CN1493258A - 图像处理设备与超声波诊断设备 - Google Patents

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Abstract

将从诊疗对象获得的、位于构成三维空间的各点并形成表示诊疗对象的身体性质的数据组的体数据记录到记录装置内，特征量提取装置提取根据每个点的体数据表示的身体性质的值计算的特征量，通过对特征量提供不透明度，三维图像生成装置产生三维图像，而无论体数据是体素体数据还是极坐标超声波体数据，因此可以以三维方式显示薄壁组织器官的内部结构，特别是内部血管和空腔结构。

Description

图像处理设备与超声波诊断设备
技术领域
本发明涉及一种用于成像表示诊疗对象的身体性质(physicalproperty)的三维体的图像处理设备和超声波诊断设备。
背景技术
最近几年，在进行诸如诊断和治疗的医疗活动现场，将在诸如超声波诊断设备、X射线CT设备、X射线诊断设备、磁共振成像(MRI)设备、核医疗诊断设备(伽玛射线照相机)的医学图像诊断设备上产生的图像显示为三维图像用于进行诊断或治疗。在该三维图像诊断领域，例如，通常利用体方法获取图像，通过进行体绘制(volume rendering)(以下可以简称为“VR”)显示三维图像，医生经过观看三维图像发现病症等。
例如，体绘制包括对超声波诊断设备等获得的图像进行切片，然后，建立具有三维结构的体模型(体素空间)，其中将多个切片图像中每个切片图像的值压缩为被称为体素(voxel)的正方形，关于此体模型，确定视线方向，从任意观察点进行体素跟踪(光线跟踪)，从而获得体素的亮度(体素值)，而在投影面的像素上，根据该亮度投影图像信息，从而以三维方式提取肝脏等以获得三维图像。
与表面绘制(surface rendering)不同，即使不能提取清楚的边界线，体绘制仍可以容易地显示三维结构，而且与诸如MIP(最大光强投影)的绘制方法不同，体绘制可以显示含有更多精确位置信息的图像。
例如，如果利用超声波诊断设备进行三维图像处理，则利用数字扫描转换器，将利用超声波探头进行手动扫描或机械扫描采集的超声波向量数据临时转换为由正交的x-y-z轴上的体素构成的体素体(voxel volume)数据。在三维绘制单元上对体素体进行体绘制，并将三维绘制图像显示在诸如CRT的显示单元上。例如，第2002-224109号日本未审专利申请的第21段至第53段对此进行了描述。
此外，通过进行非侵入式检查，超声波诊断设备显示组织的层析X射线成像图像，因此通过进行简单操作使超声波探头仅接触身体表面移动，就可以实时显示心脏跳动或胎儿的活动，而且作为超声波诊断设备的独特特征的示例，可以利用超声波多普勒方法进行血流成像。
然而，如果试图进行三维图像显示，则例如根据超声波诊断设备采集的图像，显示体绘制图像，因为没有血液流动的空腔，例如胆囊以及管状结构组织不产生多普勒信号，所以存在在以三维方式检查诸如肝脏的薄壁组织器官时，几乎看不到器官的内部结构，而且不能显示内部血管和空腔结构的问题。
即使设置被称为不透明度(用于表示可以看到内部的程度)的参数，并根据不透明度(或者透明度)调节原始图像的亮度值，仍不能清楚地显示内部结构的边界面。
为了解决该问题，例如，如果要从空间上了解B/W组织层析X射线成像图像(tomography image)，则通过进行诸如箱形限幅(clipping)(设置箱形可视区域，因此只有该区域的内部是显示对象)的限幅操作，MPR(多平面重构)图像的断面定位操作等，可以了解该三维结构。
或者，彩色多普勒系统用于将血流信息和B/W组织的层析X射线成像图像组合在一起进行显示。
然而，为了进行限幅或MPR图像定位，在旋转该体的同时需要利用鼠标进行微调，因此，如果以实时方式显示三维图像并检查其内的变化，例如血流，则技师必须手持超声波探头在三维体内顺序进行拍摄，而且，同时进行复杂操作以进行体绘制，例如限幅操作等，因此，从可操作性的观点出发，这种设置不实际。
此外，对于体绘制图像，还存在不能了解内部结构的问题，除非通过进行限幅等参考断面，而且利用鼠标等切割断面的任务也非常麻烦。
特别是，诸如胆囊或具有管状结构的组织之类的没有血流的空腔均不产生多普勒信号，因此，即使利用彩色多普勒方法，仍不能显示没有血流的空腔结构。尽管可以设想一种通过注射超声波对比剂(ultrasound contrast agent)来获得多普勒信号的方法，但是这种方法本身存在增加了侵入性、检查不方便等的问题。
发明内容
基于上述问题，提出本发明，因此，本发明的一个目的是提供一种即使对薄壁组织器官等进行三维检查，仍可以显示内部血管和空腔结构的图像处理设备和超声波诊断设备。
因此，根据本发明，利用面提取装置进行了面提取根据体数据产生三维图像，因此可以以空间方式掌握薄壁组织器官的三维结构。此时，可以同时显示没有血流的各器官，一般认为，这不能利用彩色多普勒方法进行显示。
此外，不需要进行复杂烦琐的操作，因此，技术人员可以将精力集中在进行体扫描和/或诊断。
为了实现该目的，作为本发明的一个方面，提供了一种图像处理设备，该图像处理设备包括：记录装置，用于记录从诊疗对象获得的、位于三维空间内并形成表示诊疗对象的身体性质的数据集的体数据；特征量提取装置，用于提取根据每个体数据表示的身体性质的值计算的特征量；以及三维图像生成装置，用于对特征量提供不透明度，并用于利用该不透明度产生体绘制图像。
特征量最好是表示存在于体数据内的不同对象之间的边界面的边界信息。在这种情况下，三维图像生成装置可以提高边界面的不透明度，而降低剩余部分的不透明度，以产生具有增强边界面的体绘制图像。此外，特征量提取装置可以计算垂直于边界面的法向向量和关于向量长度的信息之一，向量长度是根据所关心的体数据的强度与附近体数据的强度之间的差别确定的。此外，根据法向向量和关于向量长度的信息之一，三维图像生成装置可以产生体绘制图像。
特征量提取装置最好计算梯度向量，而最好根据梯度向量和在其计算过程中的中间产物(product)的值之一，三维图像生成装置产生体绘制图像。
而且，最好特征量提取装置配置有用于处理所关心的体数据的高通滤波器，或者，特征量提取装置最好包括3个索贝尔滤波器，它们用于互相独立处理为了识别体数据在三维空间内的位置而设置的3个方向上的体数据。此外，在进行特征量提取处理之前，可以附加用于进行平滑处理的平滑装置。在这种情况下，平滑装置是加权平均值单元和中值滤波单元之一。
特征量提取装置和三维图像生成装置之一以平行于3个方向中的两个方向并最接近垂直于投影方向的切片的增量方式进行处理。
此外，图像处理设备最好进一步包括通过顺序处理记录在记录装置内的多个体数据显示动画图像的显示装置。在这种情况下，显示装置可以对利用可以扫描三维空间的二维阵列探头获得的实时连续体数据进行处理以显示动画图像。
三维图像生成装置最好产生多个从不同方向切割的层析X射线成像图像。在这种情况下，根据体数据值，在产生体绘制图像的同时，三维图像生成装置至少可以产生多个从不同方向切割的层析X射线成像图像和体绘制图像之一，而显示装置可以同时显示它们。
特征量提取装置最好仅对具有不同身体性质的多种体数据中某种类型的体数据进行特征量提取处理，而最好通过将根据特征量提取装置处理的体数据获得的三维分布信息叠加到根据剩余未处理的体数据获得的三维分布信息，三维图像生成装置产生三维图像。在这种情况下，特征量提取装置配置成其中可以改变要处理体数据类型的选择条件以便对不同类型的体数据进行特征量提取处理。
作为本发明的另一个方面，提供了一种超声波诊断设备，该超声波诊断设备包括：超声波发送/接收装置，用于将超声波发送到诊疗对象并接收从诊疗对象反射的反射波，以输出从诊疗对象获得的、位于三维空间内并形成表示诊疗对象的身体性质的数据集的体数据，作为来自诊疗对象发出的信号；第一超声波信息生成装置，用于获取和输出关于诊疗对象的组织结构的第一三维分布信息；第二超声波信息生成装置，用于获取和输出关于诊疗对象的运动对象的性质的第二三维分布信息；记录装置，用于记录利用超声波发送/接收装置获取的体数据；特征量提取装置，用于提取根据每个体数据表示的身体性质的值计算的特征量；以及三维图像生成装置，用于对特征量提供不透明度，而且用于利用该不透明度产生体绘制图像。
最好在利用二维阵列探头之一扫描诊疗对象的一部分并摆动扇形探头期间，超声波发送/接收装置获取体数据，并利用其原点被设置在超声波束的发射点、其两个夹角位于互相正交方向的极坐标表示该体数据。或者，在通过围绕其轴转动超声波探头从而围绕该轴以相反方式转动位于二维平面内的多个所关心的体数据来扫描诊疗对象的一部分期间，超声波发送/接收装置获取体数据。或者，在通过沿垂直于诊疗对象的一部分的方向平行移位超声波探头从而以相反方向平行移位多个所关心的体数据来扫描诊疗对象的该部分期间，超声波发送/接收装置获取体数据。
附图说明
图1是示出根据本发明第一实施例的超声波诊断设备的总体原理配置的例子的功能框图；
图2是详细示出图1所示超声波诊断设备的面提取滤波器处理单元的功能框图；
图3A至3C是用于概括说明面在提取滤波器处理单元执行的处理过程的说明性示意图，其中图3A示出位于图像的X方向的所关心的采样附近的8个采样(体素)的阵列，图3B和3C示出位于Y方向和Z方向的所关心的采样附近的8个采样(体素)的阵列；
图4A和4B是用于概括说明在平滑滤波器处理单元执行的处理过程的说明性示意图，其中图4A示出包括采样(体素)的体数据，而图4B示出附近的6个采样；
图5是用于说明中值滤波器的处理过程的具体例子的流程图；
图6A和6B示出体扫描的一些例子，其中图6A示出沿该部分的垂直方向并行移动超声波探头，而图6B示出围绕其轴旋转超声波探头；
图7A和7B是用于将利用根据本发明的超声波诊断设备产生的三维图像与利用传统超声波诊断设备产生的三维图像进行比较的说明性示意图，其中图7A示出根据正常模式显示在显示单元上的肝脏，而图7B示出根据本发明显示在显示单元上的肝脏；
图8是详细示出根据本发明的超声波诊断设备的第二实施例的面提取滤波器处理单元的另一个例子的原理框图；
图9是示出根据本发明第三实施例的超声波诊断设备的总体原理配置的例子的原理框图；
图10A至10C是用于说明利用超声波探头采集的超声波体数据的几何形状的说明性示意图，其中图10A示出体几何形状，图10B示出X-Y平面上的投影超声波束与Y轴之间的夹角θ，而图10C示出Y-Z平面上的投影超声波束与Y轴之间的夹角ψ；
图11是示出图9所示超声波诊断设备的切片处理单元的详细配置的功能框图；
图12A至12C是用于说明利用图8所示的超声波诊断设备的阴影向量计算单元执行的、将极坐标上的法向向量变换为直角坐标上的法向向量的变换处理的原理图，其中图12A示出输入到阴影向量计算单元的、极坐标上的超声波切片数据，图12B示出利用直角坐标示出的、图12A所示极坐标系上的超声波切片数据，图12C是阴影向量计算单元的输出数据的原理图；
图13是示出图9所示超声波诊断设备的阴影向量计算单元的详细配置的功能框图；
图14是示出图9所示超声波诊断设备的切片绘制单元的详细配置的功能框图；P8 L13
图15A至15C是用于说明在将视线方向设置为轴方向时图像生成处理的原理的说明性示意图，其中图15A示出根据获得的超声波体数据产生的超声波切片数据组，图15B示出通过进行绘制处理被几何变换和叠加的超声波切片数据，图15C示出对应于各切片的分量形状轮廓；
图16A至16C是用于说明在将视线方向设置为R轴方向时的图像生成处理原理的说明性示意图，其中图16A示出根据获得的超声波体数据产生的超声波切片数据组，图16B示出通过进行绘制处理被几何变换和叠加的超声波切片数据，图16C示出对应于各切片的分量形状轮廓；
图17是示出利用根据本发明第三实施例的超声波诊断设备执行的超声波图像采集与生成处理过程的例子的流程图；
图18是用于说明图9所示超声波诊断设备的切片处理单元执行的切片处理过程的例子的流程图；
图19A至19C是用于说明视线方向与切片面之间关系的说明性示意图，其中图19A示出具有同样的θ的R-ψ切片面，图19B示出具有同样的ψ的R-θ切片面，图19C示出具有同样的R的θ-ψ切片面；
图20是用于说明图9所示超声波诊断设备的切片绘制单元执行的处理过程的例子的流程图；
图21是用于说明R-切片面和R-θ切片面的超声波切片数据与切片几何信息之间的相关性的说明性示意图；
图22是用于说明-θ切片面超声波切片数据与切片几何信息之间相关性的说明性示意图；
图23是示出根据本发明第四实施例的超声波诊断设备的总体原理配置的例子的原理框图；
图24是示出图23所示超声波诊断设备的阴影向量计算单元的详细配置的原理框图；
图25是示出利用图22所示超声波诊断设备执行的超声波图像采集与生成处理过程的例子的流程图；
