JP2001017424A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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Abstract
超音波診断画像において、その処理の高速化を図って、
超音波走査と並行して3次元画像の作成及び表示をほぼ
実時間で可能にすることにある。 【解決手段】本発明による超音波診断装置は、被検体内
部を超音波で走査することにより得られたスキャンラス
タデータを直交座標系にスキャンコンバータ10で変換
し、この直交座標系に変換されたデータに基づいてグラ
フィックコントローラ6の制御のもとで2次元画像とし
てモニタ7に表示すると共に、直交座標系に変換される
前のデータに基づいて3次元画像再構成ユニット11で
3次元画像データを作成することを特徴としている。
Description
像データから3次元画像データを作成し、表示する機能
を持った超音波診断装置に関する。
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて生
体の軟部組織の断層像(組織濃淡像)を作成する画像診
断である。この超音波診断は、X線診断装置、X線コン
ピュータ断層撮影装置(X線CT)、磁気共鳴映像装置
(MRI)、核医学診断装置(ガンマカメラ、SPEC
T、PET)などの他の画像診断装置に比べて、実時間
表示が可能、装置が小型で安価、X線などの被曝がなく
安全性が高いといった優位点の他に、超音波ドプラ法に
より血流イメージングが可能であるといった超音波診断
にしかできない特有の特徴を有している。このため超音
波画像診断の活用範囲は、心臓、腹部、乳腺、泌尿器、
および産婦人科等々多岐に渡っている。
断であるが、近年では、臨床現場からの強い要望もあっ
て、X線コンピュータ断層撮影装置(X線CT)や磁気
共鳴映像装置(MRI)に追随するかたちで、3次元画
像の作成及び表示する試みが盛んになってきている。現
在のところ、X線コンピュータ断層撮影装置や磁気共鳴
映像装置で培われてきた3次元画像作成表示技術を、そ
のまま超音波分野に流用しているケースが殆どである。
と実時間表示というX線コンピュータ断層撮影装置等の
追随を許さない特徴があり、この特徴が欠落するようで
は、超音波による3次元画像技術の今後の発展、普及は
見込めない。
の実時間処理は、以下に説明するような様々な超音波特
有の問題に阻まれて、実現には至っていないのが現状で
ある。
る超音波ビームを使った走査方式としては、リニア、コ
ンベックス、セクタ、アニュラなど様々ある。この中
で、コンベックスやセクタなどの扇形に走査する方式で
は、図8に示すように、例えば極座標系で表現されてい
るスキャンラスタデータ(生データと呼ばれることがあ
る)を、ディスプレイの走査方式に合わせて、2次元の
直交座標系へ変換する必要がある。これは一般に、スキ
ャンコンバートと呼ばれるオペレーションである。この
スキャンコンバートされたデータを積み上げて、ボリュ
ームデータ、一般的には画素を立方体で表現したボクセ
ルデータを得る。
タに対し、図9に示すように、仮想的なスクリーンへの
投影処理によって擬似3次元画像を得ている。この処理
には、その方法如何に関わらず、ボクセルデータの3次
元直交座標系から投影スクリーンの2次元直交座標系へ
の座標変換が含まれている。
おいては、極座標系から2次元の直交座標系への変換
と、それからボクセルデータ化した後に3次元の直交座
標系から投影スクリーンの2次元直交座標系への変換に
は、座標計算及び補間演算等が必要で、このため高速化
を困難にしている。
装置においては、図10に示すように、投影スクリーン
を例えば縦横に分割して投影処理をマルチプロセッサな
どによる並列処理で高速化を図っていることが多い。こ
の場合、1つのメモリを複数のプロセッサで共有するよ
うになっているが、これでは、光線追跡処理時のランダ
ムアクセス等よって生じるボトルネック現象により待ち
時間が発生してしまい、高速化の妨げになっていた。
に対して個別にメモリを設ける仕様のものがある。この
場合、ボリュームデータは、複数のメモリにシリアルに
転送されることになる。従って、データ転送に長時間要
することになるため、やはり高速化の妨げになってい
た。
元画像処理機能を有する超音波診断画像において、その
