると、組織の動き
により形成されたドップラーパワー信号と血流により形
成されたドップラーパワー信号を弁別するための多変量
処理器を使用した超音波診断画像処理装置が提供され
る。弁別された組織の動きによるドップラーパワー信号
は、三次元空間的に表示される。
により形成されたドップラーパワー信号と血流により形
成されたドップラーパワー信号を弁別するための多変量
処理器を使用した超音波診断画像処理装置が提供され
る。弁別された組織の動きによるドップラーパワー信号
は、三次元空間的に表示される。
【図１】 本発明による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。
ックダイヤグラムである。
【図２】 図１の装置において画像取得始動に使用する
患者の鼓動のＱＲＳ波形である。
患者の鼓動のＱＲＳ波形である。
【図３】 図１の装置のウォールフィルタの特性の説明
図である。
図である。
【図４】 本発明による血流と組織の動きの識別技術の
説明図である。
説明図である。
【図５】 図５ａおよび５ｂは、図１の組織運動弁別器
の二つの具体例のブロックダイヤグラムである。
の二つの具体例のブロックダイヤグラムである。
【図６】 図５のダイナミックレンジ決定処理器の変換
特性図である。
特性図である。
【図７】 図５の速度決定処理器の特性図である。
【図８】 本発明による三次元表示のための心臓画像平
面取得の説明図である。
面取得の説明図である。
【図９】 図８に従って得られた画像平面情報の三次元
処理のフローチャートである。
処理のフローチャートである。
【図１０】 図１０ａと１０ｂは、心臓周期の弛緩期に
おける心室の三次元パワードップラー画像である。
おける心室の三次元パワードップラー画像である。
【図１１】 図１１ａと１１ｂは、心臓周期の収縮期の
心室の三次元パワードップラー画像の説明図である。
心室の三次元パワードップラー画像の説明図である。
１０・・・・・超音波プローブ、１２・・・・・多素子変換器、１
４・・・・・発信器／受信器、１６・・・・・ビーム形成器、１８
・・・・・Ｉ，Ｑ復調器、２０・・・・・ウォールフィルタ、２１
・・・・・ドップラー処理器、２２・・・・・組織運動弁別器、２
４・・・・・ゲート、２５・・・・・合計と比較回路、２６・・・・・
ダイナミックレンジ決定処理器、２８・・・・・速度決定処
理器、３０・・・・・Ｂモード処理器、３４・・・・・表示処理
器、３６・・・・・三次元表示用画像系列メモリー、５０・・・
・・中央制御装置、６０・・・・・心拍波形
４・・・・・発信器／受信器、１６・・・・・ビーム形成器、１８
・・・・・Ｉ，Ｑ復調器、２０・・・・・ウォールフィルタ、２１
・・・・・ドップラー処理器、２２・・・・・組織運動弁別器、２
４・・・・・ゲート、２５・・・・・合計と比較回路、２６・・・・・
ダイナミックレンジ決定処理器、２８・・・・・速度決定処
理器、３０・・・・・Ｂモード処理器、３４・・・・・表示処理
器、３６・・・・・三次元表示用画像系列メモリー、５０・・・
・・中央制御装置、６０・・・・・心拍波形
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 パトリック・ルネ・ペスク アメリカ合衆国98011ワシントン州、ボゼ ル、第102アベニュ−・ノ−スイースト 17300番 (72)発明者 ジェンス・ウルリッチ・クイストガード アメリカ合衆国98155ワシントン州、シア トル、ノースイースト第187プレ−ス 4716番 (72)発明者 ゲーリー・アレン・シュワルツ アメリカ合衆国98115ワシントン州、シア トル、第29アベニュ−・ノ−スイースト 6244番
Claims (18)
- 【請求項１】 体内の器官または組織の三次元超音波画
像を作成する方法であって、 画像化する器官または組織を有する体内の容積領域に超
音波を発信し；当該器官または組織内の空間位置からの
超音波ドップラー情報信号を受信し；組織が運動中の該
器官または組織内の当該位置から受信されたドップラー
パワー強度を測定するために、該超音波ドップラー情報
信号を処理し；そして、 三次元表示中に空間基準で当該器官または組織の運動に
より受信されたドップラーパワー強度を表示する、以上
の段階からなる三次元超音波画像を作成する方法 - 【請求項２】 該受信する段階が、該器官または組織の
周期運動の予め決めた時に超音波ドップラー情報信号を
受信する段階からなる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 表示する段階が、該器官または組織の周
期運動の予め決めた時に該器官または組織の運動の配置
を表わす該器官または組織の三次元表示を与える段階か
らなる、請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 体内の動いている器官または組織の超音
波画像を作成する方法であって、 画像化する器官または組織を有する体内の容積領域に超
音波を発信し；該器官または組織内の空間位置からの超
音波ドップラー情報信号を受信し；組織が運動している
器官または組織内の当該位置から受信されたドップラー
パワー強度を測定するために多変量処理により該超音波
ドップラー情報信号を処理し；そして、 空間基準で該器官または組織の運動に基いて受信された
ドップラーパワー強度を表示する、以上の段階からなる
超音波画像を作成する方法 - 【請求項５】 処理する段階が、組織が運動している器
官または組織内の当該位置から受信されたドップラーパ
ワー強度を測定するために、ドップラーパワーと速度を
考慮することにより、該超音波ドップラー情報を処理す
る段階である、請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 体内の動いている器官または組織の超音
波画像を作成する超音波画像処理装置であって、該器官
または組織からの超音波信号を受信する多素子超音波変
換器；該変換器に接続し、超音波情報のビームを形成す
るために該超音波信号を処理するビーム形成器；該超音
波情報に応答して、該器官または組織内の空間位置に対
応してドップラーパワー信号を作成するドップラー処理
器；該ドップラーパワー信号に応答して、血流に対応す
るドップラーパワー信号から、組織の運動に対応するド