图26是示出利用图23所示超声波诊断设备执行的面提取处理过程的例子的流程图；
图27是示出根据本发明第五实施例的超声波诊断设备的总体原理配置例子的原理框图；
图28是用于说明显示在显示单元上的显示格式例子的说明性示意图；以及
图29是示出根据本发明第七实施例的超声波诊断设备的总体原理配置例子的功能框图。
具体实施方式
以下将参考附图具体说明根据本发明的优选实施例的例子。在以下内容中，在“第一实施例”中，对其中对体素体数据(体素)的采样进行面提取滤波的实施例进行说明，而在“第三实施例”中，对其中对极坐标超声波体数据的采样进行面提取滤波的实施例进行说明。其他实施例均是各种变换例。现在，从第一实施例开始说明。
第一实施例
首先，在第一实施例中，面提取(face extraction)处理是本实施例的特征，对等大体素体进行面提取处理(高频段加强滤波处理)，产生具有增强面分量的体，然后对每个采样值进行体绘制处理，从而显示具有增强面分量的体绘制图像。
在描述这些特征之前，参考图1说明作为其基础的超声波诊断设备的总体原理配置。图1是示出根据本实施例的超声波诊断设备的配置例子的方框图。
(超声波诊断设备的配置)
如图1所示，根据本实施例的超声波诊断设备包括：用于在该设备与诊疗对象之间发送和接收超声波信号的超声波探头12、用于驱动超声波探头12的发送单元14、用于处理从超声波探头12接收的信号的接收单元22、定相加法器24、检测电路26、作为B/W亮度信号处理单元的回波处理器(EP)27、作为血流检测/处理单元的流体(flow)处理器(FP)28、数字扫描变换器(DSC)29、作为发送/接收控制电路的实时控制器(RTC)16、作为控制单元的主CPU17、体发生器30、平滑滤波单元31、面提取滤波单元33、三维绘制引擎37、用于显示三维图像等的显示单元38、存储器39、可以接收操作员输入的指令信息的操作单元18，等等。请注意，参考编号2代表图像处理设备的配置。
超声波探头12是用于将照相超声波发送到诊疗对象(病人)体内，并用于从诊疗对象接收反射波的探头，它由压电式传感器等构成。在垂直于扫描方向的方向切割压电式传感器，并形成多个通路。利用超声波探头12在垂直于或者基本垂直于扫描断面的方向进行手动或者机械扫描采集三维超声波体。利用未示出的磁性传感器或解码器检测手动或者机械扫描位置，并将扫描位置信息输入到实时控制器(RTC)16，在实时控制器16对其附加标题信息，并将它与超声波数据一起发送到体发生器30。
根据从主CPU17输入的扫描控制参数，实时控制器(RTC)16对发送/接收超声波信号进行实时控制。控制参数包括：诸如B/W或者彩色多普勒扫描之类的超声波采集模式，扫描区域、光栅密度、超声波数据采集过程的接收周期等。实时控制器(RTC)16根据超声波数据采集过程的接收周期信息控制定时器，并根据周期性产生的定时器输出产生超声波发送基准信号。
实时控制器(RTC)16还产生进行波束处理所需的信息，例如，用于识别超声波束是B/W数据还是彩色多普勒数据的波束类型，数据采集距离等，作为标题信息。在以下描述的接收/发送单元22中将产生的标题信息附加到该数据，并将它与该数据一起传送到用于进行后续处理的单元。根据接收的标题信息，下游单元确定波束处理、波束类型识别与波束处理以及参数的内容，然后，执行以下必要处理以将标题信息与传送到该下游单元的超声波束数据组合在一起。
尽管附图中未示出，但是发送单元14具有基准脉冲发生器、延迟电路以及高压脉冲发生电路(脉冲发生器电路)。以从实时控制器(RTC)16接收的超声波发送/接收基准信号作为基准，发送单元14利用基准脉冲发生器产生发送脉冲产生信号，利用延迟电路逐个通路附加延迟时间以形成要求的超声波束，利用脉冲发生器电路对发送脉冲产生信号进行放大，将它们送到构成超声波探头12的每个通路的各压电式传感器。
尽管在附图中未示出，但是接收单元22具有前置放大器、A/D转换器以及接收延迟电路。在实时控制器16的控制下，在超声波探头12内，接收单元22逐个通路地从诊疗对象接收超声波反射脉冲，在A/D转换器将超声波反射脉冲转换为数字信号，然后，利用前置放大器放大其振幅。
因此，通过产生要发送到超声波探头12的传感器的脉冲式超声波，然后再利用超声波探头12接收在诊疗对象的组织内散射的回波信号，获得接收信号。
对接收单元22的输出进行在定相加法器24确定接收方向性所需的延迟处理，然后，进行附加处理以对每个光栅形成多个超声波束，在检测电路26内对超声波束数据进行正交鉴相处理，然后，根据成像模式，将它送到回波处理器(EP)27或者流体处理器(FP)28。
考虑了利用未示出的数字延迟定相加法器确定接收方向性所需的延迟时间，定相加法器24对从接收单元22输入的接收通路信号进行加法处理(addition processing)，并输出获得的RF(射频)超声波信号。RF超声波信号对应于通过进行延迟加法处理形成的、每个光栅的超声波束。在定相加法器24同时产生多个超声波束可以实现所谓并行同时接收，因此可以缩短超声波体的扫描时间。
检测电路26对通过在定相加法器24进行延迟加法处理产生的超声波束数据进行正交鉴相处理，然后，根据成像模式，将处理信号发送到回波处理器(EP)27或流体处理器(FP)28。
回波处理器(EP)27是用于执行产生三维B/W组织图像数据所需的信号处理的单元，三维B/W组织图像数据表示涉及在由人体组织反射的接收信号的组织结构信息。具体地说，通过进行包络检波处理，回波处理器(EP)27形成组织反射的超声波信号的强度的画面，并进行高频截止滤波(high cut filtering)，从而适于产生对应于组织结构的图像数据。
流体处理器(FP)28构成血流信号检测/处理单元，它是用于进行形成诸如血流等的运动画面所需信号处理的单元，具体地说，利用彩色多普勒方法计算诸如速度、功率、色散等参数。回波处理器(EP)27或者流体处理器(FP)28的输出是沿超声波束方向的每个采样位置的数据(以下简称“超声波采样数据”)，以下将由超声波采样数据构成的三维体称为超声波体数据(以前称为“超声波向量数据集”)。
数字扫描转换器(DSC)29用于将通过进行超声波扫描沿每个光栅扫描的信号串转换为诸如电视格式的通用视频格式的沿每个光栅的信号串，其中根据每个超声波光栅的几何信息，从回波处理器(EP)27输入的数据用于产生B/W组织图像数据，而从流体处理器(FP)28输入的数据用于产生彩色血流图像数据，而且例如对它们二者进行加权，然后将它们相加以产生显示图像数据。利用通常已知的抗混叠方法，对诸如血流速度发生混叠(alias)的数据进行内插，从而产生二维图像。
根据扫描断面位置信息，体发生器30将从数字扫描变换器(DSC)29输入的多个层析X射线成像图像变换为等大体素构成的体。在此，该内插处理过程采用利用围绕所关心的体素的8个超声波采样进行的线性内插处理过程(三线性内插处理)。对其中产生混叠的数据(如典型地为血流速度)执行包括抗混叠处理的三线性内插处理。
图像存储器39与体发生器30连接在一起，它包括存储装置和用于将体发生器30处理的数据(即，适合进行超声波扫描的一种数据，或者适合进行标准电视扫描的一种数据)存储到其内的写/读控制器。在实时成像期间，或者在该成像过程之后，根据操作员的命令，帧单元可以读取存储在存储装置内的回波数据。通过体发生器30等将读取的数据发送到显示单元38进行显示。
平滑滤波单元31对体发生器30产生的三维体进行平滑处理，并去除诸如为斑点噪声的噪声。
面提取滤波单元33对体发生器30产生的三维体进行低截止滤波(low cut filtering)，以产生其中增强了面分量的三维体。
三维绘制引擎37接收体发生器30产生的体素体(voxelvolume)，并对其进行平滑处理和面提取处理，然后，根据在CPU17设置的、包括体绘制、表面绘制、诸如为MPR的绘制模式，以及视线方向、不透明度、着色方法等的图像产生参数，产生三维绘制图像。请注意，尽管对产生三维图像的算法建议了各种技术，但是通常已知的一种技术是光线跟踪。
显示单元38由CRT(阴极射线管)监视器或LCD(液晶显示器)监视器构成，而且用于显示数字扫描变换器(DSC)29产生的、诸如B/W组织图像或彩色血流图像等的二维超声波图像以及用户对诊疗对象所做的诊断。显示单元38还或者单独显示，或者与数字扫描变换器(DSC)29产生的二维超声波图像一起显示三维绘制引擎37产生的三维绘制图像。
具体地说，设置显示单元38，从而能够显示进行了面增强的三维图像(第一三维图像)、未进行面增强的三维图像(第二三维图像)、基于它们之一或者基于它们二者的MPR图像等。根据操作单元18发出的操作指令，包含在主CPU17内的显示控制单元在适当时可以对它们进行转换。
因此，将示出诊疗对象的组织形状的图像显示在显示单元38上，而且用户可以根据显示在其上的超声波图像获得三维信息，因此，通常，可以容易地得知是否存在病症，而且，如果存在病症，可以获得波及区域的大小等。
操作单元18具有用于输入预定指令的装置，例如：鼠标、按钮、键盘、跟踪球、操作盘等。操作员利用这些操作装置输入或者设置病人信息、设备状态等，而且还利用这些操作装置输入所需发送/接收条件、显示格式选择信息、在三维图像上指定MPR断面、设置转动以及三维图像的不透明度等。
例如，通过操作设置在操作盘上的操作开关，或者利用鼠标等从显示在显示单元38上的窗口内的菜单中选择一项，来输入与扫描和显示有关的条件，由CRT等构成的显示单元38形成图像显示单元。此外，通过垂直或者水平移动鼠标，对超声波体数据、显示窗口水平以及不透明度/色彩设置进行转动操作。
主CPU17是用作整个设备的控制中心、用于控制各部件的控制装置，而且具有含有存储器的信息处理装置(即，计算机)的功能，从而能按预先编程的步骤，控制超声波诊断设备本身的动作。CPU17控制与超声波探头12相连的发送单元14和接收单元22、定相加法器24、检测电路26、用于获得诊疗对象的图像的回波处理器(EP)27、用于获得血流图像的流体处理器(FP)28、用于产生体的体发生器30、数字扫描变换器(DSC)29、平滑滤波器处理单元31、面提取滤波器处理单元33、三维绘制引擎37、显示单元38等。
控制动作包括诊断模式、发送/接收条件、诸如三维图像显示或MPR图像等的显示格式等进行处理，它是操作员通过操作单元18命令的，操作动作还包括：对发送单元14进行发送控制(发送时间、发送延迟等)、对接收单元22进行接收控制(接收延迟等)、命令三维绘制引擎37产生三维图像，此外，在根据本发明对三维图像进行面提取等的过程中，调用并执行必要程序和数据，指示在面提取滤波单元33进行面提取处理、提示执行MPR处理等以及对软件模块进行总控。
主CPU17解释用户利用操作单元18输入的、与扫描或显示有关的条件，并通过设置进行控制所需的参数，对整个设备进行控制。完成对整个设备设置参数后，主CPU17命令实时控制器(RTC)16开始发送/接收超声波信号。
主CPU17连续判定用户利用操作单元18对三维图像连续进行的输入操作，例如对该体进行转动操作，而且通过对三维绘制引擎37等设置必要参数，对显示三维图像进行控制。
此外，将二维超声波图像和三维图像等存储到存储器39内，而且例如，在诊断之后，操作员可以调用它们。此外，存储器39不仅存储诊断图像，而且存储用于执行上述面提取滤波处理以及用于进行平滑以去除斑点噪声等的各种类型的软件程序。
此外，在接收单元22进行接收之后，主CPU17立即读取输出信号或图像亮度信号，并通过数字扫描变换器(DSC)29将它们显示在显示单元38上，或者将该信号存储到存储器39内作为图像文件，或者通过另一个接口，将该信号传送到外部信息处理装置(PC)、打印机、外部存储介质、诊断数据库、电子医疗记录系统等。
(超声波诊断设备的全部运行过程)
具有这种配置的超声波诊断设备1通常以下述方式运行。即，发出诊断命令后，发送单元14通过超声波探头12发射到作为诊疗对象的人体内超声波通过超声波探头12再被接收单元22作为人体反射的反射信号接收。通过接收单元22被定相相加、被对数放大并被包络检波的回波信号被作为具有振幅信息的亮度信息输出，然后，将其作为图像输入到数字扫描变换器(DSC)29。这样产生正常二维层析X射线成像图像。
在定相加法器24对接收单元22的输出进行确定接收方向性所需的延迟处理，此后，进行加法处理以对每个光栅形成多个超声波束，并在检测电路26对根据成像模式送到回波处理器(EP)27或流体处理器(FP)28的超声波束进行正交鉴相处理(根据本发明，此时之前的装置构成超声波发送/接收装置)。