処理の高速化を図って、超音波走査と並行して3次元画
像の作成及び表示をほぼ実時間で可能にすることにあ
る。
波診断装置は、被検体内部を超音波で走査する手段と、
前記走査により得られたエコー信号を検波する手段と、
前記検波により得られたデータを直交座標系に変換する
手段と、前記直交座標系に変換されたデータに基づいて
2次元画像を表示する手段と、前記直交座標系に変換さ
れる前のデータに基づいて3次元画像データを作成する
手段とを具備したことを特徴としている。
検体内部を超音波で走査する手段と、前記走査により得
られたエコー信号を検波する手段と、前記検波により得
られたデータに基づいて、複数の部分的3次元画像デー
タを並列処理により作成する複数のユニットと、前記複
数のユニットにより作成された複数の部分的3次元画像
データを3次元画像データに合成する手段と、前記検波
により得られたデータを、前記複数のユニットに対して
一斉同報するブロードキャスト手段とを具備したことを
特徴としている。
検体内部を超音波で走査する手段と、前記走査により得
られたエコー信号を検波する手段と、前記検波により得
られたボリュームデータに基づいて、複数の部分的3次
元画像データを並列処理により作成する複数のユニット
と、前記複数のユニットにより作成された複数の部分的
3次元画像データを3次元画像データに合成する手段
と、前記検波により得られたボリュームデータをその奥
行き方向に応じて分割し前記複数のユニットに対して重
複なく転送する手段とを具備したことを特徴としてい
る。
好ましい実施形態により詳細に説明する。図1に、本実
施形態に係る超音波診断装置の構成をブロック図で示し
ている。CPU1に対して、バス20を介して、多チャ
ンネル型の超音波プローブ9、送受信ユニット8、スキ
ャンコンバータ10、3次元画像再構成ユニット11、
磁気ディスク2、メモリ3、キーボード4、マウス5、
グラフィックコントローラ6、モニタ7が接続されてい
る。
圧電素子とこの圧電素子の表面に形成された個別電極と
圧電素子の裏面に形成された共通電極とからなる複数の
振動子が一列に配列されている。この超音波プローブ1
の振動子配列としては、リニア仕様、セクタ仕様、コン
ベックス仕様等の様々な仕様があるが、ここではセクタ
仕様として説明する。
と検波部分とからなり、送信部分には、振動子に個々に
接続されたパルサが設けられている。このパルサは、パ
ルス発生器から一定の周期(パルス繰り返し周波数PR
Fの逆数)で発生され、そして送信遅延回路で遅延され
たパルス信号をトリガとして、個別に対応されている振
動子に駆動信号(高周波の電圧信号)を印加する。振動
子の駆動信号による機械的な振動により発生した超音波
は、被検体内部を伝播し、その途中にある音響インピー
ダンスの不連続面で反射し、エコーとしてプローブ9に
返ってくる。このエコーは、プローブ9の圧電素子を機
械的に振動する。これにより発生した微弱な電気信号
は、受信部分のプリアンプで増幅され、そして受信遅延
回路で遅延され、加算器で加算される(整相加算処
理)。これによりエコー信号に指向性が与えられる。こ
のエコー信号は、検波部分においてまず検波され、そし
てアナログデジタルコンバータで1本の超音波走査線
(単にラスタと呼ばれることもある)に対して例えば
0.5mm間隔に相当するサンプリング周波数に従って
サンプリングされる。
後述のスキャンコンバータ10でビデオ走査方式に合わ
せて直交座標変換される前のデータは、ラスタの番号
と、サンプリング点の番号とによって極座標様の座標系
で定義されている。この1スライス(1スキャン)分の
サンプリングデータの集まりを、以下、スキャンラスタ
データと称するものとする。
と、3次元表示モードとが備えられていて、キーボード
4やマウス5の操作によりオペレータは自由に切替でき
るようになっている。まず、2次元表示モードにおいて
は、送受信ユニット8から出力されるスキャンラスタデ
ータは、スキャンコンバータ10で水平走査線と垂直走
査線とで定義される直交座標系、つまりビデオ走査方式
に並び替えられ、さらにラスタ間を補間され後、断層像
データとしてグラフィックコントローラ6に送られると
共に、磁気ディスク2に送られ記憶される。グラフィッ
クコントローラ6は、モニタ7に断層像を表示させるた
めに、断層像データに基づいてモニタ7を制御する。
波プローブ9が手動で又は自動的に動かされると、これ