ップラーパワー信号を識別するための、多変量処理器；
そして、 空間基準で組織の動きに対応するドップラーパワー情報
を表示するための表示装置、からなる超音波画像処理装
置。 - 【請求項７】 該多変量処理器が、該ドップラーパワー
信号に応答して、信号振幅の関数として該ドップラーパ
ワー信号を識別するための、第一の識別装置；該ドップ
ラーパワー信号に応答して、周波数の関数として該ドッ
プラーパワー信号を識別するための、第二の識別装置；
該第一と第二の識別装置に応答して、組織運動に対応す
るドップラーパワー信号を識別するための決定回路、か
らなる請求項６に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項８】 さらに、該多変量処理器に接続し、組織
運動に対応するドップラーパワー信号の識別性に影響を
与える、使用者に制御されるしきい値からなる、請求項
７に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項９】 該使用者制御しきい値が、該第一または
第二の識別装置に接続する請求項８に記載の超音波画像
処理装置。 - 【請求項１０】 該使用者制御しきい値が、該第一の識
別装置に転送される振幅しきい値と、該第二の識別装置
に転送される周波数しきい値からなる、請求項９に記載
の超音波画像処理装置。 - 【請求項１１】 該決定回路が、該識別装置に応答し、
組織の運動に対応するとして識別されたドップラーパワ
ー信号を通過させるゲート回路を有する請求項８に記載
の超音波画像処理装置。 - 【請求項１２】 該決定回路が、該識別装置に応答し
て、組織の運動に対応すると識別されたドップラーパワ
ー信号を通過させるゲート回路を有する請求項１０に記
載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１３】 さらに、組織運動に対応するドップラ
ーパワー信号に応答し、かつ該表示装置に接続し、三次
元表示中に空間基準で表示するために、組織運動に対応
するドップラーパワー信号を処理するための画像処理装
置を有する請求項６に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１４】 該多変量処理装置がさらに、それらの
振幅と周波数の関数として該ドップラーパワー信号を重
み付けする手段を有する、請求項６に記載の超音波画像
処理装置。 - 【請求項１５】 該第一の識別装置がさらに、信号の振
幅の関数としてドップラーパワー信号を重み付けする手
段、そしてここに該第二の識別装置がさらに周波数の関
数として該ドップラーパワー信号を重み付けする手段を
有する請求項７に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１６】 該第一の識別装置がさらに、ドップラ
ーパワー信号の振幅の関数である第一の重み付け係数を
作成する手段を有し、そして、該第二の識別装置がさら
にドップラーパワー信号周波数の関数である第二の重み
付け係数を作成する手段を有し、ここに該表示されたド
ップラーパワー情報が該第一と第二の重み付け係数の関
数である、請求項１５に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１７】 組織の運動に対応するドップラーパワ
ー信号を、第一の色または色調範囲に表示用に処理する
手段；および体液に対応するドップラーパワー信号を第
二の色または色調範囲に表示用に処理する手段をさらに
有する、請求項６に記載の超音波画像処理装置。 - 【請求項１８】 該色付けされた組織と体液の運動のド
ップラーパワー信号を、三次元表示中に空間基準で表示
するための手段をさらに有する、請求項１７に記載の超
音波画像処理装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/615,125 | 1996-03-13 | ||
| US08/615,125 US5669385A (en) | 1996-03-13 | 1996-03-13 | Ultrasonic scanning of tissue motion in three dimensions |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH105225A true JPH105225A (ja) | 1998-01-13 |
Family
ID=24464093
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9076694A Pending JPH105225A (ja) | 1996-03-13 | 1997-03-13 | 組織運動の超音波三次元走査及び装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5669385A (ja) |
| EP (1) | EP0795296B1 (ja) |
| JP (1) | JPH105225A (ja) |
| AT (1) | ATE268570T1 (ja) |
| DE (1) | DE69729400T2 (ja) |
| NO (1) | NO971106L (ja) |
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| JP2001276066A (ja) * | 2000-03-29 | 2001-10-09 | Toshiba Corp | 三次元画像処理装置 |
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| JP2009291295A (ja) * | 2008-06-03 | 2009-12-17 | Toshiba Corp | 医用画像処理装置、超音波診断装置、及び超音波画像取得プログラム |
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- 1997-03-12 DE DE69729400T patent/DE69729400T2/de not_active Expired - Fee Related
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