通过进行包络检波处理，回波处理器(EP)27产生人体反射的超声波信号强度的画面，并进行高截止滤波处理等，这样适于根据组织结构产生图像数据(B/W组织图像)。在此，对回波信号进行各种方式的滤波、指数放大、包络检波处理等，并变成其中信号强度被表示为亮度的数据。
另一方面，通过进行包络检波处理，流体处理器(FP)28执行形成诸如血流等的运动对象的运动画面，即运动对象反射的超声波信号的强度所需的信号处理，并例如采用彩色多普勒方法利用运动对象反射的强度计算诸如速度、功率、色散等的参数(在本发明中，上述EP27和FP28是超声波信息生成装置)。还通过进行频率分析，根据回波信号获得速度信息，并将分析结果送到数字扫描变换器(DSC)29。
然后，根据每个超声波光栅产生的几何信息，数字扫描变换器(DSC)29利用从回波处理器(EP)27输入的数据产生B/W组织图像，而且还利用从流体处理器(FP)28输入的数据产生彩色血流图像，对这两个图像进行加权和累加以产生显示图像数据。此外，利用通常已知的抗混叠方法，对诸如血流速度的发生混叠的数据进行内插，从而产生二维图像。
对送到数字扫描变换器(DSC)29的图像数据进行诸如平滑处理的后处理，然后将其扫描变换为视频格式图像数据。进一步将该图像数据实时送到显示单元38。此时，对必要图形数据进行叠加，然后显示在显示单元38上。
将扫描变换前、后的图形数据存储到存储器39内，而且操作员可以读出和重复使用该图形数据，即可以对该图形数据进行显示等。此时，可以在诸如慢动回放、逐帧回放、冻结帧等的显示控制下，可以观看从存储器39读出的图像。
现在，在操作员将显示模式切换到三维显示模式后，根据存储器39存储的图形数据，在显示单元38上显示三维图像。
(三维显示)
为了进行三维图像显示，根据扫描断面位置信息，体发生器30将多个层析X射线成像图像的输入转换为由等大体素构成的体。
平滑滤波单元31对体发生器30产生的三维体进行平滑，以去除诸如斑点噪声等的噪声，此外，面提取滤波单元33对该三维体进行低截止滤波，以产生其中增强了面分量的三维体。
三维绘制引擎37接收体发生器30产生的、进行了平滑处理和面提取处理的体素体，根据在CPU17内设置的、包括体绘制、表面绘制、诸如MPR的绘制模式等以及视线方向、不透明度、着色方法等的图像产生参数，产生三维绘制图像。
这样，可以将诸如被发送的图像数据或图形数据的各种格式的图像、主CPU17命令的正常模式三维图像、面提取滤波单元33输出的图像等正确输入到显示单元38。
因此，显示单元38显示诸如诊疗对象的B/W组织图像或彩色血流图像的二维超声波图像，或者显示单元38单独显示，或在需要时与该二维超声波图像一起显示三维绘制图像、其MPR图像等。
此时，在三维绘制图像中，通过在面提取滤波单元33进行滤波，对诸如例如位于胆囊或者肝脏内的血管或肿瘤的薄壁组织器官的三维内部结构的面分量或轮廓进行增强，以便清楚地显示血管、空腔以及肿瘤的形状等。
此外，还可以为了显示二维超声波图像或三维绘制图像进行设置，其中利用未示出的数据生成单元产生关于各种设置参数等的信息的图形数据等，并利用存储器39等合成该图像，从而将合成图像输出到显示单元38。
将这样产生的最终图像数据显示在显示单元38上，而且如果选择了显示三维图像的“3D模式”，则通过进行体绘制，显示单元38正常显示例如肝脏的三维图像，而且通过用户选择某个显示操作部分，显示其中例如肝脏内的诸如肿瘤等的内部结构被面增强的面增强图像。请注意，在需要时，对二维超声波图像、要求的部分或数据进行着色。
以下将详细说明具有上述配置的、用于进行面提取滤波处理的更详细配置。
(本发明特征：用于进行面提取的配置)
根据本实施例，假定以下配置对三维体数据进行面提取。以下将利用本实施例对体素成型体(voxel-shaped volume)进行面提取处理的情况进行说明。
如图2所示，根据本发明的超声波诊断设备包括：用于去除体发生器30产生的三维体数据中的斑点噪声等的平滑滤波单元31以及用于对三维体数据提取或者增强肝脏等内的肿瘤轮廓(肿瘤的表面与肝脏整体部分之间的边界)并用于进行面提取的面提取滤波单元33。
即，关于本发明的设备，采用平滑滤波单元31内的中值滤波器进行平滑，此后，利用面提取滤波单元33的索贝尔(Sobel)型3×3高通滤波器332a、332b、332c检测面分量的振幅。在体的增大过程中执行这些检测过程。
为了定义几个术语，本实施例中的术语“面提取滤波单元”相当于根据本发明的“特征量提取装置”，本实施例中的术语“平滑滤波单元”相当于根据本发明的“平滑装置”，本实施例中的术语“三维绘制引擎”相当于根据本发明的“三维图像生成装置”，此外，本实施例中的“存储器”可以包括根据本发明的“记录装置”。
(面提取滤波器)
如图2所示，面提取滤波单元33具有用于提取三维体数据的面分量的功能，而且对面提取滤波单元33进行配置，以包括：X方向滤波单元332a(第一方向滤波装置)，通过对例如三维X-Y-Z直角坐标系上的X方向(第一方向)进行滤波，对沿X方向的平面进行面提取处理；Y方向滤波单元332b(第二方向滤波装置)，通过对Y方向进行滤波，对沿Y方向的平面进行面提取处理；Z方向滤波处理单元332c(第三方向滤波装置)，通过对Z方向(第三方向)进行滤波，对沿Z方向的平面进行面提取处理；以及计算单元333(计算装置)，用于计算被分别处理的这些方向的滤波结果的输出的平方和，或者用于计算该平方和的平方根(或者计算向量长度)。
X方向滤波单元332a由高通滤波器构成(HPF，或者低截止滤波器)，例如索贝尔滤波器等。与X方向滤波单元332a相同，Y方向滤波单元332b和Z方向滤波单元332c也由索贝尔滤波器等构成。
在利用数字扫描变换器29将采集的超声波采样体变换为体素体后，利用具有这种配置的面提取滤波单元33进行面提取滤波。
最好将面提取滤波单元33配置为可以对于每一维分解体素体，从而对每个方向进行滤波，并在滤波之后，根据分解的各分量计算向量分量的线性滤波器。
面分量是图像的光强值突然发生变化的部分，而在薄壁组织器官区域反射的回波中，对应于面分量的部分具有高频分量，因此利用构成面提取滤波单元33的、具有降噪功能的高通(增强型)滤波器或者带通滤波器，可以提取面分量，从而产生增强了面分量的图像。然而，请注意，该滤波器可以采用各种类型的滤波器。
尽管该实施例对在通过对根据回波处理器27的输出产生的三维体数据的B/W体进行滤波来提取面分量时，滤波器的用法进行了说明，即，面提取方式及其使用方法，但是本发明并不局限于此，而且利用每个实施例还可以分别执行以下内容。
1)仅对B/W体数据(表示诊疗对象的组织结构的三维分布信息：根据回波处理器27的输出产生的三维体数据)和彩色体(表示诊疗对象的运动对象的性质的三维分布信息：根据流体处理器28的输出产生的三维体数据)之一进行面提取滤波，而且绘制提取的面信息(分量)以及未对其进行提取的体，以产生图像信息，用于进行诊断。
2)对B/W体数据和彩色体数据进行滤波以提取面信息，并进行绘制以获得三维图像信息。
3)还可以进行一种配置，其中对用于从B/W体数据中提取面信息的滤波器和用于从彩色体内提取面信息的滤波器分别进行加权(或者，也可以调节滤波器系数)，并设置用于调节权重的装置，即，设置用于改变滤波条件的装置，而且在实际观看该图像时，能够利用该装置改变滤波条件，从而获得更好的图像。
在情况3)中，通过设置可以在0(没有滤波作用，即，通过)至1(其中滤波器起100％作用情况)之间改变的加权系数，可以实现上述1)和2)的情况。利用这种面提取滤波过程进行滤波，可以在增强情况下显示例如薄壁组织器官的整体部分与空腔之间的边界，从而更仔细检查空腔结构和管结构。例如，属于这类的内部器官包括：肝脏(检查肝静脉、门静脉以及主动脉)、胆囊等。
现在，如果利用诸如本发明的三维滤波器，则通过分别按X、Y和Z方向分解，可以进行二维滤波，因此通过逐步一维一维地进行分解，可以进行滤波，即，首先，对X方向进行滤波，然后，对Y方向进行滤波，最后对Z方向进行滤波。这样可以进行三维滤波。
对于一个方向，索贝尔滤波器例如具有3×3二维滤波器，而对于多个采样(抽头(tap))，如果分解为每个方向，则采用用于每个方向的3×3＝9个抽头的高通滤波器，对3个方向X、Y和Z分别进行线性滤波，从而进行三维滤波。
索贝尔滤波器的输出反映处理方向上的面分量的振幅，所关心的采样点所在平面的法线方向可以被表示为向量符号(notation)，该向量符号具有作为其分量的3个方向X、Y和Z的输出。
也就是说，如果在X、Y和Z方向分别采用3×3的索贝尔滤波器332a、332b、332c，则计算单元333输出每个输出的平方之和。此外，由于如果这样输出值的范围大，则在需要时，计算单元333的输出可以是各平方之和的平方根。
这样，可以利用三维绘制引擎37，采用VR(体绘制)方法对作为面提取滤波处理的输出的各体素格式体(voxel format volume)进行图像绘制。
面提取滤波单元33的配置并不局限于上述情况，而且可以将其配置为可以对3个方向中的每个方向、所关心的采样的前后、其左右以及上下进行滤波的三维滤波器。即，为了检测存在的面分量，只需观察前后、左右以及上下，因此最简单方式是，采用使用周围6个采样的配置。此外，还可以采用取围绕特定所关心的采样的全部26个采样进行计算的配置，全部26个采样包括所有对角线方向上的采样。增加采样数量可以使面提取处理稳定。在此，如果对面提取滤波单元33进行配置以分别对X、Y和Z方向分解体素体，则可以对每个方向进行二维滤波，然而，如果利用周围采样进行三维计算，则采用其配置与正常二维滤波器采用的配置不同的滤波器。
(索贝尔滤波器)
例如，为了对X、Y和Z方向分别单独应用3×3二维索贝尔滤波器332a、332b、332c，面提取滤波单元33进行处理。
现在，例如，如果假设f(I，j，k)表示数字图像中(I，j，k)坐标上的像素值(亮度或者光强)，则索贝尔滤波器具有应用于X方向的3×3滤波器gX3(i，j，k)、应用于Y方向的3×3滤波器gY3(i，j，k)以及应用于Z方向的3×3滤波器gZ3(i，j，k)，它们分别产生由以下表达式确定的输出。
gx3(i，j，k)＝f(i+1，j+1，k)+(+2)f(i+1，j，k)+f(i+1，j-1，k)+(-1)f(i-1，j+1，k)+(-2)f(i-1，j，k)+f(i-1，j-1，k)
gy3(i，j，k)＝f(i+1，j+1，k)+(+2)f(i，j+1，k)+f(i-1，j+1，k)+(-1)f(i+1，j-1，k)+(-2)f(i，j-1，k)+(-1)f(i-1，j-1，k)
gz3(i，j，k)＝f(i，j+1，k+1)+(+2)f(i，j，k+1)+f(i，j-1，k+1)+(-1)f(i，j+1，k-1)+(-2)f(i，j，k-1)+(-1)f(i，j-1，k-1)
由于在计算单元333计算每个输出的平方之和的平方根，所以其输出F(i，j，k)为：
F(i，j，k)＝(gx3(i，j，k)×gx3(i，j，k)+gy3(i，j，k)×gy3(i，j，k)+gz3(i，j，k)×gz3(i，j，k))1/2
其中应用于X方向的滤波器中的f(i-1，j-1，k)、f(i-1，j，k)、f(i-1，j+1，k)等是靠近所关心的采样(i，j，k)的8个采样的像素值。图3A示出该图像中的8个采样(体素)阵列。根据上述表达式，利用位于前一行{f(i-1，j-1，k)、f(i-1，j，k)、f(i-1，j+1，k)}上的相邻体素值、位于同一行{f(i，j-1，k)、f(i，j+1，k)}上的相邻体素值以及位于下一行{f(i+1，j-1，k)、f(i+1，j，k)、f(i+1，j+1，k)}上的相邻体素值，产生表示位置(i，j，k)的体素的采样像素值。
对Y方向和Z方向执行与在X方向利用附近8个体素执行的计算相同的计算，如图3B和3C所示。请注意，在此所指的滤波意味着获得多值图像数据值与滤波值的乘积之和，并存储其绝对值作为通过滤波获得的值。
因此，可以根据在任意方向(水平、垂直或者对角线方向)发送的输出获得轮廓值。
(平滑滤波器)
平滑滤波器处理单元31用于对在原始图像中出现陡峭面分量的部分进行平滑，以防止输入图像内包含的噪声分量被识别为面分量，它例如包括中值滤波器331，该中值滤波器331对例如X、Y和Z方向的附近6个采样进行三维形态滤波，如图2所示。
中值滤波器331起用于进行中值提取的中值滤波器的作用，它参考超声波图像，将每个采样位置的附近图像数据值进行比较，并对所关心的采样的值进行更新，以将中值采样数据设置为所关心的采样的新值，从而去除包含在超声波图像内的斑点噪声等。
对于利用附近6个采样以及其本身的7个采样(7个抽头)的中值代替所关心的位置的采样值的情况，本实施例的一个例子将进行说明。