に応じて扇形走査面が、被検体内部の3次元領域内を手
前から奥に向かって平行移動又は首振り運動のように動
き、この結果、複数スライス分のスキャンラスタデータ
がボリュームデータとして収集される。
ード時と異なり、送受信ユニット8から出力されるスキ
ャンラスタデータは、スキャンコンバータ10を経由せ
ずに、直接的に3次元画像再構成ユニット11に送られ
る。
図2に示すように、複数スライス分のスキャンラスタデ
ータから直接的に3次元画像再構成処理、ここではキー
ボード4やマウス5の操作によって任意に設定された投
影スクリーンに対して垂直に定義された複数の光線各々
に沿ってデータ追跡を行い、その光線上のデータを対象
としてデータ加算又は最大値抽出等の処理、さらにはラ
スタ間の補間処理を行う。このような処理が一般的に投
影処理と呼ばれるもので、この投影処理により3次元表
示画像データが再構成される。この投影処理において、
データ読み書き等のアドレスコントロールは、従来のよ
うなXY直交座標系の仕様ではなく、ラスタの番号とサ
ンプリング点の番号とによる極座標様の座標系の仕様で
行われる。
バータ10でビデオ走査方式に合わせて直交座標変換さ
れる前のスキャンラスタデータを対象として、直交座標
変換処理を経由せずに直接的に3次元表示画像再構成処
理を行う。従来では、ボクセルデータを対象としたX線
CTやMRI用の3次元画像作成処理をそのまま流用で
きるようにデータを直交座標に変換してボクセルデータ
を作ってから3次元画像作成処理を行っていたが、本実
施形態では、ボクセルデータを作らずに、直交座標変換
前のスキャンラスタデータから直接的に3次元画像デー
タを作成する。従って、直交座標変換に要していた時間
分、高速化を図って、実時間性を向上することができ
る。
図3に示すように、複数スライス分のスキャンラスタデ
ータ(ボリュームデータ)から3次元画像データを再構
成する投影処理(図8参照)を、メモリ15と演算器1
6とからなる複数のレンダリングユニット14で並列処
理(分割処理)して、部分的な3次元画像データを作成
し、この部分的な3次元画像データを合成プロセッサ1
7で最終的な1つの3次元画像データに合成するように
なっている。
データは、従来では、複数のユニット14にシリアルに
転送されていたが、本実施形態では、スキャンラスタデ
ータに宛先アドレスとして宛先不特定アドレスを添付す
るブロードキャスター12と、複数のユニット14で共
用されるバス13とにより、複数のユニット14に対し
て一斉同報されるようになっている。
1/N(Nはユニット数)に短縮することができ、これ
により高速化が実現され、実時間性が向上され得る。
図4に示すようにいわゆるクロスバー方式に変形するこ
とができる。図3の構成では、ブロードキャスター18
に対して複数のレンダリングユニット14がバス13に
より一対多の形態で接続されていたのに対して、図4の
構成では、ブロードキャスター18に対して複数のレン
ダリングユニット14が一対一の形態で個別に接続され
ている点が相違している。また、図3の例では、ブロー
ドキャスター12でスキャンラスタデータに宛先不特定
アドレスを添付することで一斉同報を実現していたが、
図4の例では、ブロードキャスター18又は送受信ユニ
ット8において、転送先の複数のレンダリングユニット
14の個別アドレス(接続ポート番号)をスキャンラス
タデータに個々に添付して、複数のレンダリングユニッ
ト14各々が個別アドレスに従ってスキャンラスタデー
タをに一斉に受け取ることができるようになっている。
図5に示すようにいわゆるデージーチェーン方式に変形
することもできる。図5の構成では、複数のレンダリン
グユニット14各々にはリピーター22が設けられ、こ
のリピーター22によって複数のレンダリングユニット
14がブロードキャスター18に対して連続的又は連鎖
的に接続されている。先頭のレンダリングユニット14
のリピーター22は、ブロードキャスター18から受け
取ったスキャンラスタデータを自ユニット14のメモリ
15に送り込むのと並行して、次段のレンダリングユニ
ット14に転送する。この次段のレンダリングユニット
14のリピーター22も同様に、受け取ったスキャンラ
スタデータを自ユニット14のメモリ15に送り込むの
と並行して、さらに次段のレンダリングユニット14に
転送する。このような動作を繰り返しながら、複数のレ
ンダリングユニット14に次々と送り込まれていく。こ