例如，图4A示出被总共26个附近采样包围着的所关心的采样，而且如图4B所示，如果对包括所关心的采样本身构成总共7个采样(7个抽头)的所关心的采样f(i，j，k)的上下(k方向)以及左右(i方向和j方向)的6个附近采样进行中值滤波，则对关于其对7个数值数据集提取中值的图像数据进行以下计算。
例如，如果提供给采样f(i，j，k)的图像的数值数据是150，提供给采样f(i，j-1，k)的数值数据是14，提供给采样f(i，j+1，k)的数值数据是15，提供给采样f(i+1，j，k)的数值数据是15，提供给采样f(i-1，j，k)的数值数据是15，提供给采样f(i，j，k+1)的数值数据是16，以及提供给采样f(i，j，k-1)的数值数据是16，则几乎所有采样的数值数据在14与16之间，但是f(i，j，k)的数值数据为150，它与周围数据的值不接近，因此可以将它看作噪声。
如果利用中值滤波器331校正f(i，j，k)的值，则仔细研究构成总共7个数据集的采样f(i，j，k)以及周围的6个附近采样的数据。如果以大小上升的顺序排列这些数值数据，数值为14、15、15、15、16、16以及150。它们之中，第四个值，即位于数据中心的值被称为中值，而且在这种情况下为15。因此，该中值15用作采样f(i，j，k)的数据。在本实施例中，将通过对所有采样进行上述运算进行图像处理的过程称为中值滤波。对图像信息应用中值滤波器331从而以这样的方式去除噪声。
这样，中值滤波器331对以大小上升顺序或者下降顺序排列的、总共7个数值数据集的所关心的采样和周围的6个附近采样进行读取处理，然后，提取中值，从而从图像数据体中的第一采样开始滤波，将该过程应用于整个图像空间，从而对该图像进行平滑处理。换句话说，如图5所示，在步骤S101读取采样的数值数据，并以数值数据大小的升序存储它们(S102)，从数值数据中提取中值(S103)。将所关心的采样的数值数据设置为中值(S104)。
从去噪程度和保护图像轮廓的观点出发，与例如对周围数据计算平均值的方法相比，利用中值滤波器可以获得最佳图像，因此可以去除噪声和孤立点，而不会使对象模糊。
关于中值滤波器331的配置，可以采用这样的配置，其中利用构成总共27个采样的所关心的采样本身和附近26个采样的中值代替该值。在这种情况下，对体内的所有采样位置进行上述处理。如果在该体的面上不存在附近采样，则利用所关心的采样位置的值代替该值。或者，可以实现这样的配置，其中本身不进行计算，而将采样值原样用作输出值。
这样，通过在面提取滤波单元33之外再引入平滑滤波单元31，可以有效降噪等。
(处理过程)
以上对根据本发明实施例的超声波诊断设备1的配置进行了说明，以下将说明其运行过程。
通常，可以手动或者机械操作超声波探头12进行扫描，以采集三维体。
图6A解释在其扫描操作期间，要扫描的部分(section)沿垂直于该部分的方向位移的扫描技术。同时，图6B解释另一种扫描技术，以这样的方式使用这种扫描技术，即在其扫描操作期间，移动要扫描的部分以绕着其中轴旋转。
主CPU17根据操作单元18的输入确定超声波扫描模式和显示模式，并在进行扫描之前，设置诸如实时控制器(RTC)16的单元所需的参数。完成设置所需参数后，将扫描开始命令送到实时控制器(RTC)16。
实时控制器(RTC)16将超声波探头12发射的所需要的高压脉冲产生定时信号和延迟控制数据发送到发送单元14。根据该信号和控制数据，发送单元14将高压脉冲信号施加到超声波探头12，以便将超声波信号照射到人体内。在接收单元22对人体内的器官反射的反射波进行去噪和振幅放大，在未示出的A/D转换器将其变换为数字数据，以及在定相加法器24进行定相加法处理，从而产生超声波束数据。检测电路26对该超声波束数据进行正交鉴相处理，以将它转换为具有相位信息的复格式采样。
根据图像显示模式，将检测电路26的输出分路到回波处理器(EP)27或者流体处理器(FP)28。回波处理器(EP)27进行包络检波而且进行利用组织反射的反射波强度产生图像的处理。另一方面，流体处理器(FP)28利用自相关函数提取多普勒信号，并计算血流等的速度及其色散、功率等。请注意，为了便于说明，可以将这些超声波采样称为“超声波向量数据”。
然后，在数字扫描变换器(SCT)29和体发生器30将超声波向量数据变换为正交的X-Y-Z轴方式的体素格式体数据。
利用诸如使用附近6个采样的中值滤波器或使用附近26个采样的中值滤波器等的各种类型的滤波器，平滑滤波单元31对该体素格式体数据进行平滑。
接着，面提取滤波单元33利用X方向的索贝尔滤波器等对体素(采样)构成的体素体数据进行二维滤波，利用Y方向的索贝尔滤波器等对其进行二维滤波以及利用Z方向的索贝尔滤波器等对其进行二维滤波，然后，计算每个输出结果的平方之和的平方根，从而对所关心的区域上的采样进行滤波。
然后，在三维绘制引擎37对体素体进行体绘制，然后，将被平滑并被去除斑点噪声的、其中通过进行面提取可以观看内部结构的三维绘制图像显示在诸如CRT等的显示单元38上。
因此，对于本发明，例如，根据图7A所示的正常模式，可以将肝脏U1显示在显示单元上，通过将模式变为内部结构观测模式，可以清楚地显示肝脏U1的内部结构U2，如图7B所示。
关于在显示单元38上显示的三维图像的显示格式，除了如上所述用于显示薄壁组织器官的内部结构，例如肝脏内的空腔结构的第一三维图像之外，还可以对彩色多普勒方法获得的图像进行面增强滤波。
即，对于流体处理器28，显示其中对三维血管图像应用了面增强滤波器(这使得可以显示该三维血管图像)的图像，使得可以进行这样的显示，其中器官能够被看透，而且可以观看其内的血管图像。
同样，对于没有血液流动的位置，例如具有肝脏、胆囊等的位置，利用彩色多普勒方法不能产生血管图像，然而，对于本发明，通过进行面增强(面分量提取)滤波处理，即使对于没有血液流动的地方，仍可以显示血管图像。此外，可以以叠加方式显示对应于血管的数据。
如上所述，根据本发明，利用面提取滤波器，可以以更具三维的方式了解薄壁组织器官内的血管结构和空腔结构，而无需进行诸如限幅的体操作。此外，还可以利用平滑滤波器去除斑点噪声等。
第二实施例
接着，将参考图8说明根据本发明的第二实施例。其配置与第一实施例中的配置大致相同，所以以下将省略对其配置进行说明。利用与第一实施例中相同的参考编号表示通常具有相同功能和配置的部件，而且，除非需要，不对它们做赘述，因此，基本上仅说明不同部分。图8是示出根据本实施例的超声波诊断设备的配置例子的功能框图。
对于第一实施例，平滑滤波器被配置为采用预定数量周围采样的三维滤波器，同时，对于本实施例，将平滑滤波器分别分解为X、Y和Z方向，并利用二维滤波器进行处理。
具体地说，根据本发明实施例的平滑滤波单元31A包括对(x，y)平面进行滤波的中值滤波器334a、对(y，z)平面进行滤波的中值滤波器334b以及对(z，x)平面进行滤波的中值滤波器334c，如图8所示。
另一方面，平滑滤波单元33A具有索贝尔滤波器335a、335b、335c以及向量长度计算单元336，其设置与第一实施例中相同。
在这种情况下，利用中值滤波器334a计算的包括所关心的采样的x-y平面上的3×3采样的中值、中值滤波器334b计算的y-z平面上的3×3采样的中值以及中值滤波器334c计算的z-x平面上的的中值，以二维方式分开进行处理。
接着，利用分别处理同一个平面的索贝尔滤波器335a、335b和335c以互相独立的方向分别对中值滤波器334a、334b和334c的输出进行处理，从而提取面分量。在计算单元336计算向量长度的过程与上述处理过程相同。
根据这样描述的本实施例，利用平滑滤波器对每个方向进行处理，因此，如果采用二维阵列探头，则通过在X、Y和Z方向进行三维滤波，可以提高去噪能力，因为方向不同产生的斑点噪声等也不同，所以提高了图像质量。
此外，在利用索贝尔滤波器进行处理时，将3×3采样装载到计算装置中，以便通过由中值滤波器进行并行处理而简化处理过程。
(面提取滤波处理单元的变换例)
尽管在第一和第二实施例中对其中索贝尔滤波器用于X、Y和Z方向的面提取滤波单元33、33A的例子的设置进行了说明，但是还可以实现其中取与所关心的采样(体素)周围6个采样的绝对差值之和的设置。此外，还可以取采用距离所关心的采样(体素)的距离的加权平均值。以下说明具体例子。
例如，利用初级或次级差动拉普拉斯(Laplacian)滤波器、空间导数滤波器、Volsen滤波器、Robert滤波器、Range滤波器等可以对其中图像光强值突然发生变化的部分进行检测。此时，可以任选是分解到每个方向并作为组合使用还是不分解到每个方向而使用三维配置。此外，如果分解到每个方向，则在每个方向采用不同类型的滤波器。此外，该配置可以包括被多次应用于特定分解方向的滤波器。
(平滑滤波单元的变换例)
请注意，平滑滤波器的三维处理可以仅在一个方向进行。
平滑滤波单元的处理技术包括：简单平均值处理方法，其中求得围绕采样的预定区域内的各采样值的平均值，将该平均值设置为中心采样值；采用中值滤波器的方法，其中将预定区域内的各值的中值设置为中心像素值；采用面保留滤波器(V滤波器)的方法，其中将上述预定区域划分为更小的区域，求得每个小区域的色散，以将最小色散的小区域的平均值设置为中心像素值；以及这种方法，其中对图像信号进行傅里叶变换，然后，去除相应噪声分量的高空间频率分量，进行傅里叶反变换，等。
此外，还可以采用取附近采样值的平均强度的移动平均滤波器。此外，具有高截止滤波器(低通滤波器)特性的滤波器足以进行平滑，因此根据性质，还可以采用Butterworth滤波器、契比雪夫(Chebyshev)或椭圆函数型滤波器、或者高斯滤波器。
第三实施例
接着，将参考图9说明根据本发明的第三实施例。其配置与上述实施例中的配置大致相同，所以以下将省略对其配置进行说明。利用与上述实施例中相同的参考编号表示通常具有相同功能和配置的部件，而且，除非需要，不对它们做赘述，因此，基本上仅说明不同部分。图9是示出根据本实施例的超声波诊断设备的配置例子的功能框图。
尽管上述实施例对其中对体素体进行面提取滤波的配置进行了说明，但是本实施例披露了一种对径向扩展体数据进行面提取滤波的配置。
(超声波诊断设备的配置)
图9示出根据本实施例的超声波诊断设备的配置的方框图。如图9所示，根据本实施例的超声波诊断设备100包括：超声波探头12、发送单元14、实时控制器(RTC)16、主CPU17、构成用户界面的操作单元18、接收单元22、定相加法器24、作为检测单元的检测电路26、回波处理器(EP)27、流体处理器(FP)28、平滑滤波单元31、面提取滤波单元33、切片处理单元32、阴影(shading)向量计算单元34、切片绘制单元36以及诸如CRT等的显示单元38。请注意，参考编号102代表图像处理设备的配置。
超声波探头12是二维超声波阵列探头，其中以矩阵方式设置压电式传感器，以通过进行超声波扫描，从探头表面采集径向扩展形状的体数据。通过摆动扇形探头，可以获得类似形状的体数据。利用对应于超声波扫描的扫描形状的采集坐标表示所采集的超声波采样的空间位置。由于将采用3个参数R、θ和ψ的极坐标用作采集坐标的方法最适于该实施例，所以以下将对采用极坐标的情况进行说明。
图10A示出利用超声波探头12采集的体的几何形状。点O是超声波探头12表面的中心，将位于点O、垂直于探头表面的直线定义为Y轴。此外，还设置互相垂直而且均垂直于Y轴的X轴和Z轴，如图10A所示。由于从点O辐射形成整个超声波束，所以构成超声波束的超声波采样数据最适合利用极坐标表示。因此，将从点O到超声波采样的距离定义为R，而且如图10B和10C所示，通过将超声波束投影到X-Y平面上获得的投影超声波束与Y轴之间的夹角被定义为θ，同样，将通过将超声波束投影到Z-Y平面上获得的投影超声波束与Z轴之间的夹角被定义为ψ。因此，以下说明极坐标与直角坐标在这种情况下，的关系。
从直角坐标系变换为极坐标系：
R＝(x2+y2+z2)1/2
θ＝tan-1(x/y)
ψ＝tan-1(z/y)
从极坐标系变换为直角坐标系：
x＝R×tanθ×{1/(1+tan2θ+tan2ψ)}1/2
y＝R/(1+tan2θ+tan2ψ)}1/2
z＝R×tanψ×{1/(1+tan2θ+tan2ψ)}1/2
其中×表示乘法。
在图9中，根据扫描控制参数，实时控制器(RTC)16对发送和接收超声波信号进行定时控制。在此使用的扫描控制参数是主CPU17根据用户通过操作单元18所做的输入获得的参数。尽管在附图中未示出，但是实时控制器16内具有定时器和时序电路或程序，与主CPU17设置的扫描控制参数的一致，以基于诸如超声波采集模式(例如B/W或彩色多普勒扫描)的信息以及超声波数据采集重复周期使定时器工作，从而根据定时器的输出，周期性产生超声波发送基准定时信号。
利用与垂直于超声波探头12的探头表面的方向所成的、位于互相垂直方向的夹角θ(行)和ψ(列)，确定表示位于采集的超声波数据体内的位置的波束地址。换句话说，可以将超声波束表示为二维排列格式的[行波束地址，列波束地址]。
除了波束地址外，实时控制器(RTC)16还产生进行处理所需的信息，例如用于识别超声波束是B/W数据还是彩色多普勒数据的波束类型、数据采集距离来作为标题信息。在以下描述的接收单元22将所产生的标题信息附加到该数据上，并将它与该数据一起传送到用于进行后续处理的单元。
然后，平滑滤波单元31C对流体处理器(FP)28或者回波处理器(EP)27产生的超声波体数据进行平滑，此外，对被平滑滤波单元31C平滑的数据进行面提取(面分量增强)处理。因此，在对超声波体数据进行平滑和面提取处理后，在切片处理单元32、阴影向量计算单元34、切片绘制单元36等产生三维图像。
主CPU17依次判定用户通过操作单元18依次对该三维图像所做的输入操作，例如对该体所做的转动操作，并通过对以下说明的切片处理单元32、阴影向量计算单元34以及切片绘制单元36设置所需参数，对显示该三维图像进行控制。
(切片处理单元)
尽管图9未示出，但是切片处理单元32具有存储器和用于重新排列从回波处理器(EP)27或流体处理器(FP)28输入的超声波采样数据的控制电路，而且根据主CPU17设置的切片配置信息，切片处理单元32对超声波采样数据进行重新排列，从而输出由切片面上的所有超声波采样数据构成的数据组(以下称为“超声波切片数据”)。
请注意，如图19所示，将切片面限制到下述之一：距离点O具有同样距离，具有同样偏差角θ，或者具有同样偏差角ψ，而且切片面构成平面或者球面。
图19A示出具有同样的θ的R-ψ切片面，图19B示出具有同样的ψ的R-θ切片面，图19C示出具有同样的R的θ-ψ切片面。确定X轴、Y轴和Z轴中最接近与视线方向向量平行的轴，而且如果X轴是最接近平行的轴，则取R-θ切片面，如果Y轴是最接近平行的轴，则取ψ-θ切片面，如果Z轴是最接近平行的轴，则取R-θ切片面。
如图11所示，切片处理单元32的特定配置包括FIFO(先进先出)存储器320和328、存储控制器321、子系统控制器322、CPU接口323、第一存储器324、第二存储器325、第三存储器326以及第四存储器327。
为了同时对第一存储器324至第四存储器327写和读数据，存储控制器321进行控制以将存储周期分为交替进行的读和写的两个周期。
将从回波处理器(EP)27或流体处理器(FP)28输入的超声波采样数据临时存储到FIFO存储器320。存储控制器321对附加在超声波采样数据上的标题信息内的波束位置信息进行译码，并将相应行/列波束地址的数据写入第一存储器324至第四存储器327。第一存储器324至第四存储器327构成逻辑三维存储空间内的格栅(grid)，而且为了提高同时进行写和读的处理速度，对它们进行配置以存储对应于(R，θ，ψ)的两组超声波体数据。
请注意，第一存储器324和第二存储器325分别存储对应于第一体数据偶数波束地址的数据和对应于第一体数据的奇数波束地址的数据，而第三存储器326和第四存储器327分别存储对应于第二体数据的偶数波束地址的超声波采样数据和对应于第二体数据的奇数波束地址的超声波采样数据。
根据主CPU17通过CPU接口323设置的读出控制参数，子系统控制器322从第一存储器324至第四存储器327内读出数据。
进行数据读出，以形成平行于R-θ切片面(平行于R轴和θ轴的切片面)、θ-ψ切片面(平行于θ轴和ψ轴的切片面)以及ψ-R切片面(平行于ψ轴和R轴的切片面)之一的切片面的超声波切片数据。首先，如果形成R-θ切片，则从R方向上的超声波体数据的面部分读出数据。
读出数据的一个波束值后，优先读出行地址，并在行地址到达超声波体数据的面部分时，改变列地址。如果形成R-ψ切片面，则代之于优先读出列地址，并在列地址到达超声波体数据的面部分时，改变行地址。如果形成θ-ψ切片面，则R的读出优先级最低，因此顺序改变行/列地址，并在读出了数据的一个切片值时，改变R方向地址。
根据上述方法读出的数据包括根据R-θ、θ-ψ、ψ-θ之一的切片面，并以在FIFO存储器328调节的定时，将它们顺序发送到后续单元。
(阴影向量计算单元)
通过根据切片处理单元32输出的超声波切片数据，计算每个超声波采样数据所具有的强度值的梯度，阴影向量计算单元34获得进行阴影处理所需的三维法向向量。
图12A至12C是用于说明利用阴影向量计算单元34进行变换处理以将极坐标系上的法向向量变换为直角坐标系上的法向向量的原理图。图12A示出输入到阴影向量计算单元34的极坐标上的超声波切片数据，血管在R-θ切片面上直线延伸，而且对于相邻组织存在强度梯度(图中箭头所示)。图12B示出已在图12A所示极坐标系上表示的直角坐标系上的超声波切片数据，血管以距离超声波束的起始点相同距离同心延伸，而且对于相邻组织存在强度梯度。图12C是阴影向量计算单元34的输出数据的原理图，阴影向量计算单元34输出的位于直角坐标上的法向向量与在R、θ和ψ的极坐标系上表示的切片面上的每个点(以下简称法向向量切片数据)对应。
由于输入到阴影向量计算单元34的超声波采样数据位于极坐标(R，θ，ψ)上，所以在图12A所示的极坐标系中，同心血管被表示为直线。因此，极坐标系上的强度梯度均对着同一R方向，而且被表示为互相平行的向量。也就是说，在极坐标系中，所获得的法向向量均在同一个方向。另一方面，在此产生三维图像的逻辑图像生成空间是直角坐标系(X、Y、Z)，因此应该将血管显示为具有特定曲率的曲线强度梯度朝着超声波束的起始点，如图12B所示。
因此，根据下述直角坐标表示的内容，阴影向量计算单元34计算法向向量。首先，将所需超声波采样数据存储到存储器内。接着，从存储器内读出所需超声波采样数据，从而利用差值产生强度值梯度。最后，将利用极坐标系表示的、位于在此计算梯度的点的法向向量变换为利用直角坐标系表示的法向向量。为了在三维绘制图像的产生过程中，计算向着视线方向反射的光线量，进行归一化处理，其中在坐标变换后，将法向向量的长度设置为1，因为通过使法向向量归一化便于进行计算。
此外，利用附近法向向量进行加权加法处理以使法向向量对采用超声波的成像技术中公知的、被称为斑点的噪声不敏感。
根据从切片处理单元32顺序输入的、构成切片的超声波采样数据计算直角坐标法向向量，因此形成法向向量切片数据，该法向向量切片数据构成与输入相同的切片。此外，在三维空间内置换法向向量切片数据，并将对应于一个体的法向向量集称为法向向量体。
以下说明阴影向量计算单元34的详细配置。
如图13所示，阴影向量计算单元34包括：FIFO存储器340和345，用于缓存在写和读数据时交换的数据；存储器A1、A2、A3、B1、B2和B3，用于保持所关心的采样附近的采样；存储控制器341，用于控制每个存储器；计算装置342，用于计算利用强度梯度检测的面的法向向量；极坐标地址发生器343，用于计算对应于该地址的、所关心的超声波采样数据的极坐标位置；以及坐标变换器344，用于将极坐标表示的法向向量变换为利用直角坐标表示的法向向量，而且还对该法向向量进行归一化处理。
根据从回波处理器(EP)27或流体处理器(FP)28输入的超声波采样数据，阴影向量计算单元34执行进行阴影处理所需的法向向量计算处理。
(超声波束数据的输入)
首先，将输入的超声波束数据临时存储到FIFO存储器340，并在存储控制器341的预定控制下，将它写入存储器A1、A2、A3、B1、B2和B3之一。以这样的方式配置存储器A1、A2和A3(A组存储器)以及B1、B2和B3(B组存储器)，即，一组存储器进行写处理的同时，另一组存储器进行读处理，存储控制器341以这样的方式进行控制，即，每次在完成体的采集时，转换读和写。
现在，假定将A组存储器设置为写。此时，存储控制器341获得包含在对采样数据附加的标题信息内的、用于确定超声波束位置的波束位置信息，并根据波束号将写地址和写控制信号输出到存储器A1、A2和A3之一。利用波束地址中的行波束地址，确定对存储器A1、A2和A3中的哪个存储器进行写。
如上所述，利用对应于三维体的位置的列和行表示的波束号识别输入的超声波采样数据。利用输入的超声波采样数据具有的行地址和列地址，顺序转换对其进行写的存储器。
现在，假定一个超声波束的超声波采样数据构成1024个采样。在这种情况下，根据行地址选择存储器，而根据列地址确定选择的存储器内的偏移。将被写入的超声波采样数据的编号顺序附加到该偏移确定该采样的最终存储放置位置。因此，将输入的超声波采样数据存储到分散的存储器内。
因此，在采集了所有超声波体数据并完成将所设置的超声波向量数据写入A组存储器时，利用存储控制器转换存储器的读/写设置，以便将B组存储器设置为写，而将A组设置为读。除了利用存储器B1代替存储器A1、利用存储器B2代替存储器A2以及利用存储器B3代替存储器A3之外，对顺序采集的超声波体数据进行同样的处理。
(存储控制器的读控制)
阴影处理包括取在所关心的超声波采样数据与附加超声波采样数据之间形成强度梯度的边界面作为具有显示对象的面，并计算光源的反射光的反射分量，从而将阴影附加到三维图像。为了获得强度梯度，需要靠近所关心的超声波采样数据的超声波采样数据。在此，采用利用包括所关心的超声波采样数据本身在内3×3×3＝27个采样获取强度梯度的方法。关于对每个所关心的超声波采样数据读出27个采样的方法，读数据的数量是写数据的数量的27倍，因此顺序处理附近超声波采样数据可以重复使用被读出的超声波采样数据，从而降低存储器进行读的次数。
对存储控制器341进行设置，以便能够同时控制每个存储器，因此可以从存储器A1、A2和A3同时读出附近超声波采样数据。例如，如果处理行波束地址为10的超声波采样数据，则同时从存储器A1、A2和A3同时读出行波束地址为9、10和11的超声波采样数据。
列地址每次以增量1递增，以便先后读出所关心的列波束地址的数据和一个数据切片。以这样的方式顺序读出所需超声波采样数据，从而获得所关心的超声波采样数据以及附近超声波采样数据。在计算装置342对被读出的超声波采样数据进行处理以获得超声波采样数据的强度值的梯度差值，从而产生法向向量。
坐标变换器344将从计算装置342输出的极坐标表示的法向向量变换为直角坐标表示的法向向量，并对通过FIFO存储器345输出的法向向量进行归一化处理。
这样，获得位于中心的所关心的采样的强度与围绕所关心的采样的采样的强度之间的差值，而且如果强度差值大，则认为该平面存在于中心，并利用法向向量表示该平面对着的方向。如果强度差值大，则所产生的法向向量的值大，而如果强度差值小，在所产生的法向向量的值小。
为了检查相对于光源的角度，将法向向量归一化为长度为1的法向向量，并根据归一化的法向向量与光源发出的光源向量之间的夹角，对相应光线方向进行阴影处理。
由于阴影处理(归一化)之前的法向向量的大小根据强度差值变化，所以如果强度差值大，则所产生的法向向量的值大，而如果强度差值小，则所产生的法向向量的值小。
(切片绘制单元)
切片处理单元32将超声波切片数据输入到切片绘制单元36，而阴影向量计算单元34将法向向量切片数据输入到切片绘制单元36，利用超声波切片数据和法向向量切片数据产生三维体绘制图像。
如图14所示，切片绘制单元36由存储子系统36-1和SBC(单板计算机)系统36-2构成，它们通过与SBC系统相连的总线3611连接在一起。
存储子系统36-1设置了FIFO存储器360、切片存储器361和362以及DMA(直接存储器存取)控制器363。在存储子系统36-1内，DMA控制器363进行数据发送控制。首先，利用FIFO存储器360，DAM控制器363对从切片处理单元32或阴影向量计算单元34输入的超声波切片数据和法向向量切片数据进行临时记录。
接着，从FIFO存储器360读出记录在FIFO存储器360内的数据，并将它记录到切片存储器361内，该切片存储器361由可以进行记录的、多组切片存储器DRAM构成。记录了所需切片的数据后，从切片存储器361读出该数据，并将它送到SBC系统36-2。假定切片存储器361和362具有所谓双缓冲器配置，而且在切片存储器361将数据传送到主存储器369时，切片存储器362记录来自切片处理单元32和阴影向量计算单元34的新数据。
SBC系统36-2包括：MPU368、系统控制器366、主存储器369、图形控制器365、帧存储器364、CPU接口3610以及总线3611。通过总线3611和系统控制器366，将存储子系统36-1传送的数据送到主存储器369的数据区。在将程序存储到单独设置在主存储器369内的程序区后，MPU368进行处理。通过与图形控制器365合作，MPU368产生三维图像，并将该图像临时存储到帧存储器364。根据规定的显示定时信号，图形控制器365读出三维图像数据，并将该数据送到显示单元38。