の方式では、スキャンラスタデータの各ユニット14の
メモリ15への書き込みと次のユニット14への転送と
が同時に並行して行われるので、スキャンラスタデータ
の転送時間を短縮することができる。
処理の作業分担を、次のように工夫することにより、ハ
ードウェア構成を簡略化、具体的にはメモリ15の容量
及びバス13のデータ量を小さくすることができる。図
6に示すように、ブロードキャスタ12は、データ転送
プロセッサ18に置き換えられる。上述したブロードキ
ャスタ12は、複数スライス分のスキャンラスタデータ
(ボリュームデータ)を全てを複数のユニット14に対
して一斉同報するようにしていたが、データ転送プロセ
ッサ18は、ボリュームデータを図7に示すように奥行
き方向(Z)に複数の領域(A,B,…,N)に分割
し、各領域のデータをそれぞれ対応するユニット14に
重複しないように転送するという機能を備えている。
ボリュームデータを領域毎に分けて転送することで、メ
モリ15の容量及びバス13のデータ量を図3の場合の
1/Nに小さくすることができる。
同様に、ボリュームデータに対する投影処理は複数のユ
ニットで並列処理をするようになっているが、相違する
のは、各ユニットに対する投影処理の割り当て方法にあ
る。周囲の通り、投影の主な処理としては、ボリューム
データに対して配置した複数の平行光線又は集束光線上
のデータを追跡するという処理である。図1の場合で
は、光線単位で処理を各ユニット14に割り当ててい
た、つまりある光線の追跡処理は、その最初から終わり
までが同じユニット14で担当していたので、データ追
跡処理がデータの欠落によって光線の途中で止まらない
ように、全てのボリュームデータを全ユニット14に個
々に送っておく必要があって、メモリ15やバス13に
大きな容量が必要とされる。
光線の途中までの追跡処理が割り当てられ、別のユニッ
ト14にはその続き、さらに別のユニット14にはさら
にその続きが割り当てられる。つまり、1本の光線に関
する追跡処理は、複数のユニット14によって分担され
るようになっている。従って、図6の場合では、全ての
ボリュームデータを全てのユニット14に送る必要はな
く、それぞれが割り当てられている処理に必要な部分的
なデータを送ればよい。このためメモリ15やバス13
には大きな容量は必要とされない。
よって得られた部分的な3次元画像データは合成プロセ
ッサ19で光線毎に加算され、最終的な1つの次元画像
データが生成される。この加算処理の一例として、光線
追跡上、後方に位置する領域(B,C,…,N)では、
入射光量を1.0と仮定して光線上のデータ追跡を行
い、この仮定した入射光量1.0を手前の領域のデータ
追跡結果に従って補正しながら加算を行う。
ロスバー方式や図5のデージーチェーン方式を採用する
ことができる。この場合には、分割したデータブロック
ごとに各ユニット14の個別アドレスを添付しておき、
その個別アドレスに従ってユニット14の側で分割デー
タの受け取りの認容又は否認を判断するようにしてもよ
いし、予めユニット14の側にデータ全体の中の自ユニ
ット14で取り込む範囲情報を与えておき、その情報に
従って対応するデータブロックだけを取り込むようにし
てもよい。
ことなく、種々変形して実施可能である。
とした3次元画像作成処理をそのまま流用できるように
データを直交座標に変換してボクセルデータを作ってか
ら3次元画像作成処理を行っていたが、本発明では、ボ
クセルデータを作らずに、直交座標変換前のデータから
直接的に3次元画像データを作成する。従って、直交座
標変換に要していた時間分、高速化を図って、実時間性
を向上することができる。
にシリアルに転送していたが、本発明では、一斉同報す
るので、データ転送時間を短縮することができる。これ
により高速化が実現され、実時間性が向上され得る。
ームデータに対する投影処理は複数のユニットで並列処
理をするようになっているが、従来と相違するのは、各
ユニットに対する投影処理の割り当て方法にある。周囲
の通り、投影の主な処理としては、ボリュームデータに
対して配置した複数の平行光線又は集束光線上のデータ
を追跡するという処理である。従来では、光線単位で処
理を各ユニットに割り当てていた、つまりある光線の追
跡処理は、その最初から終わりまでが同じユニットで担
当していたので、データ追跡処理がデータの欠落によっ