对显示单元38设置有CRT或LCD，而且显示单元38显示切片绘制单元36产生的三维图像数据。
(本实施例的面提取处理)
对于正常图像处理过程，体数据为体素形式，即，X-Y-Z直角坐标系数据，而对于超声波诊断设备，特别是对于采用二维阵列探头进行的图像处理过程，体数据为从某个点开始沿径向扩展的锥形波束，因此，数据从某个点开始沿径向进入。此时，在显示之前，临时变换为体素需要时间延迟，因此最好采用直接进行绘制的技术。因此，在这种情况下，不将数据临时变换为直角坐标系数据，而是在R、θ和ψ极坐标系内进行面提取处理。
具体地说，利用平滑滤波器，对R、θ和ψ极坐标系上的输入数据进行第一滤波处理。接着，利用面提取滤波器进行第二滤波处理，在使用切片时已经处理的图像数据被叠加，并以组合方式使用它们。
此时，通过分别在R、θ和ψ方向进行分解，在面提取滤波单元33c进行滤波，使得逐步以一维方式进行滤波，即，例如对R方向进行滤波，然后，对θ方向进行滤波，再后对ψ方向进行滤波。这样可以进行三维滤波。
(超声波体数据的采集和图像产生处理流程)
图15A至15C示出根据本实施例的超声波诊断设备100的超声波体数据和图像的产生处理过程的原理。
图15A至15C示出其中视线方向是ψ轴方向，根据获得的超声波体数据产生超声波切片数据组，而且通过进行绘制处理对超声波切片数据进行几何变换和叠加，从而产生显示图像的情况。图16A至16C示出其中视线方向是R轴方向，根据上述超声波体数据产生超声波切片数据组，而且通过进行绘制处理对超声波切片数据进行几何变换和叠加，从而产生显示图像的情况。
图17是示出利用根据本实施例的超声波诊断设备10执行的超声波体采集过程和图像产生过程的流程原理图。
首先，如图17所示，利用主CPU17事先设置的控制信息对每个相应单元进行初始设置，例如超声波体采集条件、显示图像大小、视线方向、几何信息等(步骤S1)。
通过配置进行初始设置，其中在接通电源后自动进行设置，或者其中用户利用操作单元18手动进行设置。
接着，在实时控制器(RTC)16的控制下，对从超声波探头12表面径向扩展的超声波体进行扫描，在接收单元22、定相加法器24、检测电路26、回波处理器(EP)27以及流体处理器(FP)28对扫描采集的体数据进行上述处理(步骤S2)。
接着，平滑滤波单元31C利用中值滤波器等对回波处理器(EP)27和流体处理器(FP)28输出的超声波体数据进行平滑处理(步骤S21)。
此外，面提取滤波单元33C对超声波体数据进行面提取处理(步骤S22)。此时，在分解后，面提取滤波单元33C逐步进行一维滤波，即，例如，对R方向进行滤波，然后，对θ方向进行滤波，再后对ψ方向进行滤波。这样可以进行三维滤波处理。
切片处理单元32从回波处理器(EP)27和流体处理器(FP)28提取超声波体数据，并进行诸如平滑和面提取的滤波，将超声波体数据划分为平行于R-ψ切片面、R-θ切片面或θ-ψ切片面之一的多个超声波切片数据组，然后输出(步骤S3)。以下将详细说明步骤S3。
接着，根据切片处理单元32输出的超声波切片数据组，阴影向量计算单元34计算每个超声波采样数据集具有的强度值的梯度，并获得进行阴影处理所需的三维法向向量，将该三维法向向量作为法向向量切片数据输出(步骤S4)。
根据切片处理单元32输出的超声波切片数据和阴影向量计算单元34输出的法向向量切片数据，切片绘制单元36利用纹理映射进行多边形处理，以产生三维图像(步骤S5和S6)。在步骤S5，为了最终显示，对在步骤S4产生的切片数据组进行包括角校正和放大/缩小的几何处理，在步骤S6，执行产生三维图像所需的不透明度校正或色彩校正，而且在需要时进行阴影处理，以产生中间图像，然后，累加各中间图像以产生累加图像。该累加图像是其中超声波体数据被三维投影的图像。显示单元38显示在切片绘制单元36产生的累加图像(步骤S7)。
在显示之后，判定是否结束处理(步骤S8)。如果继续处理，则判定是否已经改变包括视线方向等的显示参数(步骤S9)。如果未改变参数，则流程返回步骤S2，并重复执行上述一系列处理。如果已经改变了参数，则对相应单元设置所需参数，而且流程返回步骤S2。
如果对多个体连续进行处理，则以时间顺序产生三维图像，因此可以观测到诸如心脏壁和心脏瓣膜的器官运动状态，或者根据对比剂或彩色多普勒数据获得的血流运动状态。
(超声波切片数据产生处理过程)
图18是用于详细说明在步骤S3执行的超声波切片数据产生处理过程的流程图。参考该流程图详细说明步骤S3的处理过程。
切片处理单元32输入对从主CPU17采集的超声波体进行处理所需的参数，例如大小、数据类型等，作为初始设置信息(步骤S31)。在接通电源时(如果安排成在此时进行设置)，或者在每次改变参数时进行此处理。
接着，从主CPU17输入表示视线方向的视线方向向量，并根据在步骤S31输入的初始设置信息，对视线方向向量进行方向确定处理，以确定最接近垂直的面(步骤S32)。具体地说，对表示体的方向的体方向向量和视线方向向量进行内积计算。
在波束的原点将体方向向量表示为垂直于超声波探头12的表面的Y轴向量以及互相正交的X轴向量和Z轴向量。3个体方向向量和视线方向向量被分别表示为单位向量。
随后，为了确定最接近垂直的面，根据在步骤S32获得的内积计算结果，判定X轴、Y轴或Z轴是否最接近平行于视线方向向量(步骤S33)。具体地说，选择内积最小的轴。在在步骤S33根据进行的确定判定切片方向后，产生超声波切片数据组。如果X轴是最接近平行于视线方向的轴，则利用R-ψ面作为切片面，产生超声波切片数据组，如图19A所示(步骤S34a)。
同样，如果Z轴是最接近平行的轴，则在R-θ面上产生超声波切片数据组，如图19B所示(步骤S34b)，而如果Y轴是最接近平行的轴，则在ψ-θ面上产生超声波切片数据组，如图19c所示(步骤S34c)。
尽管在图18中未明确示出，但是，如果在步骤S34a、S34b或S34c，视线方向与切片面之间的夹角大于使切片间隔超过显示像素的大小的程度，则可以通过在多个切片中进行内插处理产生中间切片。在这种情况下，可以重新产生切片轮廓，或者利用相邻切片之一的几何信息，可以降低处理计算量。
接着，输入视线方向(步骤S35)，并判定操作员是否已经指示改变视线方向(步骤S36)。如果在步骤S36判定未指示改变视线方向，则流程再返回步骤S35，并等待操作员发出视线改变指令。如果判定已经发出了改变视线方向的指令，则流程返回步骤S32，并重复上述处理过程。
如果视线方向的改变量极小，则可以采用其中流程不返回步骤S32产生新超声波切片数据，而是重新处理已经获得的(即，在步骤S34a、S34b和S34c之一获得的)超声波切片数据以提高实时性的配置。根据视线方向的改变量是否超过预定阈值，确定是重新处理已有超声波切片数据，还是产生超声波切片数据。
尽管该流程图中未示出结束，但是为了包括停止或者结束三维处理的事件，可以采用其中在在步骤S35输入视线方向之前，立即判定是否存在操作单元18发出的停止命令的配置，也可以采用其中立即停止进行处理的配置。
(产生内插切片)
如果放大显示图像，或者视线角大，则存在在体的边缘部分出现锯齿状赝象(artifact)的可能性，为了减少存在的赝象，可以采用产生并绘制内插切片，以便提高图像质量的配置。
通过从输入到切片绘制单元36的切片数据和法向向量切片中选择靠近需要进行内插部分的切片组，并通过利用线性内插在切片面方向产生内插数据，进行内插切片的产生。将多个切片数据集存储到主存储器369的数据记录单元内(图14)，因此通过利用MPU368读出这些数据集并进行计算，实现内插切片的产生。
(切片绘制处理过程)
图20是详细示出在图17所示的步骤S5和S6进行的切片绘制处理过程的流程图。现在，将利用该流程图说明步骤S5和S6的处理过程。将说明阴影向量计算单元34将切片数据组和正常切片组送到主存储器369的数据区的情况，如上所述。
首先，根据视线方向，MPU368获得对应于根据主CPU17通过CPU接口3610发送的、在切片处理步骤S3确定的每个超声波切片数据集的基本几何信息(步骤S601)。基本几何信息将超声波扫描形状表示为三角形或正方形簇(以下简称“组成形状”)，超声波切片数据的每个部分与同样数量的组成形状相关。基本几何信息用于产生下述切片几何信息。对于基本几何信息，事先存储超声波切片数据的、分别对应于R-ψ切片面、R-θ切片面以及θ-ψ切片面的形状，该几何信息对应于在步骤S601选择的切片面。
接着，MPU368获得对应于第一超声波切片数据的切片几何信息(步骤S602)。切片几何信息是对应于显示图像的二维坐标(显示坐标)表示的几何信息，其将显示图像上的超声波切片数据表示为组成形状簇。通过对在步骤S601获得的基本几何信息的组成形状进行坐标变换处理，获得切片几何信息，坐标变换处理过程包括根据视线方向相对其顶点坐标进行转动，根据距离观察点的距离进行放大/缩小以及平行位移。利用通常已知的采用4×4矩阵的矩阵乘法处理过程，进行坐标变换处理。
图21示出R-θ切片面和对R-ψ切片面上的超声波切片数据执行的几何变换，而且图21是利用正方形表示相关性的例子。
由于R-ψ切片面和R-θ切片面是直角坐标空间内的扇形平面，所以利用在二维坐标内确定扇形的基本几何信息获得切片几何信息。此外，图21示出对ψ-θ切片面上的切片数据进行的几何变换。这种情况也利用正方形表示相关性。
由于ψ-θ切片面具有以直角坐标空间内超声波束的起点为中心的同心球形，所以利用在三维坐标内确定球形的基本几何信息获得切片几何信息。
如图21所示，利用同样数量的组成形状，使超声波切片数据的每个部分与切片几何信息的每个部分相关。例如，对超声波切片数据的各内部正方形分配10×10＝100个超声波采样数据集，而且将根据100个超声波采样数据集获得的数据设置到切片几何信息的正方形部分作为纹理(步骤S603至S611，以下将详细说明每个步骤)。
根据每个正方形的顶点坐标的距离比，通过对使对应于超声波切片数据的正方形的内部位置与对应于切片几何信息的正方形内的位置相关的数据进行处理，执行设置纹理的过程。该处理过程包括光线强度校正、不透明度/色彩信号处理、阴影处理等。
接着，确定是否已经完成对一个体内的所有切片面进行处理，而且如果未完成，则流程返回步骤S603，并处理下一个切片面的数据(步骤S612)。如果在步骤S612判定已经完成对所有切片面进行处理，则判定是否存在新超声波体数据的输入，而且如果存在新超声波体数据的输入，则流程返回步骤S601，然后，执行产生新超声波体数据的显示图像的处理过程(步骤S613)。
(获得内插采样位置，以及光栅化)
以增加的显示图像的递增像素，重新采样经过坐标变换之后的组成形状，从而获得要处理的采样点坐标(步骤S603)。
(位置坐标变换)
接着，对在步骤S603获得的采样点坐标进行与在步骤S602进行的坐标变换相反的处理，从而获得切片轮廓上的相应点(步骤S604)。
(获得采样)
根据含有在步骤S604获得的切片轮廓采样位置的组成形状的顶点坐标比，确定对应于切片轮廓采样位置的切片数据内的采样位置。根据切片数据，获得围绕采样位置的附近4个采样(步骤S605)。
(双线性内插)
与切片数据位置与附近4个采样之间的距离成正比，对在步骤S605获得的4个切片采样进行内插处理(双线性内插)，从而获得该位置的采样值(步骤S606)。
(获得光线强度)
接着，在在步骤S604获得的显示窗口内，MPU368获得对应于后坐标变换位置的入射光的光强(步骤S607)。将入射光的光强存储到主存储器369内作为对应于显示图像内的相应像素位置的表。在步骤S601，将该表初始设置为缺省值1.0，并将该初始值用于第一切片。每次在进行处理时，在步骤S611对该表的入射光值进行校正，如下所述。
(不透明度/色彩)
然后，通过参考用于对在步骤S606获得的采样值施加不透明度并进行着色的不透明度表和色彩表，获得用于累加三维图像内的光线的反射率或透射率的、对应于红、绿和蓝的R、G和B光能量。在步骤S608，利用根据不透明度表获得的不透明度和在步骤S607获得的入射光的光强，将反射光的光能量校正为根据色彩表获得的RGB光能量，并以RGBA形式存储到主存储器369内，RGBA格式是用于进行下述累加的数据格式。在RGBA格式中，RGB表示反射光的红、绿和蓝色彩分量，而且A表示在进行如下所述的累加时将乘以RGB的权重。将用于校正反射光的光能量的权重(相乘系数)设置为A。
请注意，将不透明度表和色彩表设置在主存储器369的数据区内，主CPU17利用系统缺省，或者由用户通过操作单元18进行的设置来设置各值。
(阴影处理)
接着，与步骤S605的方式相同，根据围绕该采样位置的4个法向向量的平均值，MPU368获得每个位置的法向向量，并计算光源照射的并在采样位置的视线方向反射的反射光的光能量。由于已经将在此使用的法向向量变换为直角坐标中的法向向量，所以，在此，通常已知的处理足以，并因此不做详细说明。反射光的光能量是相应红、绿和蓝的RGB光能量，并将其与在步骤S608获得的反射光的光能量相加(步骤S609)。
(累加)
通过系统控制器366，将在步骤S609获得的反射光的最终光能量传送到图形控制器365。通过利用反射光的光能量数据的A值对RGB数据进行加权(相乘)，图形控制器365产生中间图像，并对应于累加图像内的每个像素进行累加(步骤S610)。将该中间图像纹理映射到相应切片面的切片几何信息，而且累加图像是在一个体内对相应每个切片面的中间图像进行累加的图像。
(计算所发射的光线强度)
在步骤S607获得的光线强度乘以通过利用1.0减去在步骤S608获得的不透明度获得的值，从而校正照射下一帧的光线强度(步骤S611)。将该步骤获得的校正光线强度重新写入上述光线强度表，并用于后续切片处理。
(确定结束)
在步骤S612判定对切片内的所有采样点的处理是否已经完成，而且如果还未完成，则流程返回步骤S603，并对该切片内的未处理数据重复该处理过程。如果已经完成，则在步骤S613确定对该体内的所有切片数据的处理是否已经完成。如果还未完成，则流程返回步骤S601，并对接着要处理的切片数据重复该处理过程。如果完成了该处理过程，则结束该处理过程。如果将连续输入各体，则对新体数据进行连续处理，从而产生时间连续的三维图像数据。
尽管在此未明确区分B/W亮度数据与彩色血流数据，对处理过程进行了说明，但是应清楚地理解，处理过程在这二者之间没有明显差别。也无需解释可以通过交替计算B/W亮度数据和血流数据执行合成(fusion)图像，在合成图像产生过程中，根据二者的数据产生一个三维图像。
(限幅)
进行限幅处理的方法有以下3种，其中通过切掉该体的一部分，可以更详细地了解内部结构，并利用这些方法之一实现限幅。
(1)在切片处理单元32将包含在限幅区内的超声波采样数据设置为0，以便不显示它。
(2)在不透明度/色彩设置处理过程中，在切片绘制单元36内将限幅区内的图像数据的RGB值设置为0。
(3)在为了产生三维图像而进行阴影处理或者进行累加时，在切片绘制单元36内将加法权重A设置为0。
(超声波图像采集/产生处理过程)
在下一个超声波体数据采集周期，对第N个采集的超声波体数据进行切片处理和法向向量计算处理，并在此后的下一个超声波体数据采集周期对其进行切片绘制处理，然后，在此后的下一个超声波体数据采集周期显示它。
此后，如图17所示，在步骤S7显示诊断图像，此后，如果存在结束输入，则结束该处理过程，而如果不结束该处理过程，则流程进入步骤S9(步骤S8)。在步骤S9，确定条件是否发生变化，而且如果没有发生变化，则在同样的条件下重复进行类似的处理。另一方面，如果存在开始进行新超声波图像采集/产生处理过程的指令输入，例如，改变扫描条件，则设置新条件，即，改变参数，并在设置之后进行处理。
根据具有上述配置的本实施例，可以对极坐标系超声波体数据进行面增强(检测)处理和平滑处理，而且与上述第一实施例具有同样的操作过程和优点。
即，对于本实施例，无需利用数字扫描变换器将采集的三维体变换为体素体，进行三维图像绘制。特别是在可以利用二维阵列探头高速采集三维体的系统中，通过实时显示连续采集的各体，可以观看器官的运动状态和对比剂的流动。
然后，在对超声波采样进行绘制之前，利用附近超声波采样进行上述面增强处理。在切片处理单元内以二维平面递增方式重新排列所获得的超声波采样，并在作为纹理映射单元的三维绘制单元37对这样形成的切片数据进行叠加，以产生三维图像。
此外，利用平滑滤波器处理单元31，可以避免因为诸如斑点噪声等的噪声而错误判定各面，因此可以显示具有空间效果的图像。
对于本配置，可以从X、Y或Z轴方向中的任何一个轴方向快速进行绘制处理。因此，可以从所有方向产生绘制图像，从而提供更有效的诊断图像。由于不产生直角坐标体数据，所以利用比传统配置使用的数据少的数据，可以产生高质量三维图像。因此，缩短了从采集回波信号到显示三维图像的延迟时间，所以可以实现更高的实时性。此外，与传统配置相比，可以降低硬件资源的规模，因此可以以低成本提供设备。实时性方面的这种改进扩大了临床技术的潜力。例如，这种超声波诊断设备使得获得要求高实时性的、诸如扎针的插入过程的图像容易实现。
此外，根据变换为直角坐标之前的数据，产生显示图像，因此不因为变换为直角坐标数据而丢失数据，而且，例如，即使利用超声波探头附近的高光栅密度放大数据，仍可以获得正确的显示图像。
因此，可以实现使用比传统配置使用的数据少的数据、利用比传统配置的过程简单的过程产生高质量三维图像的超声波诊断设备和图像处理方法。结果，可以缩短从采集回波信号开始到显示三维图像的延迟时间，从而实现高实时性。此外，与传统配置相比，可以减少硬件资源，因此可以以低成本提供该设备。
第四实施例
接着，将参考图23说明根据本发明的第四实施例。其配置与上述实施例中的配置大致相同，所以以下将省略对其配置进行说明。利用与上述实施例中相同的参考编号表示通常具有相同功能和配置的部件，而且，除非需要，不对它们做赘述，因此，基本上仅说明不同部分。图23是示出根据本实施例的超声波诊断设备的配置例子的原理框图。
在第一和第二实施例描述的面提取处理过程中使用的索贝尔滤波器与为了获得法向向量所使用的索贝尔滤波器是同一类型，而且，通过利用阴影体绘制处理的部分计算过程，可以减少硬件配置。
本实施例对利用阴影向量计算单元进行的法向向量计算结果，进行面提取滤波处理的情况的例子进行披露。
具体地说，如图23所示，根据本实施例的超声波诊断设备200包括：该附图未示出的与第三实施例中的部件相同的部件、切片处理单元32、阴影向量计算单元34、切片绘制单元36、显示单元38、用于对在阴影向量计算单元34计算的每个切片面的法向向量进行平滑处理的平滑滤波单元31D、用于对法向向量进行面提取滤波处理的面提取滤波单元33D以及用于通过操作单元18等设置视线方向的视线方向设置单元18-1。
在视线方向设置单元18-1设置视线方向后，如果视线方向是极坐标系R、θ、ψ的R方向，则切片处理单元32取θ-ψ面作为切片面，如果视线方向是θ方向，则取R-ψ面作为切片面，如果视线方向为ψ方向，则取R-θ面为切片面。
与第三实施例相同，对阴影向量计算单元34设置(法向向量)计算单元342和坐标变换器344，如图23所示。
对坐标变换器344进一步设置：极坐标/直角坐标变换器344-1，用于将法向向量从R-θ-ψ极坐标系的法向向量变换为X-Y-Z直角坐标系的法向向量；以及归一化处理单元344-2，用于对直角坐标系上的法向向量进行归一化。
对于具有诸如上述配置的超声波诊断设备，平滑滤波单元31D对在阴影向量计算单元34内的计算单元342计算的法向向量进行平滑处理。
由于法向向量的大小强烈反映面分量，所以面提取滤波单元33D判定进行了平滑处理的法向向量，而且判定向量长度超过某个值的点为面分量所在的位置。在此，如果向量长度等于或者小于预定阈值，则面提取滤波单元33D将法向向量设置为0(如果向量长度超过阈值，则不进行改变)。极坐标/直角坐标变换器344-1对进行此处理的法向向量进行变换处理，并在此后，利用归一化处理单元344-2进行归一化处理等。现在，不对0向量进行归一化处理，而仍为0。另一方面，将其他向量变换为长度为1的向量，从而根据存在还是不存在面分量，进行二进制处理。
此时，设置视线方向后，视线方向就是极坐标系上的R方向、θ方向或ψ方向之一，因此根据该方向计算法向向量，而且还根据视线方向信息，确定在平滑滤波单元31D和面提取滤波单元33D进行处理的方向。
即，如果视线方向为R方向，则θ-ψ平面为切片面，因此确定滤波处理的方向，以便对θ-ψ平面的切片面进行平滑处理或面提取处理。
请注意，如图2所示的第一实施例的配置图或图9所示的第二实施例的配置图所示，可以对面提取滤波处理单元33D和平滑滤波器处理单元31D进行配置，其中XYZ被重读为Rθψ。
(处理过程)
(超声波体数据采集流程和图像产生处理过程的流程)
将参考图25说明具有上述配置的超声波诊断设备200的处理过程。
首先，如图所示，事先利用主CPU17设置的控制信息，对每个相应单元设置诸如超声波体采集条件、显示图像大小、视线方向、几何信息的控制信息的缺省值(步骤S1)。
随后，在实时控制器(RTC)16的控制下，对从超声波探头12的表面径向延伸的超声波体径向扫描，并在接收单元22、定相加法器24、检测电路26、回波处理器(EP)27以及流体处理器(FP)28对扫描过程采集的体数据进行上述处理(步骤S2)。
接着，切片处理单元32接收回波处理器(EP)27和流体处理器(FP)28输出的超声波体数据，并将该超声波体数据划分为多个平行于R-ψ切片面、R-θ切片面或θ-ψ切片面之一的超声波切片数据组，然后，输出它们(步骤S3)。以下将详细说明步骤S3。
接着，根据切片处理单元32输出的超声波切片数据组，阴影向量计算单元34计算每个超声波采样数据具有的强度值的梯度，并获得进行阴影处理所需的三维法向向量，将它作为法向向量切片数据输出(步骤S4)。
现在，平滑滤波单元31D利用中值滤波器等对法向向量进行平滑处理(步骤S41)。此外，利用面提取滤波单元33D对法向向量进行面提取处理(步骤S42)。
因为以稳定方式对平滑处理的对象提取面分量，所以可以采用其中使用预定阈值的方法，而且将等于或者小于该阈值的向量设置为0向量。由于在降噪之后进行面分量提取也有效，所以可以将在图24所示的步骤S4进行的法向向量计算过程与步骤S41进行的平滑处理过程的顺序颠倒。
切片绘制单元36利用纹理映射过程进行多边形处理，以根据阴影向量计算单元34输出的、被平滑处理和面提取处理的法向向量切片数据，产生三维图像(步骤S5和S6)。在步骤S5，为了最终显示，对在步骤S4产生的切片数据组进行包括角校正和放大/缩小的几何处理，而在步骤S6，执行产生三维图像所需的不透明度校正或色彩校正，而且在需要时进行阴影处理，以产生中间图像，然后，累加各中间图像以产生累加图像。该累加图像是其中超声波体数据被三维投影的图像。显示单元38显示在切片绘制单元36产生的累加图像(步骤S7)。
在完成显示之后，判定是否结束处理(步骤S8)。如果继续处理，则判定是否已经改变包括视线方向等的显示参数(步骤S9)。如果未改变参数，则流程返回步骤S2，并重复执行上述一系列处理。如果已经改变了参数，则对相应单元设置所需参数，而且流程返回步骤S2。
(法向向量计算处理过程)
图26是示出在步骤S4执行的法向向量计算处理过程的流程图。
首先，获得用于确定视线方向向量的方向的信息(步骤S421)，该视线方向向量的方向表示在切片处理步骤S3确定的视线方向。它可以是用于识别超声波切片数据组对应于R-ψ切片面、R-θ切片面或θ-ψ切片面中的哪个切片面的任意形式的信息，例如标记或标题。
接着，根据在步骤S421获得的结果，在R轴、θ轴和ψ轴中确定最接近平行于视线方向向量的轴(步骤S422)。
根据在步骤S422确定的切片方向，进行相应两个方向的面提取滤波处理。
如果最接近平行于视线方向的轴是R轴，则对θ和ψ方向法向向量进行面提取滤波处理(步骤S423)。同样，如果最接近平行于视线方向的轴是θ轴，则对R和ψ方向法向向量进行面提取滤波处理(步骤S423b)。此外，如果最接近平行于视线方向的轴是ψ轴，则对R和θ方向法向向量进行面提取滤波处理(步骤S423c)。
接着，在方向间(inter-directionally)对多个切片进行面提取滤波处理(步骤S424)，然后，输出最终法向向量(步骤S425)。
由于阴影向量是为了进行阴影处理用于计算反射光的光能量的向量，所以将其大小归一化为1。由于不能将噪声产生的向量与面分量产生的正确向量区别开，所以可以将归一化前的数据用于进行体绘制。
此外，为了增大法向向量长度的差值，进行面提取滤波处理，而且通过利用例如HPF(高通滤波器)等进行滤波，进行诸如乘法的计算。或者，对后面的伽玛曲线等进行增强处理。
因此，通过利用归一化之前的法向向量，即作为阴影处理中间(partway)数据进行面提取滤波处理，可以减少滤波器处理的负荷。
对于SVR(阴影体绘制)中的阴影处理，由于根据光源发出的光线与平面之间的夹角，确定反射光的光能量，所以需要归一化该法向向量，而且通过对归一化之前的法向向量长度确定不透明度及其着色并进行VR(体绘制)处理，可以实现归一化。
尽管对于其中根据视线方向将法向向量的滤波处理方向规定为特定方向的情况对本实施例进行了说明，但是还可以采用其中分别单独对3个方向中的每个方向进行滤波处理的配置。