て光線の途中で止まらないように、全てのボリュームデ
ータを全ユニットに個々に送っておく必要があって、ボ
リュームデータの全データ量を賄えるように大きなメモ
リ容量が必要とされていた。一方、本発明では、あるユ
ニットには光線の途中までの追跡処理が割り当てられ、
別のユニットにはその続き、さらに別のユニットにはさ
らにその続きが割り当てられる。つまり、1本の光線に
関する追跡処理は、複数のユニットによって分担される
ようになっている。従って、本発明では、全てのボリュ
ームデータがなくても各ユニットはそれぞれが割り当て
られている奥行き領域までの部分的なデータがあれば、
各ユニットはそれぞれが割り当てられている領域の作業
を途中で止まることなく完了することができる。つま
り、全てのボリュームデータを全てのユニットに送る必
要はなく、それぞれが割り当てられている処理に必要な
部分的なデータを送ればよい。このためバス容量やメモ
リ容量が少なくて済む。
成を示すブロック図。
図。
ブロック図。
示すブロック図。
構成を示すブロック図。
示すブロック図。
ボリュームデータの分割領域を示す模式図。
図。
Claims (3)
- 【請求項1】 被検体内部を超音波で走査する手段と、 前記走査により得られたエコー信号を検波する手段と、 前記検波により得られたデータを直交座標系に変換する
手段と、 前記直交座標系に変換されたデータに基づいて2次元画
像を表示する手段と、 前記直交座標系に変換される前のデータに基づいて3次
元画像データを作成する手段とを具備したことを特徴と
する超音波診断装置。 - 【請求項2】 被検体内部を超音波で走査する手段と、 前記走査により得られたエコー信号を検波する手段と、 前記検波により得られたデータに基づいて、複数の部分
的3次元画像データを並列処理により作成する複数のユ
ニットと、 前記複数のユニットにより作成された複数の部分的3次
元画像データを3次元画像データに合成する手段と、 前記検波により得られたデータを、前記複数のユニット
に対して一斉同報するブロードキャスト手段とを具備し
たことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項3】 被検体内部を超音波で走査する手段と、 前記走査により得られたエコー信号を検波する手段と、 前記検波により得られたボリュームデータに基づいて、
複数の部分的3次元画像データを並列処理により作成す
る複数のユニットと、 前記複数のユニットにより作成された複数の部分的3次
元画像データを3次元画像データに合成する手段と、 前記検波により得られたボリュームデータをその奥行き
方向に応じて分割し前記複数のユニットに対して重複な
く転送する手段とを具備したことを特徴とする超音波診
断装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP18957399A JP4601743B2 (ja) | 1999-07-02 | 1999-07-02 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP18957399A JP4601743B2 (ja) | 1999-07-02 | 1999-07-02 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
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JP2001017424A true JP2001017424A (ja) | 2001-01-23 |
JP4601743B2 JP4601743B2 (ja) | 2010-12-22 |
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ID=16243601
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Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP18957399A Expired - Fee Related JP4601743B2 (ja) | 1999-07-02 | 1999-07-02 | 超音波診断装置 |
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