第五实施例
接着，将参考图27说明根据本发明的第五实施例。其配置与第四实施例中的配置大致相同，所以以下将省略对其配置进行说明。利用与第四实施例中相同的参考编号表示通常具有相同功能和配置的部件，而且，除非需要，不对它们做赘述，因此，基本上仅说明不同部分。图27是示出根据本实施例的超声波诊断设备的配置例子的原理框图。
尽管第四实施例具有其中对极坐标系上的法向向量进行面提取处理等的配置，但是对于本实施例，也可以实现其中对在从极坐标系上的法向向量变换为直角坐标系上的法向向量之后的法向向量进行面提取处理等的配置。
具体地说，如图27所示，根据本实施例的超声波诊断设备在平滑滤波器处理单元31E对在极坐标/直角坐标变换器344-1变换的、位于直角坐标系上的法向向量进行平滑处理，而且还在面提取滤波器处理单元33E对该法向向量进行面确定处理。
随后，在归一化处理单元344-2，对在面提取滤波器处理单元33E处理的法向向量进行归一化处理，从而进行阴影处理。
因此，在为了进行阴影处理而进行的平面检测进行计算时，获得归一化之前的阴影向量。使不透明度与向量的大小对应。可以产生位于采样位置的向量作为体，也可以在每次进行阴影计算时进行计算。
第六实施例
接着，将参考图28说明根据本发明的第六实施例。其配置与上述实施例中的配置大致相同，所以以下将省略对其配置进行说明。利用与上述实施例中相同的参考编号表示通常具有相同功能和配置的部件，而且，除非需要，不对它们做赘述，因此，基本上仅说明不同部分。图28是示出根据本实施例的超声波诊断设备的配置例子的说明性示意图。
尽管对于其中将进行了面分量增强(检测的)的诸如薄壁组织器官等的内部结构的三维图像显示在超声波诊断设备的显示单元18上的情况，对上述实施例进行了说明，但是本实施例披露了一种其中除了进行了面分量增强的三维图像(第一三维图像)之外，还可以显示不进行面提取计算而通过进行体绘制产生的第二三维图像的MPR(多平面重构)图像的情况。
具体地说，如图28所示，通过在显示在超声波诊断设备的显示单元18上的显示屏幕400上进行显示，可以形成用于显示未进行面分量增强的第二三维图像的特定断面的MPR图像的显示区402以及用于显示进行了面分量增强以便可以显示薄壁组织器官的内部结构的第一三维图像的显示区404。可在包括在主CPU17内的显示控制单元进行该显示控制。
因此，对于上述实施例，如果在例如器官内在垂直于视线方向的方向存在两个互相平行的管状结构，则可以在背面观察该管状结构，然而，对于本实施例，可以显示垂直于管状结构的方向上的断面图像，因此可以同时观看断面图像和整个图像，所以可以掌握薄壁组织器官内部结构的总体情况。
因此，即使在体内存在位于从观察点观看的视线上的对象之前的对象，这仍可以看到。
尽管为了能够观看内部结构而增强面分量有助于以三维方式观看，但是在可以显示其细节方面存在局限性，因为该图像最终被二维投影到显示器上。因此，并排设置从不同观察点观看的、具有MPR图像的断面有助于理解内部结构构造。可以利用传统的体绘制图像代替MPR图像，或者与MPR图像一起使用传统的体绘制图像。
同样，如果进行了面分量增强，则可以显示第一三维图像的MPR图像。此外，还可以同时显示第一三维图像和第二三维图像。根据通过操作单元18的操作指令，利用包含在主CPU17内的、用于控制显示单元38的显示控制单元，对根据显示格式的显示控制进行转换。
对于在将进行了面分量增强的第一三维图像显示在显示单元38上情况下，显示的用户界面，例如最好采用以下配置。
即，在操作单元18内配置设置装置，用于设置面提取滤波处理单元33D的面提取范围。在产生根据设置的面提取范围将其内部结构增强到某种程度的三维图像时，最好通过产生其中将与面提取范围相关的参数设置为与已经设置的面提取范围对应的特定值的图像，进行显示。
更具体地说，最好以这样的方式实现该配置，即，利用操作单元18进行操作，例如利用滑动器(slider)，改变HPF的截止，从而自动改变相应不透明度的设置。因此，显著提高了在三维图像内设置参数的可操作性。除了不透明度外，还可以以这种方式设置其他参数。
第七实施例
接着，将参考图29说明根据本发明的第七实施例。其配置与上述实施例中的配置大致相同，所以以下将省略对其配置进行说明。利用与上述实施例中相同的参考编号表示通常具有相同功能和配置的部件，而且，除非需要，不对它们做赘述，因此，基本上仅说明不同部分。图29是示出根据本实施例的超声波诊断设备210的配置例子的原理框图。
可以实现其中不是保留以上说明的、切片处理单元的输出作为极坐标数据，而是利用数字扫描变换器(DSC)29对其进行扫描变换的配置，如图29所示的超声波诊断设备210。通过在图9所示的回波处理器(EP)27和流体处理器(FP)28后面设置图29所示的电路配置，可以实现这种超声波诊断设备。参考编号212示出图像处理设备的各部件。
关于处理过程，在数字扫描变换器(DSC)29执行：如图20所示的用于在切片绘制处理过程中获得内插采样位置的步骤S603、用于进行位置坐标变换的步骤S604、用于根据切片获得相应坐标的步骤S605以及用于进行双线性内插处理的步骤S606。
可以实现其中不是将数据直接变换为体素体，而是将数据临时变换为二维图像，然后根据多个二维图像产生体素体的配置。
尽管根据几个特定实施例对根据本发明的设备和方法进行了说明，但是在本发明实质范围内，可以对在此描述的本发明的各实施例进行各种修改。
例如，本发明的技术原理并不局限于应用于超声波诊断设备，而且可以应用于能够获得并处理体数据的其他医学图像设备(例如，X射线诊断设备、X射线CT设备、MRI设备、核医学诊断设备等)。因此，本发明并不局限于超声波诊断设备，而且可以广泛应用于图像处理设备。
此外，图像处理设备的图像成像装置(方式)可以与超声波诊断设备的图像成像装置(方式)集成在一起，也可以将它们二者分开。此时，该方式并不局限于超声波诊断设备，而且，例如，图像捕获单元可以是用于接收视频信号的装置。
此外，可以独立于超声波诊断设备，利用具有处理功能的诸如个人计算机或工作站等的计算机执行用于实现根据上述实施例的超声波诊断设备执行的面分量增强和平滑处理以及附图所示的处理的处理程序。
此外，可以将部分或者全部超声波诊断设备和图像处理设备等执行的处理程序、上述处理过程，本说明书中概括描述的技术以及数据(诸如计算程序等用于执行每个计算的信息、图像数据等)存储到信息记录介质或计算机可读介质，而且还可以产生具有计算机可读介质的计算机程序产品。这种信息记录介质的例子包括：诸如ROM、RAM、闪速存储器等的半导体存储器、诸如集成电路等的存储装置或者光盘、磁光盘(CD-ROM、DVD-RAM、DVD-ROM、MO等)、磁存储介质，即磁盘(硬盘、软盘、ZIP盘等)等。此外，非易失性存储卡、IC卡、网络资源等也可以用于进行记录。
此外，上述实施例中包括各步骤，而且通过适当组合所披露的多个部件，可以获得各种实施例。因此，显然，本发明包括通过对上述实施例任意进行组合，或者通过上述任意实施例与其任意变换例进行组合获得的任意配置。此外，本发明还包括其中从在上述实施例中描述的各部件中省略一个或者多个部件的配置。
为了有助于理解本发明，到此为止已经参考所披露的本发明实施例的例子进行了说明，应该理解，对各实施例所做的说明不应认为是限制性，而是说明性，而且在本发明范围内可以进行各种修改和变化。因此，上述实施例披露的各部件试图包括设计方面的所有修改以及属于本发明技术范围的等同配置。

Claims (21)

1.一种图像处理设备，该图像处理设备包括：
记录装置，用于记录从诊疗对象获得的、位于三维空间内并形成表示诊疗对象的身体性质的数据集的体数据；
特征量提取装置，用于提取根据每个体数据表示的身体性质的值计算的特征量；以及
三维图像生成装置，用于对特征量提供不透明度，并用于利用该不透明度产生体绘制图像。
2.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中特征量是表示存在于体数据内的不同对象之间的边界面的边界信息。
3.根据权利要求2所述的图像处理设备，其中三维图像生成装置提高边界面的不透明度，而降低剩余部分的不透明度，以产生具有增强边界面的体绘制图像。
4.根据权利要求2所述的图像处理设备，其中特征量提取装置计算垂直于边界面的法向向量和关于向量长度的信息之一，向量长度是根据所关心的体数据的强度与附近体数据的强度之间的差别确定的。
5.根据权利要求4所述的图像处理设备，其中根据法向向量和关于向量长度的信息之一，三维图像生成装置产生体绘制图像。
6.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中特征量提取装置计算梯度向量，而利用梯度向量和在其计算过程中的中间产物的值之一，三维图像生成装置产生体绘制图像。
7.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中对特征量提取装置配置有用于处理所关心的体数据的高通滤波器。
8.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中特征量提取装置
包括3个索贝尔滤波器，它们用于互相独立处理为了识别体数据在三维空间内的位置而设置的3个方向上的体数据。
9.根据权利要求1所述的图像处理设备，该图像处理设备进一步包括用于在进行特征量提取处理之前进行平滑处理的平滑装置。
10.根据权利要求9所述的图像处理设备，其中平滑装置是加权平均值单元和中值滤波单元之一。
11.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中特征量提取装置和三维图像生成装置之一以平行于3个方向中的两个方向并最接近垂直于投影方向的切片的增量方式进行处理。
12.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中该图像处理设备进一步包括通过顺序处理记录在记录装置内的多个体数据显示动画图像的显示装置。
13.根据权利要求12所述的图像处理设备，其中显示装置对利用可以扫描三维空间的二维阵列探头获得的实时连续体数据进行处理以显示动画图像。
14.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中三维图像生成装置产生多个从不同方向切割的层析X射线成像图像。
15.根据权利要求14所述的图像处理设备，其中根据体数据值，在产生体绘制图像的同时，三维图像生成装置至少产生多个从不同方向切割的层析X射线成像图像和体绘制图像之一，而显示装置同时显示它们。
16.根据权利要求1所述的图像处理设备，其中特征量提取装置仅对具有不同身体性质的多种体数据中某种类型的体数据进行特征量提取处理，而通过将根据特征量提取装置处理的体数据获得的三维分布信息叠加到根据剩余未处理的体数据获得的三维分布信息，三维图像生成装置产生三维图像。
17.根据权利要求16所述的图像处理设备，其中特征量提取装置配置成其中可以改变要处理体数据类型的选择条件以便对不同类型的体数据进行特征量提取处理。
18.一种超声波诊断设备，该超声波诊断设备包括：
超声波发送/接收装置，用于将超声波发送到诊疗对象并接收从诊疗对象反射的反射波，以输出从诊疗对象获得的、位于三维空间内并形成表示诊疗对象的身体性质的数据集的体数据，作为来自诊疗对象的信号；
第一超声波信息生成装置，用于获取和输出关于诊疗对象的组织结构的第一三维分布信息；
第二超声波信息生成装置，用于获取和输出关于诊疗对象的运动对象的性质的第二三维分布信息；
记录装置，用于记录利用超声波发送/接收装置获取的体数据；
特征量提取装置，用于提取根据每个体数据表示的身体性质的值计算的特征量；以及
三维图像生成装置，用于对特征量提供不透明度，而且用于利用该不透明度产生体绘制图像。
19.根据权利要求18所述的超声波诊断设备，其中在利用二维阵列探头之一扫描诊疗对象的一部分并摆动扇形探头期间，超声波发送/接收装置获取体数据，并利用其原点被设置在超声波束的发射点、其两个夹角位于互相正交方向的极坐标表示该体数据。
20.根据权利要求18所述的超声波诊断设备，其中在扫描诊疗对象的一部分的期间，通过围绕其轴转动超声波探头从而围绕该轴以相反方式转动位于二维平面内的多个所关心的体数据，超声波发送/接收装置获取体数据。
21.根据权利要求18所述的超声波诊断设备，其中在扫描诊疗对象的部分期间，通过沿垂直于诊疗对象的该部分的方向平行移位超声波探头从而以相反方向平行移位多个所关心的体数据，超声波发送/接收装置获取体数据。
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